JPH0212580B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は身体組織刺激装置に関するものであり
特に植込み型心臓ペースメーカ等に用いられる医
用電子パルス発生装置に関する。心臓ペースメー
カは、1962年に発行された“医用心臓ペースメー
カ”なる名称の米国特許第3057356号においてグ
レートバツチによつて初めて開示された。グレー
トバツチにより開示されたこの装置は、固定レー
トで電気パルスを発生させる比較的簡単な弛張発
振器を具えていた。これらのパルスは、導電線と
電極とからなる導線を通つて心臓へ印加され、パ
ルスが発生する度ごとに心臓を収縮させた。

1962年以降、心臓ペースメーカには数多くの改
良が行われてきた。これらの改良のなかには、電
池を過度に消耗せずに適当な刺激を与えるために
パルス幅又はエネルギーを変える回路を具えるな
ど、回路を更に複雑化する改良が含まれている。
特定の患者の閾値基準の少し上のレベルで刺激が
与えられるようにするためには、ペーシングパル
スの振幅又は持続時間を制御することが望まし
い。何故ならば、より高いエネルギーパルスを用
いると、全体の電池寿命を短縮し、望ましくない
生理学的結果を引き起こすかもしれないからであ
る。

“心臓ペースメーカ用の植込み型制御装置”と
題するチヤーダツクによる米国特許第3198195号
は、ペースメーカと一緒に植込みが可能であり、
身体の外側からの制御操作による起動を必要とす
る振幅制御装置を具えた心臓ペースメーカに関す
る。この制御装置を利用するためには、経皮的に
穿孔を行い、調整器具を挿入する必要がある。

“比較カウントデジタル式制御ペースメーカ”
と題するウイングローブによる米国特許第
3833005号もまた、可調製レートおよび／又はパ
ルス幅制御装置を具えた心臓ペースメーカに関す
る。この特許における装置は、ペーシングパルス
の可調整レートおよび／又はパルス幅を制御する
ために、外部で発生される符号化セツト信号を利
用する。

“寿命終期（end of life）における増大した
パルス幅およびレート変更装置”と題するウオー
ムズリーによる米国特許第3901247号は、可変パ
ルス幅ペースメーカに用いられるパルス発生回路
を開示している。この回路は、電源出力が所定レ
ベル以下に低下すると出力パルス幅を増大させ
る。この回路は電圧レベルが閾値以下に低下する
まではパルス幅を変更させないが、電圧レベルが
閾値以下に低下すると、パルス幅の固定した所定
の増大が１段階（one step）で発生する。パルス
幅が増大すると同時に、出力パルスレートが低下
して、電圧レベルが閾値以下に低下したことを外
部で検出できる表示を与える。供給電圧が閾値以
下に低下した時にパルスが増大する量を予め定め
るために、外部で作動できる電位差計（ポテンシ
ヨメータ）が用いられる。この回路は、供給電圧
が低下した時に、ペーシングパルスの幅に連続的
な変化を与えない。

“連続パルス幅調整回路を具えた電子医用パル
ス発生器”を題するアルフアネスによる米国特許
第3842844号は、基準電圧の低下に応答してパル
ス幅を決定するためコンデンサを組み入れたタイ
ミング回路を用いて、連続的にパルス幅を調整す
るためのパルス発生器に関する。この回路は、広
い範囲の電圧低下にわたつてパルス発生器からの
パルスのエネルギーを所定のエネルギーレベル以
上に保つような方法で、基準電圧の各低下に応動
する。

“デジタル心臓ペースメーカ”と題するマクド
ナルドに対する米国特許出願第957958号は、電源
電圧が低下すると心臓刺激パルスの幅又は持続時
間を自動的に増大させるためにデジタル回路技術
を利用している。開示されたデジタル回路は、電
池手段により与えられる電圧に関連した周波数を
有する一連のパルスを与えるように電圧制御発振
器を利用し、電圧制御発振器パルスをカウントす
るためカウンタ手段を利用する。このカウンタ
は、レート信号に応答して初期カウントにリセツ
トされる。このカウンタに応答し、カウンタがレ
ート信号によつてリセツトされた時からカウンタ
手段が所定値に達するまで電池電圧に関連した電
圧で心臓刺激パルスを与える出力回路が具えられ
ている。

本発明の１局面によれば、電源の電圧が低下し
た時に一定の出力パルスエネルギーを達成するた
めペーシングパルスのパルス幅を引伸ばすための
回路が具えられている。このシステムは、本来コ
ンデンサの使用を必要とし、電流消費の立場から
みて回路を非効率的にする電圧制御発振器を用い
る必要性を除去している。本発明のパルス幅引伸
し回路は、コンデンサ又は電圧制御発振器を用い
る必要のない独持なＤ−Ａ変換器を利用する。こ
こに開示されている回路は、電圧制御発振器の使
用から発生するドリフト（drift）およびトリム
（trim）問題も除去する。

第１図Ａおよび第１図Ｂを参照するに本発明の
実施例であつて、一例としてのペースメーカに使
用する医用電子パルス発生装置としてのパルス発
生回路が示されている。このシステムは、図示の
如く開ループの一定パルスエネルギーペーシング
回路を提供するように単独で動作させることがで
きる。しかし、ここに述べてある説明は、ここに
説明してある発明を開ループペースメーカシステ
ムに使用することに限定するものと解釈すべきで
はない。本発明はまた“デジタル心臓ペースメー
カ”と題するマクドナルドによる上記特許出願に
示されている種類のプログラム可能なペースメー
カシステムに容易に組み入れることができる。

第１図に示すXTAL（水晶発振器）信号は、一
般的には周波数32768ヘルツで発生する方形波パ
ルス信号である。このXTAL信号は、レートカ
ウンタ（rate counter）１０および間隔カウンタ
（interval counter）１２のクロツク入力へ接続
される。

レートカウンタ１０は、図示されている好まし
い実施例においては、周知の方法で接続されてい
る15段の２進カウンタである。段階１０Ｍ，１０
Ｎおよび１０Ｏからの出力は、レートカウンタ１
０の次の段階の入力およびアンドゲート１４へ接
続された状態で示されており、このアンドゲート
１４Ａ，１４Ｂはそれらの入力がすべて１を受信
すると、RSフリツプフロツプ１６のセツト入力
を駆動させる。フリツプフロツプ１６は、順次出
力回路１８を駆動させる。セツト入力が高レベル
に変換すると、フリツプフロツプ１６のＱ出力は
高出力に変わり、レートカウンタフリツプフロツ
プ１０をリセツトし、セツト入力を低レベルに戻
す。同時に、フリツプフロツプ１６のＱ出力は、
出力回路１８からの出力パルスを駆動させ、今度
はこの出力パルスが周知の方法により心臓へ印加
される。

フリツプフロツプ１６の出力は、間隔カウン
タ１２の個々のカウンタのリセツト入力へ接続さ
れるが、図示されている好ましい実施例において
はこのカウンタは、従来の方法で接続されている
６段２進カウンタである。セツト入力がフリツプ
フロツプ１６へ印加されると、出力は高信号か
ら低信号へ切替り、間隔カウンタ１２のリセツト
入力からリセツト命令を除去する。

間隔カウンタ１２のリセツトが低く抑えられる
と、ゼロカウントでXTAL信号をカウントし始
める。間隔カウンタ１２の各段階の出力は、Ｄ−
Ａ変換器２０へ接続されるが、このＤ−Ａ変換器
の詳細回路は第２図に示されている。Ｄ−Ａ変換
器は、段１２Ａ〜１２Ｆの出力におけるゼロに対
応して間隔カウンタ１２からのゼロ入力に対し端
子２１′においてゼロ出力電流を発生させる。Ｄ
−Ａ変換器２０の端子２１からの出力電流は、抵
抗２４へ印加される。

抵抗２４は一連の並列抵抗R₄，R₄′および
R₄″として示されており、それらの並列抵抗は、
スイツチS₁，S₁′，S₁″を使用する可変抵抗結合体
を構成するように接続され、抵抗２４の抵抗値を
変化させて一定に保持されるべきパルスエネルギ
ーの調整を可能にしてもよい。

抵抗２４間の電位が、比較器２６の一方の入力
について電圧Vrefに達すると、比較器２６の端
子２７における出力は高に移行し、オアゲート３
０を介してリセツト信号をフリツプフロツプ１６
へ印加する。このリセツト信号は出力フリツプフ
ロツプをリセツトし、出力回路１８への駆動信号
を取り除いてペーシングパルスを終了させ、また
レートカウンタ１０のリセツト入力からのリセツ
ト信号を取り除いてカウンタがXTAL信号のカ
ウンテイングを再開できるようにする。フリツプ
フロツプ１６のリセツテイングもまた間隔即ち幅
カウンタ１２をリセツトする。

一定のパルスエネルギーを達成するように供給
電圧変化に対する所望のパルス幅感度を達成する
ためには、抵抗Ｒ５がV_CEと接続状態で使用され
Ｄ−Ａ変換器入力３２を駆動させる。Ｄ−Ａ変換
器２０の入力ポート３２へ注入される電流量は、
入力各ビツトごとにＤ−Ａ変換器２０の出力にお
いて供給される電流量を決定する。電池電源電圧
V_BATが低下すると、Ｄ−Ａ変換器２０への入力
電流もまた減少し、それによりパルス幅を増大さ
せる。その理由は、間隔カウンタ１２のより高い
カウント値が端子２１′における出力電流を増大
させ、抵抗２４間にVrefが現われる状態を発生
させることを要求されるからである。Ｄ−Ａ変換
器の出力端子２１′と正の電池電源電圧V_BATとの
間の抵抗器２４の抵抗値を可変とするため、スイ
ツチS₁，S₁′及びS₁″の所望数を選択的に閉じるこ
とによつて相異なる公称（nominal）パルス幅が
得られる。

第１図の回路は、Ｄ−Ａ変換器２０の端子２１
における出力電流が抵抗器２４の両端にVrefに
等しい電圧を発生させるのに十分な点以下に電池
電源電圧が低下した場合に作動するという安全な
特殊装置を具えている。この安全特殊装置は、ア
ンドゲート３４によつて与えられ、このアンドゲ
ート３４は、カウンタ１２のすべてのフリツプフ
ロツプが高レベルに切替り、オアゲート３０を介
して出力フリツプフロツプ１６をリセツトし、所
定のパルス持続時間後にペーシングパルスを終了
させる点を検知する。

上記システムによつて与えられる利点は重要で
ある。電圧制御発振器を用いる必要をなくすとい
うことは、VCOのドリフトおよびトリミングの
固有の問題を取り除く。VCOを省略するという
ことは、単一のチツプ上にそのような回路を集積
しうる可能性を大いに高める。他方、VCOコン
デンサのような外部部品の必要性を最少にする。

第１図Ａ及び第１図Ｂのペーシング回路は、ま
た先行技術の回路に優る利点を有している。とい
う訳は、それは、上述したマクドナルドの米国特
許出願第957958号に記載されているような“高
速”カウンタループの必要性を除いているからで
ある。第１図に示すように本発明を用いれば、総
体的な電流消費がより少い回路をつくるように回
路の集積が可能となる。

第２図は、Ｄ−Ａ変換器２０、比較器２６、基
準電圧源２５、Ｄ−Ａ変換器２０用の電流源３
３、抵抗２４を実施するのに可能な集積回路配置
を示しており、これらの構成部分は、電池電源電
圧の変化によるパルス幅の変化によつてそのエネ
ルギーが一定に保持されているパルス幅の初期選
択を与えるのに使用される。

ブロツク２０の基本的Ｄ−Ａ変換機能は、抵抗
値Ｒ、4.288R、2.072R、Ｒ、Ｒ／２、Ｒ／４、
Ｒ／８を有するエミツタ抵抗とともにトランジス
タＱ４〜Ｑ１０によつて実行される。Ｄ−Ａビツ
ト電流は、Ｑ４のコレクタ電流によつて設定さ
れ、領域スケーリング装置によつてより大きなビ
ツトに対して重みがつけられる。Ｑ１５〜Ｑ２０
のベースリードは、幅（間隔）カウンタ１２の６
段のそれぞれの出力に接続される。カウンタ１２
におけるそれらの各フリツプフロツプがそれらを
ターンオフさせ、Ｄ−Ａ変換器の端子２１におけ
る電流を減少させるようにＱ５〜Ｑ１０の適当な
トランジスタを逆バイアスさせることによつてそ
れらのビツトをターンオフする場合に、トランジ
スタＱ１５〜Ｑ２０は、個々にターンオンされ
る。

回路のＤ−Ａ変換部分に対するバイアスは、ブ
ロツク２５における電流発生器I₃によつて供給さ
れる。そのブロツクにおけるＱ１３，Ｑ１４，Ｑ
２６は、Ｑ１４のエミツタ抵抗の両端における正
温度補償電圧を発生させるのに使用される。Ｑ１
４は、Ｑ１３に比べて５倍も大きなエミツタ領域
を有しており、このＱ１３は、R₁の電流がI₃と等
しくなるように抵抗R₁が選択される場合、R₁の
両端の電圧Vrefをほゞ42ミリボルトにする。従
つて、Ｑ１４を通る電流は、Ｑ２６と直列接続に
なつている９R₁および３R₁によつて増倍されて
ほゞ＋２ｍＶ／℃となる。この値は、ダイオード
として接続されたＱ２６の−２ｍＶ／℃と等し
く、1.25ボルトの電圧を与え、それは、比較器２
６のＱ２２のベースに接続されているブロツク２
５の基準電圧となる。

基準のブロツク２５のＱ２６は、温度補償基準
電流を発生させ、またＱ２７を介して、トランジ
スタＱ４のベースに対して接続され１１R₁とし
て表示されている抵抗を駆動するのに使用され
る。抵抗１１R₁の両端の電圧は、ほゞ＋２ｍ
Ｖ／℃の両端電圧を有し、これは、Ｑ４のV_beと
ともに1.20ボルトのV_ceを与える。

ブロツク３３は、Ｑ２３，Ｑ２４，Ｑ１，Ｑ２
およびＱ３用のバイアス電流を供給する電流源I₁
を具えており、このＱ２３，Ｑ２４，Ｑ１，Ｑ２
およびＱ３は、Ｄ−Ａ変換トランジスタＱ５〜Ｑ
１０のベースおよびそれらのスケーリング抵抗に
対する駆動回路を形成する。コンデンサC₁は、
ループを安定させるのに使用される。

Ｄ−Ａ変換器２０におけるトランジスタＱ２５
は、第１図の回路の出力パルス発生部分の間だけ
抵抗Ｒ２をターンオンするスイツチとして使用さ
れる。“Ｉ”として表示されているＲ２を通る電
流は、Ｄ−Ａ変換器回路に対する入力電流とな
る。電流Ｉは下記の値を有する。

Ｉ＝（V_BAT−V_ce）／（R₂＋Ｒ） Ｄ−Ａ変換器からの電圧は下記の通りである。

V_D/A＝(I)（R₃）（Ｎ）／４ ＝（R₃）（V_BAT−V_ce）Ｎ／（R₂＋Ｒ）（４） 電圧に対する上記の式は、Ｉを最少ビツト電流
の４倍に等しくするように選択されたスケーリン
グ抵抗と抵抗値の選択を反映させるように４で割
算されている。上記の式において、Ｎはクロツク
サイクルの数である。

上記の式を少して再配列すると、パルスの長さ
を決定するクロツクサイクルの数は次の式、即ち Ｎ＝（R₂＋Ｒ）（V_D/A）（４）／R₃（V_BAT−V_ce） によつて与えられ、パルスの持続時間T_pwは次の
式、即ち T_pw＝（Ｎ／32.768KHz）（R₂＋Ｒ）（V_D/A）（４）／R₃
（V_BAT−V_ce）（32.768KHz） によつて与えられる。

比較器２６用の回路は、I₂，Ｑ２１，Ｑ２２，
Ｑ１１およびＱ１２によつて形成される第２図に
示されている。電圧VrefはＱ２２のベースに接
続され、Ｑ２１のベースにおけるＤ−Ａ変換器か
らの電圧と比較され、比較器出力がＱ１１とＱ２
１の共通コレクタ端において発生される。

R₃の変化は、抵抗器２４の各種スイツチを選
択的に閉じることによつて達成され、抵抗Ｒ３を
変化させるのみで回路に対して他の変更を与える
ことなく調整可能な異なる基本パルス幅を選択す
る。

上記に本発明を説明したが、排他的独占権を主
張する本発明の実施例は、特許請求の範囲に明確
に述べられている。

以下、本発明の構成を列記すると次の通りであ
る。即ち、本発明の構成は、 １ 動物体の選択した部分を刺激するのに使用さ
れ、電気導線を接続するように適合された端子
手段、電池電源電圧、および電池電源電圧に電
気的に接続され、所定のレートにて端子手段に
出力パルスを供給する電気パルス発生手段を具
える型の医用電子パルス発生装置において、各
パルスは、所定の公称パルス幅と所定のパルス
エネルギーを有するものであり、 (a) 出力パルスの立上り端の発生に続く経過時
間に比例する値を有するデジタル出力信号を
与える間隔（interval）カウンタ１２と、 (b) 前記間隔カウンタ１２に接続され、それよ
り前記デジタル出力信号を受信し、前記電池
電源電圧に接続され、電池電源電圧に逆比例
するレートにて時間と共に増加する前記デジ
タル出力信号を表わすアナログ出力信号を与
えるＤ−Ａ変換器手段２０と、 (c) 前記Ｄ−Ａ変換器手段２０からのアナログ
出力信号を受信するように接続された比較器
手段を具え、前記比較器手段は、前記アナロ
グ出力信号が所定のレベルに達すると前記出
力パルスを終了させる信号を与えるように構
成、配置されることを特徴とする医用電子パ
ルス発生装置に関するものであり、或いはま
た、 ２ 出力パルスとしての心臓刺激パルスを与える
デジタル心臓ペースメーカパルス発生装置用医
用電子パルス発生装置において、一定の周波数
にて一連のクロツクパルスを与えるためのクロ
ツク手段と、 前記クロツク手段に応答し、前記クロツクパ
ルスをカウントするレートカウンタ１０と、 前記レートカウンタ１０のカウント値に応答
し、前記レートカウンタ１０が前記出力パルス
としての心臓刺激パルスの立上り端を表わす一
定のカウント値に達する時に信号を与え、レー
トカウンタ１０がカウントを終了した（time
out）という事実をデコードするアンドゲート
１４Ａ，１５Ｂとしてのデコーデイング手段
と、 長時間にわたつて減少する電圧量を供給する
ための電池電源電圧と、 前記デコーデイング手段に応答して前記出力
パルスとしての心臓刺激パルスは、前記電池電
源電圧に関連した電圧振幅を有し、電池電源電
圧と共に減少するものであり、 (a) 前記出力パルスとしての心臓刺激パルスの
前記立上り端を表わすカウント値に達した
後、各カウントごとに電池電源電圧の量に比
例する大きさを有する所定の増分値に増加す
る出力電圧を供給する変換器手段と、 (b) 前記変換器手段から出力電圧を受けとるよ
うに接続され、前記出力手段に接続された比
較器手段とを具え、前記比較器手段は、前記
変換器手段の出力電圧が所定のレベルに達す
ると前記出力パルスとしての心臓刺激パルス
を終了させるように構成、配置され、前記変
換器手段は前記間隔カウンタ１２のＤ−Ａ変
換器２０から構成されることを特徴とする医
用電子パルス発生装置に関するものであり、
或いはさらにまた、 ３(a) 経時的に変化する電圧レベルを供給する電
池電源電圧と、 (b) 一定の周波数を有する一連のクロツクパル
スを与えるクロツク手段と、 (c) 所定の反復レートにて出力パルスとしての
心臓刺激パルスを開始させるためのレート信
号を与えるレートカウンタ１０と、 (d) 前記クロツク手段に接続されそこからのク
ロツクパルスを受信し、前記クロツクパルス
をカウントする間隔カウンタ１２、前記間隔
カウンタ１２は、前記レートカウンタ１０か
ら前記レート信号を受信し、前記レート信号
に応答して前記カウンタ手段をリセツトする
ように構成、配置されるものであり、 (e) 前記電池電源電圧と前記間隔カウンタ１２
とに接続されるＤ−Ａ変換器２０、前記Ｄ−
Ａ変換器２０は、前記間隔カウンタ１２の内
容に従つて所定の増分値に増加するアナログ
出力電圧を供給するように構成、配置され、
前記増分値の各々の大きさは、前記電池電源
電圧の電圧レベルに比例するものであり、 (f) 前記電池電源電圧に接続され、また前記レ
ートカウンタ１０に接続されそこから前記レ
ート信号を受信する出力手段を具え、前記出
力手段は、前記レート信号に応答して前記出
力パルスとしての心臓刺激パルスをターンオ
ンするように構成、配置され、前記出力手段
は、また前記電池電源電圧の電圧レベルに比
例する振幅にて前記出力パルスとしての心臓
刺激パルスを与えるように構成、配置され、
前記出力手段は、また前記Ｄ−Ａ変換器手段
２０に接続されてそこからアナログ出力電圧
を受けとり、前記Ｄ−Ａ変換器手段２０のア
ナログ出力電圧が、所定の基準値を超える時
に前記出力パルスとしての心臓刺激パルスを
ターンオフするように構成配置され、前記基
準値は、前記電池電源電圧の電圧レベルが時
間と共に減少した時に前記出力パルスとして
の心臓刺激パルスのパルス幅を増加させるよ
うに選択された値を有することを特徴とする
出力パルスとしての心臓刺激パルスを与える
医用電子パルス発生装置に関するものであ
る。

【図面の簡単な説明】

第１図Ａ及び第１図Ｂは、本発明による心臓ペ
ーシング回路の概略図である。第２図は、第１図
Ａ及び第１図Ｂに示したペーシング回路に特に有
用なＤ−Ａ変換器の詳細な概略図である。 第１図Ａ、第１図Ｂにおいて、１０はレートカ
ウンタ、１２は間隔カウンタ、１６はRSフリツ
プフロツプ、２０はＤ−Ａ変換器。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 動物体の選択した部分を刺激するのに使用さ
   れ、電気導線に接続するように適合された端子手
   段、電池電源電圧、および電池電源電圧に電気的
   に接続され、所定のレートにて端子手段に出力パ
   ルスを供給する電気パルス発生手段を具える型の
   医用電子パルス発生装置において、各パルスは、
   所定の公称パルス幅と所定のパルスエネルギーを
   有するものであり、 (a) 出力パルスの立上り端の発生に続く経過時間
   に比例する値を有するデジタル出力信号を与え
   る間隔（interval）カウンタ１２と、 (b) 前記間隔カウンタ１２に接続され、それより
   前記デジタル出力信号を受信し、前記電池電源
   電圧に接続され、電池電源電圧に逆比例するレ
   ートにて時間と共に増加する前記デジタル出力
   信号を表わすアナログ出力信号を与えるＤ−Ａ
   変換器手段２０と、 (c) 前記Ｄ−Ａ変換器手段２０からのアナログ出
   力信号を受信するように接続された比較器手段
   を具え、前記比較器手段は、前記アナログ出力
   信号が所定のレベルに達すると前記出力パルス
   を終了させる信号を与えるように構成、配置さ
   れることを特徴とする医用電子パルス発生装
   置。 ２ 出力パルスとしての心臓刺激パルスを与える
   デジタル心臓ペースメーカパルス発生装置用医用
   電子パルス発生装置において、一定の周波数にて
   一連のクロツクパルスを与えるためのクロツク手
   段と、 前記クロツク手段に応答し、前記クロツクパル
   スをカウントするレートカウンタ１０と、 前記レートカウンタ１０のカウント値に応答
   し、前記レートカウンタ１０が前記出力パルスと
   しての心臓刺激パルスの立上り端を表わす一定の
   カウント値に達する時に信号を与え、レートカウ
   ンタ１０がカウントを終了した（time out）と
   いう事実をデコードするアンドゲート１４Ａ，１
   ５Ｂとしてのデコーデイング手段と、 長時間にわたつて減少する電圧量を供給するた
   めの電池電源電圧と、 前記デコーデイング手段に応答して前記出力パ
   ルスとしての心臓刺激パルスは、前記電池電源電
   圧に関連した電圧振幅を有し、電池電源電圧と共
   に減少するものであり、 (a) 前記出力パルスとしての心臓刺激パルスの前
   記立上り端を表わすカウント値に達した後、各
   カウントごとに前記電池電源電圧の量に比例す
   る大きさを有する所定の増分値に増加する出力
   電圧を供給する変換器手段と、 (b) 前記変換器手段から出力電圧を受けとるよう
   に接続され、前記出力手段に接続された比較器
   手段とを具え、前記比較器手段は、前記変換器
   手段の出力電圧が所定のレベルに達すると前記
   出力パルスとしての心臓刺激パルスを終了させ
   るように構成、配置され、前記変換器手段は前
   記間隔カウンタ１２とＤ−Ａ変換器２０から構
   成されることを特徴とする医用電子パルス発生
   装置。 ３ (a) 経時的に変化する電圧レベルを供給する
   電池電源電圧と、 (b) 一定の周波数を有する一連のクロツクパルス
   を与えるクロツク手段と、 (c) 所定の反復レートにて出力パルスとしての心
   臓刺激パルスを開始させるためのレート信号を
   与えるレートカウンタ１０と、 (d) 前記クロツク手段に接続されそこからのクロ
   ツクパルスを受信し、前記クロツクパルスをカ
   ウントする間隔カウンタ１２、前記間隔カウン
   タ１２は、前記レートカウンタ１０から前記レ
   ート信号を受信し前記レート信号に応答して前
   記カウンタ手段をリセツトするように構成、配
   置されるものであり、 (e) 前記電池電源電圧と前記間隔カウンタ１２と
   に接続されるＤ−Ａ変換器２０、前記Ｄ−Ａ変
   換器２０は、前記間隔カウンタ１２の内容に従
   つて所定の増分値に増加するアナログ出力電圧
   を供給するように構成、配置され、前記増分値
   の各々の大きさは、前記電池電源電圧の電圧レ
   ベルに比例するものであり、 (f) 前記電池電源電圧に接続され、また前記レー
   トカウンタ１０に接続されそこから前記レート
   信号を受信する出力手段を具え、前記出力手段
   は、前記レート信号に応答して前記出力パルス
   としての心臓刺激パルスをターンオンするよう
   に構成、配置され、前記出力手段は、また前記
   電池電源電圧の電圧レベルに比例する振幅にて
   前記出力パルスとしての心臓刺激パルスを与え
   るように構成、配置され、前記出力手段は、ま
   た前記Ｄ−Ａ変換器手段２０に接続されてそこ
   からアナログ出力電圧を受けとり、前記Ｄ−Ａ
   変換器手段２０のアナログ出力電圧が、所定の
   基準値を超える時に前記出力パルスとしての心
   臓刺激パルスをターンオフするように構成配置
   され、前記基準値は、前記電池電源電圧の電圧
   レベルが時間と共に減少した時に前記出力パル
   スとしての心臓刺激パルスのパルス幅を増加さ
   せるように選択された値を有することを特徴と
   する出力パルスとしての心臓刺激パルスを与え
   る医用電子パルス発生装置。