JPS626824B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は人工的な心臓の刺激、特に心房収縮の
周期に応じて、心房収縮終了時に、心臓の心室部
分に収縮刺激を与えるための、電気的刺激パルス
の供給装置に関するものである。

従来技術においては、ジヨン・アダムスの名義
で「上側速度の安定化された同期式心臓ペースメ
ーカ」という名称の米国特許出願第530799号（こ
の特許出願は現在の譲受人に譲渡されている）に
代表されるように、ペースメーカ回路が開示され
ているがこの回路では、もしも心室の自然に起こ
る収縮が生じないときは、心房収縮の感知から一
定時間後に、電気的刺激パルスが心臓の心室に与
えられるようになつている。電気的刺激パルスの
印加における一定時間という制限は、例えば瀕脈
や肉体的努力のために、心臓の拍動数が非常に高
い時は、不都合を生じる可能性があつた。何故な
らば、心臓の拍動数が増加しているので、心房収
縮と心室収縮との間の時間が短くなる。しかし患
者が心臓ブロツクに冒されている状態では、心房
収縮の感知から電気的刺激パルスの印加までの間
の時間が固定したまゝなので、従つて心室収縮が
望ましいサイクルよりもおそいサイクルで発生せ
しめられることになるからである。

本発明の目的は、ペースメーカの感知された心
房収縮の周期に比例するＡ―Ｖ遅延周期を有する
ペースメーカを提供することである。

この目的を達成する効果は、患者のＡ―Ｖ遅延
周期が、増大する心拍度数（heart rate）と共
に、減少する患者の自然の心臓律動を精密に刺激
するペースメーカを提供することである。

本発明の一態様として、心房収縮の感知後心室
に電気的刺激を与える心臓ペースメーカにおけ
る、心房収縮の感知と心室に対するかゝる電気的
刺激の供給との間の時間に影響を与えるための、
心房収縮の周期に応答する手段からなる改善が与
えられる。

以下、本発明の一実施例について、図面に基づ
いて詳細に説明する。

第１図は可変Ｐ―Ｒ時間間隔の心房同期心室禁
止ペースメーカの一実施例の回路図を示したもの
である。

第２図は、第１図の回路の動作を理解するのに
役立つ波形を示したものである。

第１図を参照するに、そこには、可変Ｐ―Ｒ時
間間隔心房同期心室禁止ペースメーカ回路１０が
示されている。すべての心房同期ペースメーカで
は、心臓の心房と心室の両部分にリード線がとり
つけられている。これらのリード線は第１図でＡ
とＶであらわされている。同図において、Ａは心
房電極、Ｖは心室電極を示す。さらに、ペースメ
ーカのパルス発生器の容器の一部をなす中性板又
は中性電極が、Ｉで表示されている。中性電極Ｉ
は、容器内に含まれる直流電池１２の負端子と連
結されており、システムの接地として働く。電池
１２の正端子は、正電圧＋Ｂのもとになる。

端子ＡとＶはいずれも、電気信号を運ぶ手段と
して働き、それは心臓内における心房と心室の収
縮から生じる電気信号を、回路１０へ伝送する。
さらに、心臓の心室と回路１０とを相互に接続す
るＶリード線は、回路１０からの信号を運んで心
室を刺激する第２の機能を果す。

心房収縮に基づく感知電圧は、Ａリード線を通
じてフイルタ回路１４に加えられる。フイルタ回
路１４は、心臓内部の他の電気信号と人工的信号
および雑音を波して、心室収縮をあらわすパル
ス、すなわち心臓電気信号のＰ波だけが、増巾器
１６に加えられるのを許す。増巾器１６は増巾と
波の手段のほか不活性（refractory）手段を具
備する。不活性手段の機能は、増巾器１６による
最初の信号の供給後一定時間の間、後続の信号は
すべて、供給を禁止することである。増巾器１６
の例は、上述の米国特許出願第530799号に示され
ている。

増巾器１６からの出力信号は、負下降信号であ
つて、これは抵抗１８を通じてトランジスタ２０
のベースに加えられて、トランジスタ２０を導通
状態にする。トランジスタ２０の導通により、ト
ランジスタ２０のエミツタに接続された電源＋Ｂ
から、抵抗２２および２４を通じて接地へ電流を
流す。抵抗２２と２４の接続点は従つて、基準電
圧の点になり、この基準電圧はトランジスタ２６
のベースに加えられる。トランジスタ２６は差動
増巾器の半分をなし、他の半分はトランジスタ２
８である。トランジスタ２６と２８のエミツタは
互に接続されて、抵抗３０を通じて接地されてい
る。トランジスタ２８のコレクタは正電圧＋Ｂに
接続され、トランジスタ２６のコレクタはトラン
ジスタ２０のベースに接続されている。さらに、
トランジスタ２０のベースは、抵抗３２を通じて
電源の正電圧＋Ｂに接続されている。

キヤパシタ３４は、抵抗３６と直列に、トラン
ジスタ２８のベースと接地間に接続されている。
さらに、トランジスタ２８のベースは、抵抗３８
を通じてトランジスタ４０のコレクタへ接続さ
れ、トランジスタ４０のエミツタは接地されてい
る。結局、トランジスタ２８のベースはトランジ
スタ４２のベースに接続され、トランジスタ４２
のコレクタはトランジスタ５４のベースに接続さ
れ、トランジスタ４２のエミツタは可変抵抗４４
を通じてトランジスタ２０のコレクタに接続され
ている。

この回路接続で、トランジスタ２０が、トラン
ジスタ２０のコレクタから抵抗４４とトランジス
タ４２およびトランジスタ５４のエミツタ−ベー
スの経路を経て導通状態であるかぎり充電され
る。後述のごとく、トランジスタ２０が非導通状
態になると、トランジスタ４０が導通状態にな
り、キヤパシタ３４は抵抗３８とトランジスタ４
０のコレクタ―エミツタ経路と抵抗３６とを通じ
て放電する。キヤパシタ３４によつて蓄積された
電圧は、トランジスタ２８のベースに加えられ
て、トランジスタ２６に加えられたベース電圧す
なわち抵抗２２と２４の接続点の電圧と比較され
る。トランジスタ２８のベース電圧が、トランジ
スタ２６に加えられたベース電圧を超過すると、
トランジスタ２６は導通しなくなり、トランジス
タ２８は導通状態となる。トランジスタ２６が導
通しなくなると、トランジスタ２０のベースの電
圧が高くなり、従つて、トランジスタ２０は導通
しなくなり、従つてトランジスタ２０のコレクタ
の電圧は接地電圧に近くなる。

トランジスタ２０のコレクタは、抵抗４６を通
じてトランジスタ４８のベースとも接続されてい
る。トランジスタ４８のコレクタは、抵抗５０と
抵抗５２の接続点に接続されている。抵抗５０の
他端は電源の正電圧＋Ｂに接続され、抵抗５２の
他端は接地されている。トランジスタ４８のエミ
ツタも接地されている。トランジスタ２０が導通
状態である限り、トランジスタ４８も導通状態で
ある。キヤパシタ３４の電圧が、抵抗２２と抵抗
２４の接続点の電圧を超えたことによつて、トラ
ンジスタ２０が非導通状態になつたとき、トラン
ジスタ４８は非導通状態となり、従つて抵抗５０
と抵抗５２の接続点と接地間の電圧を高くする。
これは、今度は、トランジスタ４０を導通状態に
して、キヤパシタ３４によつて蓄積された電圧の
放電を許す。

トランジスタ４２の導電度は、キヤパシタ３４
によつて蓄積された電圧によつてきまる。トラン
ジスタ４２のコレクタは、トランジスタ５４のベ
ースに接続されている。トランジスタ５４のコレ
クタは接地され、トランジスタ５４のエミツタは
抵抗５６を通じてトランジスタ２０のコレクタに
接続されている。さらに、トランジスタ５４のエ
ミツタは、トランジスタ５８のベースに接続され
ている。トランジスタ５８のコレクタは、抵抗６
０を通じてトランジスタ２０のコレクタに接続さ
れ、トランジスタ５８のエミツタは、発振器６２
の入力に接続されている。

発振器６２は、ペースメーカ回路に使用される
通常の発振器でよく、上述の米国特許出願第
530799号に記載されているようなものである。概
して言えば、発振器６２はキヤパシタ６４を含ん
でおり、これは内部構成要素によつてきまる時定
数で充電される。すなわち、約0.855秒の一定時
間後に、キヤパシタ６４はあらかじめ定められた
電圧に充電され、この電圧が検知されるとその結
果、電気的パルスが発振器６２の出力からＶリー
ド線を通じて心臓の心室に与えられて、収縮に必
要な電気的刺激をひきおこす。トランジスタ５８
のエミツタは、発振器６２内のキヤパシタ６４の
充電側に接続されているので、トランジスタ５８
がより導電的にされるにつれて、キヤパシタ６４
によつて蓄積された電荷による電圧は、発振器６
２内の内部充電回路を通じて充電されたことによ
る電圧よりはむしろ、トランジスタ５８のエミツ
タ電圧に等しくなる。

上述の回路部分の動作について次に説明する。
心房の収縮時、電気信号（Ｐ波）がＡリード線と
フイルタ１４を通じて増巾器１６に印加され、増
巾器１６は信号を増巾して、負下降信号を抵抗１
８を通じてトランジスタ２０のベースに与える。
この信号はトランジスタ２０を導通状態にし、そ
れによつて抵抗２０と抵抗２４の接続点と接地間
に基準電圧を加える。ここで、抵抗２２と抵抗２
４の値は、トランジスタ２６のベースに加えられ
る基準電圧が、発振器６２から与えられるパルス
信号に対してキヤパシタ６４が直前に充電した電
圧と等しいか、または僅かに大きいように選ばれ
ることに注意すべきである。

トランジスタ２０の導通はまた、抵抗４４とト
ランジスタ４２のエミツタ―ベース接合を通じて
電流を流し、それによつてキヤパシタ３４は、抵
抗４４の設定によつて定まる速度で正に充電を開
始する。トランジスタ４２は、ベース共通の形で
回路中に接続されているので、トランジスタ４２
のベースの電圧は、トランジスタ４２のコレクタ
の電圧に近似的に等しくなる。かくて、キヤパシ
タ３４はより正に充電し、トランジスタ４２のコ
レクタ電圧は増加する。トランジスタ５４とトラ
ンジスタ５８は、エミツタ・ホロアすなわちコレ
クタ共通の形で接続されているので、これらのト
ランジスタのエミツタ電圧は、これらのトランジ
スタのベース電圧に追随する。実際は、トランジ
スタ５４とトランジスタ５８は、コンプリメンタ
リな対称形トランジスタであるから、ベース―エ
ミツタ電圧降下は互に打消し合つて、従つてトラ
ンジスタ５４のベース電圧は、トランジスタ５８
のエミツタ電圧に等しくなる。しかしながら、も
しも発振回路６２内のキヤパシタ６４の電圧が、
トランジスタ５８のベース電圧より高くなると、
少なくともキヤパシタ３４の電圧が、キヤパシタ
６４の電圧を超える時までは、エミツタ電圧はキ
ヤパシタ６４の電圧には等しいが、トランジスタ
５８のベース電圧には等しくならないことに注意
すべきである。

前述のごとく、抵抗２２と抵抗２４の値は、ト
ランジスタ２６のベースに加えられる電圧が、次
の電圧と近似的に等しくなるように選ばれる。こ
の電圧は、発振器６２がＶリード線にパルスを与
えて、心室を電気的に刺激するために、キヤパシ
タ６４が前に充電された電圧である。心房の収縮
が感知され、増巾器１６で増巾されて、トランジ
スタ２０を導通状態にするために与えられたと
き、キヤパシタ３４は、直ちに充電を開始する。
キヤパシタ３４によつて蓄積された電圧は、トラ
ンジスタ４２，５４および５８を通じて、トラン
ジスタ５８のエミツタに反影し、キヤパシタ６４
をその電圧まで充電させる。キヤパシタ３４がト
ランジスタ２６のベースに加えられた電圧まで充
電されたとき、トランジスタ５８のエミツタの電
圧は、発振器６２がその出力にパルスを供給する
に足る電圧までキヤパシタ６４を充電するのに十
分な電圧となる。さらに、キヤパシタ３４の両端
の電圧が、トランジスタ２６のベースに加えられ
た電圧に達したとき、トランジスタ２６は導通を
やめ、トランジスタ２８は導通を開始する。トラ
ンジスタ２６が導通をやめると、トランジスタ２
０のベースの電圧は、もはや＋Ｂより低い電圧に
クランプされず、トランジスタ２０は導通をやめ
る。これは、今度は、トランジスタ４８の導通を
停止させ、そしてこれは今度は、トランジスタ４
０のベースに正電圧を印加させて、トランジスタ
４０を導通状態にする。これは次にキヤパシタ３
４の放電を許す。

心室収縮をひきおこすために、発振器６２から
パルスが供給されたとき、キヤパシタ６４の両端
の電圧は、短絡されて接地電圧となることに注意
すべきである。その後、キヤパシタ６４は、発振
器６２内の内部充電経路を通じて充電を開始し、
0.855秒後に発振器６２にそれ自身の上にパルス
を供給させるに十分な電荷を獲得する。勿論、ト
ランジスタ５８のエミツタ電圧が発振器６２がパ
ルスをすぐに供給するのに十分な値に増加する場
合を除いてである。

次に第２図に関しては、波形が示されている
が、これはキヤパシタ３４と関連回路の動作を理
解するのに有用であり、それに加えて、心房収縮
の検出と心室収縮を生ぜしめる電気的刺激の供給
との間におこる速度について、時間を可変にする
のに役立つものである。例示するだけの目的で、
心臓の毎分70鼓動、毎分100鼓動および毎分120鼓
動の割合での鼓動について検討する。毎分70鼓動
の場合、心房収縮の時間間隔は0.855秒であり毎
分100鼓動に対しては時間は0.60秒であり、毎分
120鼓動に対しては時間は0.50秒である。

まず、毎分70鼓動の心臓速度に関しては、キヤ
パシタ３４は、第２図でＢ_Tであらわされた抵抗
２２と抵抗２４の接続点の電圧に充電される。前
述のごとく、キヤパシタ３４が電圧Ｂ_Tまで充電
されると、トランジスタ４０は導通状態にされ、
キヤパシタ３４は放電を始めて次の心房収縮が感
知されるまで続き、その時点でキヤパシタ３４
は、トランジスタ４２のエミツタ―ベース経路を
経てＢ_Tに充電される。第２図から、心房収縮の
時間間隔が長いほど、即ち換言すれば心摶速度が
低いほど、キヤパシタ３４はより多く放電するこ
とが認められるであろう。キヤパシタ３４の放電
率は勿論、抵抗３６と抵抗３８の和とキヤパシタ
３４のキヤパシタンスの積の時定数で定められ
る。第２図において、キヤパシタ３４は、B₇₀で
あらわした電圧まで放電する。キヤパシタに対し
てB₇₀からＢ_Tまで充電するのに必要な時間はt₇₀
である。

心摶速度が、例えば毎分100鼓動に増加する
と、キヤパシタ３４は電圧B₁₀₀まで放電し、この
電圧は、含まれる放電時間が短いので、電圧B₇₀
より大きい。次の心房収縮が感知されたとき、キ
ヤパシタ３４は再び電圧Ｂ_Tまで充電しはじめ
る。しかしながら、充電開始時の電圧が毎分100
鼓動の心摶速度では大きいので、キヤパシタが電
圧Ｂ_Tまで充電するに要する時間t₁₀₀は時間t₇₀よ
り小さい。再び第２図から見られるごとく、心摶
速度が毎分120鼓動に増加すると、キヤパシタ３
４は電圧B₁₂₀まで放電するだけなので、電圧B₁₂₀
は電圧B₁₀₀とB₇₀のいずれよりも大きい。従つて
電圧B₁₂₀から電圧Ｂ_Tまで充電するのに必要な時
間t₁₂₀は、t₁₀₀より小さい。すなわち換言すれば、
心室刺激は心房収縮感知後、より短い時間で与え
られる。

再び第１図について、以下、回路１０の残りの
構成要素について説明する。これは回路１０が心
房同期心室禁止ペースメーカの範囲内で動作する
ことを許すものである。Ｖ電極はフイルタ回路６
６に接続され、それは心室収縮電気信号すなわち
Ｒ波のみを増巾器６８へ通過させるように設計さ
れている。増巾器１６と増巾器６８は両者とも禁
止入力を含み、これは両者とも互に接続されてス
イツチ６９の一端に接続され、スイツチ６９の他
端はシステムの接地に接続されている。スイツチ
６９が閉じられているとき、増巾器１６と増巾器
６８の両者は動作不能となり、発振器６２は、内
部のキヤパシタ６４の充電によつて内部的に設定
される速度で、パルスを供給する。スイツチ６９
は、発振器６２によつて供給されるパルスの速度
とパルス巾をチエツクしようと希望する医師によ
つて、周知の方法で磁気的に閉じられる。医師に
よるこのチエツクは、ペースメーカの適当な動作
と、その電池系１２の残存寿命とを決定すること
を可能にする。

心室収縮が生じて増巾器６８によつて感知され
たとき、それからの出力は接地レベルの電圧にな
り、そしてそれは直接、発振器６２の入力に加え
られる。同時に、増巾器６８の不活性出力から、
トランジスタ７０のベースに信号が与えられる。
トランジスタ７０のエミツタは、抵抗７２を通じ
て接地されている。さらに、トランジスタ７０の
エミツタは、トランジスタ７４のベースに接続さ
れている。トランジスタ７４のコレクタは、正電
圧＋Ｂに接続され、トランジスタ７４のエミツタ
は、トランジスタ２６と２８の両者のエミツタと
抵抗３０の接続点に接続されている。

トランジスタ７０のコレクタは、トランジスタ
７６のベースに接続され、トランジスタ７６のエ
ミツタは、電源の正電圧＋Ｂに接続され、さら
に、トランジスタ７６のエミツタは、抵抗７８を
通じてトランジスタ７６のベースに結合されてい
る。トランジスタ７６のコレクタは、増巾器１６
の不活性入力に結合されて、不活性期間の間に加
えられたすべての信号に対して、増巾器１６を不
活性にする。すなわち換言すれば、増巾器１６は
不活性期間中、すべての心房収縮信号の感知を禁
止される。

動作中に、心室収縮がＶリード線上の信号とし
て感知されたとき、増巾器６８の不活性出力から
信号が供給されて、トランジスタ７０を導通状態
にし、それは今度は、トランジスタ７４のベース
に正電圧を加えて、それを導通状態にする。従つ
て、トランジスタ２６と２８の両エミツタの接続
点に正電圧が加えられて、両者とも非導通状態に
する。これが生じると、トランジスタ２０は非導
通状態になり、トランジスタ４０は導通状態にな
つてキヤパシタ３４の放電を許す。さらに、トラ
ンジスタ４２，５４および５８は非導通状態にさ
れる。

さらに、トランジスタ７０が導通状態になる
と、トランジスタ７６のベース電圧は、抵抗７２
と抵抗７８によつて定められる値まで低下し、ト
ランジスタ７６は導通状態になり、従つて、不活
性期間に生じるすべての心房収縮に対して、増巾
器１６を不活性にする。

トランジスタ２０の導通の終了によつて、トラ
ンジスタ５８が導通をやめると、増巾器６８の出
力の接地電圧は、発振器６２内のキヤパシタ６４
の短い時定数での放電を許す。このようにして、
発振器６２はリセツトされ、その結果、トランジ
スタ５８のエミツタの電圧が、キヤパシタを前の
時の電圧まで充電しない限り、0.855秒後にキヤ
パシタ６４は、発振器６２がパルスを供給する電
圧まで充電される。

増巾器６８を動作させる信号は、心臓電気信号
のＲ波のような正常な心室収縮か、或は早期心室
収縮（PVC）のいずれでもよいことに注意すべ
きである。いずれの場合も、心臓に電気刺激を与
えることは望ましくなく、従つて、回路１０の全
体がターンオフされ、キヤパシタ６４は放電され
る。

上述したところと関連して、回路１０は、患者
の心臓活動の実態と環境に応じた７種類の異なる
モードのどれか１つで動作することができる。７
種類のモードとは、(1)禁止モード。患者は毎分70
鼓動より大きい心摶速度と、キヤパシタ３４が電
圧Ｂ_Tまで充電するのに必要な時間より短い時間
で自然に生じる心室収縮を有する。(2)PVO禁止
モード。PVCが回路１０のすべての動作を禁止
する。(3)要求（demand）モード。心摶速度は毎
分70鼓動より小さい。(4)Ｐ波同期モード。心臓の
心房摶動速度が毎分70鼓動と120鼓動の中間であ
る。(5)上側速度制限モード。心臓の心房摶動速度
が毎分120鼓動と160鼓動の間にある。(6)非同期モ
ード。スイツチ６９は閉じていて、発振器６２が
回路の残りの部分と独立に動作するのを許す。(7)
保護モード。心房摶動速度が毎分160鼓動を超え
ている。

禁止モードとPVC禁止モードでは、増巾器６
８は、自然に生じる心室収縮あるいは早期心室収
縮を検出して、接地電位の信号を与えてキヤパシ
タ６４の放電を許し、同時にトランジスタ７０，
７４および７６を通じて信号を供給して回路１０
の残りの部分をリセツトし、また増巾器１６を不
活性状態にする。要求モードでは、発振器６２内
のキヤパシタ６４は、発振器６２が毎0.855秒ご
とに電気的刺激信号を供給するのを許すに必要な
値に充電する。Ｐ波同期モードでは、増巾器１６
は、心房収縮を検出してキヤパシタ３４を充電開
始させ、同時にトランジスタ５８の電圧によつて
発振器６２がパルスを供給するときまで、トラン
ジスタ４２，５４および５８を導通状態にして、
キヤパシタ６４がトランジスタ５８のエミツタ電
圧によつて充電されるのを許す。キヤパシタ３４
と関連回路の可変時間動作が、生理学的見地から
最も有益なのは、このモードにおいてである。動
作の上側速度制限モードは、前述の米国特許出願
第530799号に詳細に説明されており、増巾器１６
によつて感知された選ばれた心房収縮が、Ｖリー
ド線を通じて供給される電気的刺激パルスを生じ
ないようにさせて、毎分約120の心室刺激パルス
速度を保つように動作する。動作のこのモードに
ついて再言すれば、キヤパシタ３４と関連回路に
よつて与えられる、可変時間が重要である。非同
期モードは、発振器６４が、回路の残りの部分の
影響なしにパルスを供給する速度を決定するため
に、医師によつてスイツチ６９を閉にして用いら
れる。保護モードは、心臓の心房摶動速度が毎分
160鼓動を超えて、発振器６２に毎分120鼓動の一
定速度でパルスを供給させるときに入る。

以下本発明の実施の態様を列記する。

１ 心臓の心房に結合されたリード線上の感知さ
れた電気信号の速度に応じて同時に前記心臓の
心室に結合されたリード線に電気的刺激を供給
するための心房同期心室禁止ペースメーカ回路
において、該回路は、前記心房に結合された前
記リード線上の前記電気信号を感知するための
手段と、該感知手段の前記心房に結合された前
記リード線上の前記電気信号の感知に応じて第
１の状態に入れるための前記感知手段に結合さ
れたスイツチ手段と、第１の入力と第２の入力
および出力を有し該出力は前記スイツチング手
段に結合されていて前記第２の入力の電圧が前
記第１の入力の電圧に等しくなるように信号を
前記スイツチング手段に供給し前記スイツチン
グ手段は第２の状態に入ることによつて前記信
号に応答するコンパレータ手段と、前記スイツ
チング手段が前記第１の状態にある間第１の基
準電圧を前記第１のコンパレータ手段入力に供
給する手段と、前記第２のコンパレータ手段入
力に結合した第１の電気容量手段と、前記スイ
ツチング手段が前記第１の状態にある間電圧を
前記第１の電気容量手段に供給して前記第１の
電気容量手段を充電させ従つて電圧を前記第２
のコンパレータ入力に供給する手段と、前記第
２の状態にある前記スイツチング手段に応じて
放電路を前記第１の電気容量手段にスイツチ可
能に接続する放電路手段と、与えられた第１の
期間中第２の基準電圧に充電し次に前記第１の
期間より短い第２の期間中放電する第２の電気
容量手段を含む発振器手段と、前記第２の電気
容量手段が前記第２の基準電圧まで充電された
ことを検出して前記心室に結合された前記リー
ド線に電気刺激を供給するための手段と、前記
第１の電気容量手段が充電した電圧に関係した
電圧を供給して前記第２の電気容量手段を充電
する手段とを具えることを特徴とする特許請求
の範囲第１項記載のペースメーカ回路。

２ 前記第１の電気容量手段が充電される前記電
圧と特許請求の範囲第５項の最後に記載した手
段によつて前記第２の電気容量手段に加えられ
た電圧との間の関係が前記第１の電気容量手段
が前記第１の基準電圧に充電され前記第２の電
気容量手段が前記第２の基準電圧に充電される
ごときものであることを特徴とする前記第１項
記載の心臓ペースメーカ。

３ 前記第１の基準電圧が前記第２の基準電圧と
等しいか或はそれより僅かに大きいことを特徴
とする前記第１項記載の心臓ペースメーカ。

４ 前記コンパレータ手段が差動増巾器であり、
前記スイツチング手段が初め心房リード線上の
感知信号によつて導通状態にされ前記差動増巾
器の片側からの出力信号によつて導通状態に保
たれるトランジスタであることを特徴とする前
記第１項記載の心臓ペースメーカ。

５ 前記回路がさらに、心臓の心室収縮によつて
ひきおこされた前記心室リード線上の電気信号
の発生の感知およびかかる信号の感知を示す信
号の供給のための手段と、前記信号を前記コン
パレータ手段と前記発振器手段に供給する手段
とを有し、ここで前記コンパレータ手段は前記
スイツチング手段が前記第２の状態に入ること
によつて応答する前記スイツチ手段へ信号を供
給することによつて前記心室リード線感知手段
信号に応答し、前記発振器手段は前記第２の電
気容量手段の放電によつて前記心室リード線感
知手段信号に応答することを特徴とする前記第
１項記載の発明 ６ 前記心房リード線信号検出のための手段があ
る不活性期間の間後続の信号を感知することを
防止するための不活性手段を含み、前記心室リ
ード線信号感知のための前記手段が心房リード
線信号を感知して前記不活性手段を動作させて
前記不活性期間を開始するための前記手段に結
合された手段を含むことを特徴とする前記第５
項記載の心臓ペースメーカ。

【図面の簡単な説明】

第１図は可変Ｐ―Ｒ時間間隔の心房同期心室禁
止ペースメーカの一実施例の回路図を示したもの
である。第２図は、第１図の回路の動作を理解す
るのに役立つ波形を示したものである。 １２……電池、１４，６６……フイルタ回路、
１６，６８……増巾器、１８，２２，２４，３
０，３２，３６，３８，４６，５０，５２，５
６，６０，７２，７８……固定抵抗、４４……可
変抵抗、３４，６４……キヤパシタ、２０，２
６，２８，４０，４２，４８，５４，５８，７
０，７４，７６……トランジスタ、６２……発振
器、６９……スイツチ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 心房収縮の感知後に心室に電気刺激を供給す
   る手段を有する心臓ペースメーカにおいて、 心房収縮の周期に応じて心房収縮の感知と前記
   供給手段による前記電気刺激の心室への供給との
   間の時間に影響を与える手段を具え、 前記影響を与える手段は、２入力のコンパレー
   タ回路と、１つのコンパレータ入力に結合され１
   入力を基準値に維持する第１の入力回路と、前記
   基準値と比較されるべき値を前記コンパレータ回
   路の他の入力に供給するための第２の入力回路と
   を含み、該第２の入力回路は、心房収縮が感知さ
   れた時から前記基準値まで第１の速度で増加し、
   前記基準値に達する時間ごとに次の心房収縮が感
   知されるまで第２の速度で減少する値を与える可
   変値供給手段を含むことを特徴とする可変Ｐ―Ｒ
   間隔心臓ペースメーカ。 ２ 前記影響を与える手段は、差動増巾器手段
   と、該差動増巾器手段の１入力に結合された基準
   電圧供給手段と、蓄積されたエネルギをあらわす
   電圧を前記差動増巾器の他の入力に供給するごと
   く結合されたエネルギ蓄積手段と、心房収縮感知
   に応じて第１の状態にスイツチされる前記基準電
   圧供給手段と前記エネルギ蓄積手段とに結合され
   たスイツチング手段と、前記差動増巾器の前記１
   入力に基準電圧を供給することによつて前記スイ
   ツチング手段の前記第１の状態に応ずる前記基準
   電圧供給手段と、第１の割合で蓄積されたエネル
   ギを増加することによつて前記スイツチ手段の前
   記第１の状態に応答する前記エネルギ蓄積手段
   と、前記スイツチング手段がスイツチングによつ
   て第２の状態に対応し、前記エネルギ蓄積手段に
   よつて供給される前記電圧が前記基準電圧に等し
   くなるまで前記第１の状態にとどまる前記スイツ
   チング手段と、前記第１の割合より小さい第２の
   割合でエネルギを放電することによつて前記スイ
   ツチング手段の前記第２の状態に応答する前記エ
   ネルギ蓄積手段とを含むことを特徴とする特許請
   求の範囲第１項記載の可変Ｐ―Ｒ間隔心臓ペース
   メーカ。 ３ 前記影響を与える手段は、基準電圧をスイツ
   チ可能に１入力に加え、さらにキヤパシタを他の
   入力に結合させ、該キヤパシタはスイツチ可能に
   充電および放電されて電圧を前記他の入力に供給
   し、それは前記基準電圧と比較される２入力コン
   パレータと、心房収縮の感知に応じて第１の状態
   に入つたため前記第１の状態の間前記基準電圧が
   与えられかつ前記キヤパシタが充電され、該キヤ
   パシタの前記基準電圧への充電に応じて前記スイ
   ツチ手段と結合された前記コンパレータが前記ス
   イツチ手段を第２の状態に入らせて該第２の状態
   の間前記基準電圧は与えられず前記キヤパシタは
   放電するスイツチ手段と、該スイツチ手段が前記
   第１の状態にある間前記キヤパシタによつて蓄積
   された電圧を前記発振器手段に加えて前記キヤパ
   シタが前記基準電圧に充電されているとき前記発
   振器手段にパルスを供給させる手段とを含むこと
   を特徴とする特許請求の範囲第１項記載の可変Ｐ
   ―Ｒ間隔心臓ペースメーカ。