JPH0399677A - ペースメーカ用血液酸素センサ及びペースメーカのパルス周波数制御装置 - Google Patents

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】 ［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っている。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ってしまうような心
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ベーシン
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
とが当業者によって認められている。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
ータは最適なベーシング動作をもたらすように調整され
る。

この種の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ベーシングすべ
き心臓との間のただ一つの大きな差異、すなわち活動、
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ベ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。

ベーシングされる心臓は睡眠中に必要となるよ５ 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拍毎分でベ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。婁行のような適度なレベルの活動が成る患者
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。

生理応答形心臓ベ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
は心房追従ベーシングであり、この場合には患者は完全
な又は部分的な心房心室ブロックを有し、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
こでレート応答形ベーシングが正常の可変　６ な心臓レートに近似させるために必要となる。

多種の生理応答形ベ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
を含む。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４４３８０９２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４２２８
８０３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。−層短いＱＴ
間隔は一層高い心臓ベ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波の検出によって平均の心房
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。

血圧を適当な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座圧を用
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
の基礎となっている。アメリカ合衆国特許第３３５８８
！３０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にベー
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、従っ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っても危険
であるので、このことは絶対に受は入れられない。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４５８６４５８号公報では右心　
９ 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ベーシン
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、従っ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４８０００１７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、その後にベーシングパルスを
供給する。ここでももし心房が完全に正常に動作しない
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３５９３７１
８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ジ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　０ 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
を受けやすく、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４２
０１２１９号明細書に記載されており、この明細書では
ニュ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
臓ベ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。従っ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
ベーシングレートを作り出させる。この種のデバイスの
例はアメリカ合衆国特許第４１４０１３２号及び同第４
４２８３７８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。

最近性われた研究では、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ｐ
Ｈを検出する。

ｐＨレベルの減少は一層高い心臓ベ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４４８７８０７号及び
　３ 同第４８１５４８８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
少は一層高い心臓ベ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。

酸素飽和センサ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
わる電圧を決定する。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
。

　４ 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。従っ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１にΩ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。

従って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に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。生理応答形可変し−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−７ 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）トランジスタは酸素センサの従来　８ の作動方式とは異なっ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
検出蓋兼ラッチへ供給され、しきい値検出蓋兼ラッチの
ラッ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蓋兼ラッチに設定され
たしきい値に到達したとき、しきい値検出蓋兼ラッチの
ラッチ回路は発光ダイオードをラッチし、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蓋兼ラッチのラッチ回路に加わる
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。従っ
て発光ダイオード及びラッ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。

従って電流源により発生させなければならない最大電圧
は、ラッチ動作発生に先立っ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。従っ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ッチ動作の発生までの時間を
測定するために、簡単なディジタル回路が必要となるに
すぎない。従っ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３、 発明の詳細な説明する。

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
要素はベーシングリード線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。ベーシング
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、ベーシングリード線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
されたベーシングリード線２２は中棒り一ド線である。

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はベーシングリード線２２上に配置され
、心臓２４の右心房中に示されている。

　２ 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。酸素検出形ベ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築４８１５４［
（８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、従って発光ダイオード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Ｅｌ　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Ｅ
２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
い値検出器兼ラッチ３８へ供給される。しきい値検出器
兼ラッチ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ッチ３８は
端子２８と３０との間をラッチする。

しきい値検出器兼ラッチ３８が端子２８と３０との間を
ラッチする時点より以前には、端子２８．３０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■１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ッチ３８のラッチ回路はオフ
であり、電流を消費しない。積分器３６からの出力がし
きい値検出器兼ラッチ３８のしきい値に到達したとき、
しきい値検出器兼ラッチ３８のラッチ回路がラッチし、
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ッチ３８がラッチする時点まで
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。従っ
てしきい値検出器兼ラッチ３８がラッチするのに要した
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ってリセットされ
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ッチ３８のラッチ回路はこの時点
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ＴＩ　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　５ ２８．３０に加わる電圧は■１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３
４の電流出力を積分し始める。しきい値検出器兼ラッチ
３８は、光検出器３４の積分された電流出力がしきい値
に到達したが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ッチ３８のしき
い値に到達し、この時点でしきい値検出器兼ラッチのラ
ッチ回路がラッチする。

しきい値検出器兼ラッチ３８のラッチ回路がラッチする
と、端子２８．３ｏに加わる電圧はｖｌから■２へ低下
する。端子２８．３ｏに加わる電圧をモニタすることに
より時点ＴＩ、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
って当業者ならば、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。

６ 次に第４図のブロック線図は、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２８．３ｏに加えられた電圧をモニタする
。適当なタイミング信号４４はセンサ駆動回路４ｏ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
ック信号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は入れる。

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、クロック信号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
がベ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２
０内に収容され、電子パルス発生器２゜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
なわちクロック信号４６並びにＶ／Ｒ信号４８（Ｒ波が
検出されるか又は■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５ｏ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に接続されたベーシングリード線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。猷素センサ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３
０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９ 差をモニタし、この時間差の関数である制御信号６２を
発生させる。制御信号６２は従って血液の反射特性を代
表する（及び従っ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６２はペースメーカ回路５
０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。従って第４図に示された
装置は、ペースメーカのレーＩ・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０ 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
ッタを有するｎｐｎ形ホトトランジスタ６３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・エミッタ接合に並列に接続されている。最後にｐ
ｎｐ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
ミッタとを有する。

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桁違っている。例えば第１の抵抗器６４は２０
ＭΩの抵抗器とすることができ、第２の抵抗器６６は２
２０にΩ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６８のβ（エミッタ接地電流増
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ャパシタ
ンスが存在する。第１のキャ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ャパシタンスであ
り、これらのコンデンサは図示されていない。他の四つ
のキャ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
スとエミッタとの間にキャパシタンスを有し、このキャ
パシタンスをＣＢ［ｎｐｎ　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ャパシタンスを
有し、このキャパシタンスヲｃｃＢｎｐｎ　と呼ぶ。ト
ランジスタ６８はコレクタとベースとの間にキャパシタ
ンスを有し、このキャパシタンスをＣｃｅｐｎｐ　と呼
ぶ。最後にトランジスタ６８はベースとエミッタとの間
にキャパシタンスを有し、このキャパシタンスをｃｅ［
ｐｎｐ　と呼ぶ。キャパシタンスＣＣＢｎｐｎ　とＣＣ
ＢｐｎＦ　とは並列であり、合わせてＣ用と呼ぶことが
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６４（
及びＣＢ　［ＩＩ。、）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
が急にラッチするのを防止するために、第１の抵抗器６
４に加わる電圧を制御することが必要である。従って時
間に関して発光ダイオード３２（従ってセンサ）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ッチングと測定
の不正確さとを防止することである。

特に第６図では、−１ｐＡの程度の非常に小さ　３ 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−１，３０
Ｖ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ッチングを防
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３
２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３２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１０
０〜３００ｍＶ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、ここでも事前のラッ　４ ランプ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。積分キャパシタンスは従ってＣｊＬ　
＋　ＣＢ［ｐｎｐ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
つ積分キャパシタンスはＣｊＪ−＋　ＣＢ［ｎｐｎ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〜−４００，Ａ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一１００ｍＶ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に並列なキャパシタンスＣＢＥＩｌｎＰを充
電し始める。ホトトランジスタ６３及びトランジスタ６
８は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６８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（従っ
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、電流はペ
ース・エミッタ接合を経て流れ、トランジスタ６８の高
いβにより増幅された電流をエミッタからコネクタへ、
従って第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６６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
ラッチする。

回路がラッチされると、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。−４００ｐＡ
電流の開始段階と発光ダイオード３２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１．５５
Ｖであり、この電圧は駆動回路の構成　７ 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。従っ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　８ 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が達
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
者にとって明らかである。

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
の一実施例のブロック線図、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）２２．５
２・・・ベーシングリード線 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・・・しきい値検出蓋兼ラッチ ５６・・・刺激電極 ５８．６０・・・導体 ６３・・・ホトトランジスタ ６４．６６・・・抵抗器 ６８・・・トランジスタ

Claims (1)

1. 【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
   れたラッチ回路から成り、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
   の導体との間をラッチするラッ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ッタが第２の導
   体に接続され、ホトトランジスタのエミッタが第１の導
   体に接続され、またトランジスタのベース・エミッタ接
   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・エミッ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の時点に先立って初期化電
   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
   る電圧をラッ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ッタが第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ッタが第２の導体に
   接続され、 ｆ）前記トランジスタのベース・エミッタ接合に並列に
   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・エミッタ接合に並
   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
   されたラッチ回路を備え、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
   の導体との間をラッチするラッ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の時点に先立って初期化電
   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
   る電流をラッ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）センサを用いて血液酸素のレベルを測定する方法
   において、この方法が、 ａ）第１の時点で初めて発光するように発光ダイオード
   を駆動し、この発光ダイオードにより放出された光が血
   液へ向けられ、 ｂ）血液により反射された前記発光ダイオードからの光
   の一部を光検出器により検出し、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、 ｃ）前記光検出器からの出力を積分器により積分し、こ
   の積分器の出力として積分された電圧出力を供給し、 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 し、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 ことから成ることを特徴とする血液酸素のレベルを測定
   する方法。 ２７）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。 ２８）心臓ペースメーカとこの心臓ペースメーカに結合
   された刺激電極と酸素レベルセンサとから成る心臓ペー
   スメーカ装置の周波数を 生理的に制御する方法において、この方法 が、 ａ）前記酸素レベルセンサを血液に接触するように位置
   決めし、 ｂ）前記酸素レベルセンサに含まれる発光ダイオードを
   第１の時点で初めて発光するように周期的に駆動し、 ｃ）血液により反射された光の量に比例する電気信号を
   出す光検出器により電気信号を発生させ、この光検出器
   が前記酸素レベルセンサ内に含まれ、 ｄ）積分された電気出力信号を供給するために前記光検
   出器により発生させられた電気信号を積分し、 ｅ）積分された電気出力信号を所定のしきい値と比較し
   、 ｆ）積分された電気出力信号が第２の時点で所定のしき
   い値に到達したときに前記発光ダイオードをラッチし、
   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
   酸素の量に逆比例し、 ｇ）前記ペースメーカの刺激パルス周波数を第１の時点
   と第２の時点との間の時間の長さの関数として制御する ことから成ることを特徴とする心臓ペース メーカの周波数制御方法。