JPH06503741A - オペアンプ出力回路を有する医療用刺激器 - 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】 オペアンプ出力回路を有する医療用刺激器関連出願への相互ｇ照 同時係属する米国特許出廓第０７１５６６．６３６号、発明の名称：Ｆｉｅｌｄ Ｄｅｎｓｉｔｙ　Ｃｌａｍｐ　ｆｏｒ　ｓｅｎｓｉｎｇ　Ｃａｒｄｉａｃ　Ｄｅ 　ｐ　Ｏｌ　ａ　ｒ　ｉ　Ｚ　ａ　ｊ　Ｌ　Ｏｎ　Ｓ　１出願人：Ｔｅｒｒｅｎ ｃｅ　Ｒ，Ｈｕｄｒｌｊｋ、出願日＋１９９０年１０月８日及び米国特許出願第 ０７／６２６，０６１、発明の名称：Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ　Ｃａｐｔｕｒｅ　 Ｄｅｔｅｃｔｉｏｎｆｏｒ　ａＰａｃｅｒ、出願人：Ｔｅｒｒｅｎｃｅ　Ｒ，Ｈ ｕｄｒｌｉｋ、出願日：１９９０年１２月１２日があり、これらはいずれも本明 細書にその全文を引用する。本出願は、これらの引用された出願の両方について の一部継続出願である。

発明の背景 この発明は電気的組織刺激器に関し、特に組織刺激器出力回路とセンスアンプ回 路に関する。

電気的人体組織刺激器、たとえば神経或いは筋肉の刺激器或いは心臓ペースメー カー等は先行技術でよく知られている。科学的好奇心のためや人体組織の種々の 損傷や病気の治療のため、バッテリ、コンデンサ、静電荷ジェネレーター或いは 交流発電機を使用して電気的エネルギーが人体に印加される。ライデンぴんとそ れらの使用が皮下埋設可能な人体刺激器、特に心臓ペースメーカーにおいて今日 でも続いているので、人体組織への電気的エネルギーのコンデンサー放電インパ ルスが、治療上使用されてきた。米国特許第３，０５７，３５６号で示されるよ うな初期の皮下埋設可能な心臓ペースメーカー及びそれに続（ペースメーカーは 、小さく完全に皮下埋設可能なトランジスタ化されたバッテリ駆動のパルス発生 器を含み、これは心臓組識と直接接触する電極を有する柔軟なリードに接続して いる。デマンド型心臓ペースメーカーは伝統的に、全てがＮ７ｆｌから電流を流 すタイミング回路と刺激的回路と分離した感知回路を採用している。そのような パルス発生器の刺激的回路は、伝統的に出力コンデンサーを採用してＺ　ｚる定 電流或いは定電圧出力回路を含み、比較的高レベルのインピーダンスを通してバ ッテリ電位により充電され、そして組織の減極を刺激するために、心筋組織と接 触する電極を通して放電する。出力コンデンサーは、−１１９的には連続する放 電の間に再充電される。

心筋の組織を通しての出力コンデンサーの放電は、組織−電極インタフェースに おいての電気的平衡状態と組織の内因性の双極子モーメントの減極の破裂の為に 後作用で生じる。後作用に基づくこれらの刺激の後弛緩は、伝統的に「減極」と 称され、刺激パルスの供給後にある時間に渡って持続する電圧信号として、刺激 電極に接続する従来のペースメーカーセンスアンプに現れる。従来のペースメー カーでは、これらの後作用は綿密に追従の間の或いは刺激パルスの供給によって 引き起こされる心臓の減極感知についてのペースメーカーの能力を妨害する。

刺激パルスの「減極」の後作用を減らすため、そして同時に出力パルスの立ち下 がりの後に刺激電極を通して供給する急速再充電パルスによって出力コンデンサ ーを再充電するための試みが、米国特許第４，４７６．８６８号、同第４，４０ ６．２８６号、同第３，８３５，８６５号及び同第４，１７０，９９９号に示さ れるように、種々の先行技術で行なわれていた。しかしながら、出力コンデンサ ーを再充電するために単に電極−組織インタフェースを介して通過する十分な電 流が、電極−組織システムを以前の電気的平衡状態に戻すのに必要であるという 訳ではない。また刺激パルスの供給後の作用を減らすために、Ｂｏｕｒｇｅ。

ｉｓ氏の米国特許第４，４９８，４７８号に開示されるようにパルスの供給に続 いてパルスの供給に関係している電極だけをつなぐことによる技術や、Ｅｃｏｎ ｏｍｉｄｅｓ氏等の米国特許第４，８１１，７３８号で開示されるように下限エ ネルギーパルスの列による技術が提案されていた。

発明の開示 本発明の方法と装置は、人体組織の刺激と人体組織の電気的体動を感知するため に、界［’５度クランプオペアンプを使用する。それゆえに、人体組織、特に心 筋組織を刺激し、通常は刺激パルス及び／又は組織減極の間に現われる電極／組 織平衡状態の後パルス障害を減少させる一方で、減極のような所望の組織反応を もたらすのに十分な能力がある刺激的パルス出力回路を供給することが本発明の 目的である。

出力コンデンサーが不要で先行技術における減極作用を補正或いは補償するため の回路部品の複雑性を避は得る、構造が簡単な刺激パルス発生器を供給すること が、本発明のなおいっそうの目的である。従来の出力コンデンサーの削除が、定 められた制御電圧を可変するだけで任意の出力波形が刺激に敏感な組織に印加さ れるという追加的効果を提供する。たとえば伸張したパルス波形、傾斜した電圧 波形、そして一定の電圧波形が、全て容易に達成される得る。閾値超及び閾値下 のパルスをも発生供給できる。

刺激パルスの供給に密接に追従する組織減極を感知する能力と関連した刺激パル ス波形の実行可能な可調性によっても、感知及び刺激的システムを供給がされる 。この点は、Ｈｕｄｒｌｉｋ氏の上記米国特許出願第０７／６２６，０６１号に 開示されている。本出願も、心臓組識を捕捉することにおける刺激パルスの結果 をモニターして、そしてその結果に応じて刺激パルスエネルギーを調整するペー スメーカーを開示する。

本発明はさらに、特に単腔或いは２腔心臓ベーシングシステムにおいて、刺激出 力パルスの供給の間あるいはそれに続いて、ブランキングと不応間隔を供給する 必要を排除するか或いは減少させることをも目的とする。

本発明はさらに、例えば心臓ペースメーカーのように、心臓の自然の減極を感知 するためのセンスアンプ及び人体組織刺激器の出力パルス発生器の両方のための アンプを採用することをも目的とする。

本発明のこれらのと他の目的が、本発明の出力パルス刺激回路により実現される 。本発明の出力パルス刺激回路は、第１と第２入力端子と出力端子を有するオペ アンプ、上記第１入力端子とオペアンプの出力端子の間に接続するフィードバッ ク抵抗器、オペアンプの第１入力端子（負）に第１のリードによって仮想負荷抵 抗を通して接続する刺激すべき組織と接触させる第１の探針電極、人体組織に結 合するとともにオペアンプの第２入力端子（正）に接続する第２の電極、そして 、アンプへの第２の入力に印加され得る規定電圧信号の信号源とからなる。

規定電圧信号がアンプの第２の入力に印加されると、規定電圧がアンプが第１の 入力に強制的に入力される。すなわち、アンプへの第１の入力は、フィードバッ ク及び仮想負荷抵抗器を通して印加された電流によって規定電圧に抑えられる。

このフィードバック作用は、オペアンプの第１の入力で規定電圧を再現させて保 持する。そしてこの電圧が探針電極に印加されるが、これは刺激パルスを含む。

本発明では、仮想負荷インピーダンスは、例えば１００オーム以下として、アン プへの低レベル入力インピーダンスを供給するように選ばれる。仮想負荷インピ ーダンスと組織−電極システムの容量及び抵抗特性は、規定電圧信号の関数とし て探針電極に供給される電流を規定する。

仮想負荷インピーダンスは、上記引用された米国特許出願第０７１５６６．６３ ６号で開示されるように、アンプの感知特性を可変するために調整され得る。刺 激パルス特性は、アンプの第２の入力に供給された規定電圧信号を調整すること によって及び仮想負荷とフィードバックインピーダンスを調整することによって 可変し得る。これらのパラメーターを調整することによって、多種類の感知と刺 激特性が容易に得られ、装置を種々のタイプの電極と共に使用できるようになる 。

図面の簡単な説明 図１は、心臓とともにペースメーカーパルス発生器とベーシングリードの相互連 結を示している模式図である。

図２は、センスアンプとして使用する界磁密度クランプアンプを示している模式 図である。

図３は、本発明のアンプが心臓ペースメーカーシステムのためのセンスアンプと 出力回路として使用された本発明の第１実施例を示している模式図である。

図４は、図３で示された回路を採用している自動閾値心臓ペースメーカーを示し ているブロック図である。

図５は、図３で示された回路を採用している心臓のペースメーカーの他の実施例 を示しているブロック図である。

図６は、実験室で計測された心電図自動記録装置の記録と、刺激パルスによって 誘発された減極の検知と関連した図４のペースメーカーの作用を示す対応タイミ ングのセットを示す図である。

好ましい実施例の詳細な説明 以下本発明の詳細な説明する。本実施例は、−例として徐脈を治療するためのＶ ＶＩ単腔単一ペースメーカーシステムいて開示するものであるが、本発明がこれ に限定されることはない。本発明の心筋の減極刺激と検知のための技術は、２腔 ペースメーカー（ＤＤＤ、ＶＤＤ、ＤＶＩ等）、レート応答型ペースメーカー（ 単腔及び２腔）そして抗頻拍性不整脈装置などのペースメーカーと心臓刺激器の 他の形態のものにも適用できる。本発明では、他の人体組織からの及び／または 心筋の組織からの刺激からの信号の検知もなされ得る。例えば本発明の概念は、 他の器官と骨格筋システム及び／または患者の脈系を刺激するための電気的刺激 システムで採用され得る。

図１は、リードシステム１２と心臓１０に関する皮下埋設されたペースメーカー １４を示すものである。一般的にはペースメーカー】４は、胸部において胸郭の 外側で患者に皮下埋設される。ベーシングリード１２は右心房から心臓１０の右 心室へ通り抜けている。ベーシングリード】２は心臓にベーシングパルスを提供 するため及び心臓組識の減極から生じている電気信号をペースメーカー１４へ伝 えるために使用される。

ベーシングリード１２を使用するのに採用され得る２つの基本的感知構造がある 。単極構造は、ペースメーカーのケースからなる本体電極２４に関係付けた先端 電極２２を用いる。一般的には遠位の先端電極２２と本体電極２４の間の間隔は 、１０〜３０ｃｍの間である。双極構造は、環状電極２１と先端電極２２を用い る。一般的には先端電極２２と環状電極２１は０．５〜３．０ｃｍの間で一定の 間隔をとって配置する。同様に２腔ペースメーカーでは、単極性及び／又は双極 感知のための電極が、心房或いは冠状静脈洞上或いはそれらの中に位置する。

図２は、本発明と関連して使用するアンプを開示する。アンプのこの形態は、本 明細書に引用したＨｕｄｒｌ　ｉｋ氏の上述した同時係属特許出願で述べられて いる。アンプ３８の能動回路が、その２つの入力を等しい電圧レベルに保持しよ うとする。減極波面の通過が、電極２２の近くの電荷と界磁の分布を変λる。こ の外乱は、その入力で等しい電圧を保持するために、フィードバック抵抗器４８ と仮想負荷抵抗器４４を通して電流を供給しているアンプの能動回路に起因する 。電極２２に供給して、この電流は、減極波面の通過前の作用における平衡状態 の再確立しかつ減極波面の発生信号を送る役目を果たす。

図２で示されるように、センスアンプは、本体電極２４に接続する非反転入力４ ０を有するオペアンプ３８と共に動作する。反転入力４２は、システムのための 仮想負荷抵抗をセットするために使用される可変抵抗器４４を通して先端電極２ ２に接続する。この抵抗は好ましくは１ｏ〜１０００オームで、多くとも１００ オーム未満であり、一般的には５平方ミリメートル以下の小さい表面積の電極と 関連して使用される。

本発明者は、本発明によるアンプを磨かれた白金探針電極によってイヌの心臓に 結合したときに、正常の洞調律の間に示されたＲ波が、電極表面の１平方ミリメ ートルについておよそ０．５マイクロアンペアの仮想負荷を通しての電流のため の最大のデマンドを出すように定めた。ピーク電流デマンドは、２，５マイクロ アンペアの近傍或いはそれ以下とすることが望ましく、これは、表面積でおよそ ２〜５平方ミリメートルの白金電極によって達成できる。他の金属からなる電極 については、異なる電流特性となり、それゆえに異なる最適サイズ範囲を持つ。

直接心筋層と接触する電極は、一般的には１平方ミリメートルの表面積について より大きいピーク電流を必要とする。それゆえに、−Ｍ的には幾分小さい最適の 表面積を持つようにするか、過電流を迂回させるため電流短絡回路を採用する。

アンプ３８のフィードバック経路は、仮想負荷４４とフィードバック抵抗器４８ を通る電流に比例した伝送路３９の上の電圧信号Ｂを規定するフィードバック抵 抗器４８によって与えられる。差動増幅器５４は、任意に電極２２．２４の間の 電位差、即ち仮想負荷４４に掛かる電圧を測定するために設けられている。この 差動増幅器５４の非反転入力５０が、先端電極２２に接続され、本体電極２４は 、反転入力５２に接続される。差動増幅器５４の電圧出力Ａは、仮想負荷抵抗器 ４４に掛かる電圧に比例する。

電圧測定Ａと電流測定Ｂは、心臓減極波面の通過で仮想負荷を介して供給された 電力を算定するために使用される。仮想負荷を通して供給される電力の測定に基 づく減極波面の通過検知は、本発明の感知に用いられ得る。しかしながら、減極 検出に電流信号Ｂだけを使用することもでき、以下の実施例ではこの信号だけを 用いている。

電力計算は、アナログ乗算器５６によって実行され、アナログ乗算器５６は計算 された電力に比例する電圧出力Ｃを供給するための出力レベルを計算する。電流 信号Ｂ或いは電力信号Ｃはスイッチ５７を介して比較器５８に伝えられる。比較 器５８は、電源４６によって規定される選択入力と閾値電圧ＶＲＥＦを比較する 。もし電流信号Ｂ或いは電力信号Ｃの選択されたほうが閾値電圧ＶＲＥＦを越え るならば、比較器５８は、伝送路３２上に■感知検知信号ＶＳＤを発生させる。

図３は、図２で示された界磁密度クランプアンプを採用している結合人力／出力 段の１つの実施例を示す模式図である。オペアンプ１００は、仮想負荷抵抗器１ ０４を通して探針電極２２に接続する負の入力を有する。負荷抵抗器１０４は、 可変抵抗器として示されている。上述したＨｕｄｒｌ　ｉｋ氏の米国特許第０７ １５６６．６３６号で開示されているように、負荷抵抗器１０４を調整してセン スアンプとの同調をとることができる。仮想負荷１０４のインピーダンスを減少 させることによって、電極２２から離れている心臓組識の信号の寄与が減少し、 電極２０４の直近組織の相対的寄与が増大する。本発明では、仮想負荷インピー ダンス１０４のインピーダンスは、１００オーム以下が望ましく、またできるだ けゼロに近いほうがよい。ペースメーカーの本体全体或いはその一部からなる不 関電極２４が、可変抵抗器１３４を通してオペアンプ１００の正の入力に接続さ れる。フィードバック抵抗器１０２は、仮想負荷抵抗器１０４を介して供給され る電流に比例したアンプ１００の出力電圧を規定する。アンプ１００の心臓の減 極感知作用は、上記図２のアンプ３８の作用及び上述したＨｕｄｒｌ　ｉｋ氏の 米国特許第０７１５６６．６３６号に開示される作用に対応する。

アンプ１００の出力は、差動増幅器１０６の入力に接続される。差動増幅器１０ ６は、可変抵抗器１０８によって制御される公知のゲイン調整可能段として作動 する。オペアンプ１１２は、可変抵抗器１１４によって供給される可変電圧によ って調整され得るアンプ１０６のオフセットを制御する。アナログ信号としての 使用のためにもし所望であるならばアンプ１０６の出力が、アンプ出力伝送路１ １８に供給される。アンプ１０６の出力は、予め定められた感知限界値を越える アンプ１０６からの信号の発生を検出するための検知ブロック１１６にも供給さ れる。この限界値は単純な電圧レベル閾値或いはコンポルージョンベース閾値検 出器からの合成出力である。

検知ブロック１１６は種々の公知のペースメーカーで感知閾値を確立するために 使用された回路に対応し、従って機能的に示しである。予め定められた閾値を越 えるアンプ１０６からの出力信号に応じて、正或いは負の感知検知信号（ＳＤ） が伝送路３２上に発生させられる。ベーシングパルス自身の供給に応じて感知検 知信号が発生しないようにするために、その後検知ブロックは、ＩＮＨ伝送路３ ８の上の信号によってベーシングパルスの間及び続く数ミリ秒間に渡り抑止され る。もしアンプが以下に述べる捕捉検知を遂行するために使用されていなければ 、ＩＮＨ伝送路３８上の信号が、ベーシングパルス後の１００ミリ秒以下の時間 に渡って持続する。これはペースメーカーの多（の先行公知技術で使用されるデ ジタルブランキング間隔に対応する。また、もしアンプ２６が捕捉検知を遂行す るために使用されていれば、アンプ１００が電極における平衡状態を回復するの に十分な長い時間、例えば５分間に渡り、ＩＮＨ伝送路３８上の信号が持続され る。

刺激パルスを供給するためのオペアンプ１００の使用は、上述のように、アンプ １００の正入力に予め定められた電圧を印加することによってなされる。オペア ンプ１２４．１３０は、抵抗器１２０．１２２．１２６．１２８．１３２ととも に、伝送路４７　（ＶＩＮ）につながるアンプ１２４の負入力に印加した電圧に より、抵抗器１３４を通して調整可能な制御された電流を供給するように機能す る。抵抗器１３４を通る電流が、オペアンプ１００の正入力に供給される電圧信 号及びオペアンプ１０２の反転入力を非反転入力に印加されるのと同一電圧にす るフィードバック抵抗器１０２を通るトリガ電流を規定する。この仮想ノード電 圧（アンプ１０２への反転入力における電圧）は心臓を刺激するために、仮想負 荷抵抗器１０４と探針電極２２に印加される。

アンプ１００へ供給される電圧信号の調整は、抵抗器１３２、抵抗器１３４の調 整によって、或いはＶＩＮ伝送路に４７よって供給される信号の変化によってな される。一般に、この図で示された出力回路は、同一電圧においてアンプ１００ の入力を保持するのに十分な仮想負荷抵抗器１０４を通して流れる電流を生じさ せることによって生じるＶＩＮ伝送路４７上の電圧に反応する。

心臓の刺激に関しては、持続期間中の２ミリ秒以下の平方波形信号を、一般に電 極２２に印加される電圧パルスをトリガーするために、アンプ１２４の負入力に 印加することが考えられる。しかしながら、傾斜電圧波形、正弦波電圧波形、或 いは任意の電圧波形の信号も、アンプ１００によって発生させた対応する電圧波 形の信号とともにアンプ１２４に供給される。矩形電圧パルス、傾斜電圧パルス 、正弦波電圧パルス、及び／又は他の任意電圧波形パルスを発生させる回路が、 刺激電流波形を規定するために採用される。このような回路は周知であるので詳 細な説明は省略する。はとんどのベーシングのために、アンプ１００によって電 極２２に印加される刺激パルスのエネルギーレベルを増大させるために、増大さ れたパルス振幅かパルス幅の単純な矩形電圧パルスがＶＩＮ伝送路４７に印加さ れることが考えられる。

上述のように、電極２２への刺激パルスの供給に続いて、アンプ１００が、刺激 パルスの供給に対応する「減極」後続効果（刺激パルスの印加の後に電極間に現 われる電圧）を減らすために、そして先の平衡状態に急速に電極−組織システム を回復させるために、負荷抵抗器１０４を通して電流を配する。刺激的パルスの 供給に続いて、アンプ１００は、すぐに（１０ミリ秒以内）刺激的パルスによっ て誘発された減極の発生の感知と心臓組識の自己調律減極を感知するために使用 される。

アンプ１００が刺激パルスの供給の間に能動化されるので、刺激電流を示す電圧 がその出力に現れる。そこで、図示された回路が、電極−組織インタフェースに 関係する特性及びベーシングリードの結合性を測定する実行手段となる。電極２ ２に供給される電流を示す信号が、アンプ１０６で増幅されて伝送路１１８に供 給されるならば、記録及び分析回路に通される。同様に、アンプ１００が、ベー シングパルスの供給から引き続いて能動状態にあるので、刺激パルスのすぐ後に 「減極」後続効果を減らすため仮想負荷抵抗器１０４を通る電流は、記録及び分 析のためにアンプ１０６を通って伝送路１１８へも通される。刺激パルスの供給 後、初めの数ミリ秒間に電極２２に供給される電流は、電極２２に隣接した組織 の状態に関する情報或いはその他の有用な情報を供給する。

もちろん感知された誘発減極と自己調律減極の波面は、アンプ１００の出力にも 類似の電圧信号として生じ、検知回路１１６を使用する減極の検知に使用され、 また記録されかつ検知された減極に関する電圧信号の振幅や幅の測定、処理など 公知の波形分析技術を用いて分析される。この分析の形態は、皮下埋設可能な頻 拍性不整脈装置についての本発明の使用と関連して特に価値があると思われる。

そこでは波形解析は、自己調律的に伝えられた減極波面と異常に伝えられた減極 波面を見分けるために重要である。

図４は本発明を採用しているペースメーカーに含まれる主要な回路素子を示し、 これらは供給された刺激パルスが心臓を捕捉することに成功しているかどうかを 発見する。センスアンプ２６は、先端電極２２と本体電極２４の間に電気的心臓 信号を感知するために接続しである。ベーシングパルス波形ジェネレーター３４ はセンスアンプ２６に接続し、上述したような刺激パルス波形を規定する。

第２の界磁密度クランプセンスアンプ２７は、環状電極２１　（図１）とペース メーカー２４に接続する。アンプ２７は図２で図示されたセンスアンプに対応し 、上記引用されたＨｕｄｒｌ　ｉｋ氏の出願で開示されるような捕捉検知機能を 果たすために使用される。

センスアンプ２６は、心臓の減極の発生を検出し、これに対応して伝送路３２上 にセンス検波信号（ＳＤ）を発生させる。ＳＤ倍信号発生が補充収縮間隔タイマ ー３０をリセットし、患者の心臓の根本的周期にペースメーカーを再同期させる 。もしいかなる心室減極も補充収縮間隔内で感知されなければ、タイマー３０は 、補充収縮間隔の終了において伝送路２９上に心室ベーシング信号を発生させる 。心室ベーシング信号（ＶＰ）は伝送路３６を介してベーシングパルス波形ジェ ネレーター回路３４に供給され、上述のような探針電極２２に供給される電流を 制御する予め定められた電圧信号の発生をトリガーする。一般的には、補充収縮 間隔タイマー３０は、遠隔的に心搏間の所望の最大時間間隔に対応する心室補充 収縮間隔の持続期間を調整するために、テレメトリ−によってプログラムされる 。

補充収縮間隔タイマー３０によって発生させた伝送路３６上の■Ｐ信号は、伝送 路４９を介して電子捕捉検波タイマー３３に伝達される。■Ｐ信号は、その後捕 捉検波時間ウィンドーを定義するタイマー３３をリセットする。捕捉検波ウィン ドー（Ｔ２）の間にタイマー３３は、ゲート４１を使用可能にする信号を伝送路 ４３に供給する。捕捉検知ウィンドーの間のアンプ２６或いはアンプ２７からの ＳＤ倍信号発生が、伝送路３７上のゲート４１から捕捉検知信号（ＥＣＤ）を生 じさせる。

典型的な現代のペースメーカーにおいては、ベーシングパルスの持続期間は、お よそ１ミリ秒以下であり、その後アンプ２６は、数ミリ秒の範囲内での組織減極 の感知を十分に可能とするために、探針電極２２に関する電極−組織システムの 電気的平衡を回復させる。環状電極と本体電極へセンスアンプ２７を接続した捕 捉検知のために使用された実施例では、捕捉検知ウィンドーは心室ベーシングパ ルス後約１０ミリ秒で始まり、そしてその後８０〜１００ミリ秒で終了する。

捕捉検知のためにアンプ２６を採用している実施例では、対応する捕捉検知ウィ ンドーは、一般的には、先端と本体電極の間で感知された誘発減極波形が、ベー シングパルス後すぐ（たとえば、ベーシングパルスの供給の後５〜８ミリ秒）に 生じるという事実を反映するために幾分早く始まらなければならない。

捕捉検知目的のためのアンプ２６の使用は、特に、捕捉がより低いパルス振幅で なされ、アンプがベーシングパルス後におよそ５ミリ秒以下で電極で平衡状態を 回復できる場合に可能である。捕捉を確実にもたらす最も低いエネルギーベーシ ングパルスを供給するというペースメーカーの作用が、この結果をなすことに役 立つ。

電子の捕捉検知ウィンドーのスタートへの心室ベーシングパルスの終了からの時 間間隔をＴ１とする。Ｔ１の終了から捕捉検波ウィンドーＴ２が始まる。期間Ｔ １は、心室ベーシングパルスの終わりから始まる。期間Ｔ１の持続期間は短いも のであるべきであり、界磁密度クランプセンスアンプを採用しているシステムで は、５〜１０ミリ秒が適切な値であると実験は示唆する。期間Ｔ２の持続期間は 、ペースメーカーがトリガしたいかなる減極をも検知できるように十分長くなけ ればならない。３０〜１００ミリ秒がＴ２のために適切な持続期間であると実験 は示唆する。

センスアンプ２６が捕捉検波ウィンドーＴ２の間にＳＤ倍信号発生させるとき、 捕捉検波信号（ＥＣＤ）が発生される。この捕捉検知信号は種々の態様で使用で きるが、自動閾値タイプペースメーカーについて説明する。この例では捕捉検知 信号ＥＣＤは、伝送路３７によって自動閾値論理回路３５に伝えられる。自動閾 値論理回路３５は、リードシステムにパルス発生器３４によって供給されるベー シングパルスのエネルギー量を制御する。ベーシングパルスが供給され、いかな る捕捉検知信号も続かなければ、自動閾値論理回路３５は、ベーシングパル増大 させるために、伝送路４５上に制御信号を発生させ、これに対応して電極２２に 供給される電流の振幅或いは持続期間を増大させる。自動閾値論理回路３５は、 伸長された期間に応じて規定電圧信号の振幅或いは持続期間が減少することにな り、全てのベーシングパルスが、心臓を確実にベーシングするために要求される 最小エネルギーの決定を可能とするために心臓を首尾よく捕捉する。自動閾値論 理回路３５は、心臓を捕捉するために、増大されたエネルギーレベルにおいてす ぐに補助的ベーシングパルスをトリガすることによって、ベーシングパルスの故 障にも反応し、図６に示すように、捕捉がなされるまで増加しているエネルギー レベルパルスをトリガし続ける。

パルス発生器３４によって発生させれなベーシングパルスのエネルギー量を調整 する公知の装置例はは、Ｃａｌｌａｇｈａｎ氏等の米国特許第４，８５８，６１ ０号、同米国特許第４，８７８，４９７号、そして、ＤｅＣｏｔｅ氏の米国特許 第４，７２９，３７６号に開示されている。これらは全て本明細書に引用する。

もちろん本発明では、これらの特許で開示された特定の回路によるのではなく、 アンプ２６に供給された規定電圧信号を可変することによって調整が行なわれる が、開示された一般的方法を採用することもできる。

捕捉検知ウィンドーの間の心臓の減極の検知か非検知に応じて変わる他のベーシ ング機能が、Ｃａｌ　ｌａｇｈａｎ氏等の米国特許第４，７９５，３６６号及び Ｗｉｔｔｋａｍｐｆ氏の米国特許第４，３０５，３９６号に開示されている。こ れらは本明細書に引用する。

図５は、本発明を採用しているマイクロプロセッサを用いたペースメーカーのブ ロック図である。電極２２．２４、界磁密度クランプアンプ２６、ベーシングパ ルス波形ジェネレーター３４の構成、作用は図３、図４の実施例と同様である。

アンプ２６は、ペースメーカータイミング論理回路３００への伝送路３２に感知 検知信号を供給する。記憶と波形解析のために、ＦＤＣアンプ２６内のオペアン プからのアナログ信号が、ＡＤ変換器３０６への伝送路１１８に供給される。

ペースメーカータイミングと論理回路３００は、心臓ベーシング機能に関する間 隔を制御するために、プロブラマブルディジタルカウンターとこれに対応する論 理回路を含む。最も重要なことは、ペースメーカータイミング論理回路３００が 、図４で示された補充収縮間隔タイマー、電子的捕捉検知ウィンドータイマー及 び自動閾値論理回路を含むことである。ペースメーカータイマー論理回路３００ によって計られた個々の間隔は、アドレス／データバス３０２を介してマイクロ プロセッサ３０８によって制御される。ＳＤ伝送路３２上の論理回路信号によっ て表される減極波面の検知に応じて、ペースメーカータイミング論理回路３００ は、内部のベーシング補充収縮間隔タイマーをリセットし、かつマイクロプロセ ッサ３０８の制御の下で所望のその他のタイミング機能を初期化する。これらは 捕捉検波ウィンドーＴ１、Ｔ２を含む。心室補充収縮間隔の終了により、トリガ 信号が伝送路３０４に発生され、アドレス／データバス３０２を介してマイクロ プロセッサ３０８によって規定されるように、伝送路４７上の電圧波形を供給す るために、ベーシングパルス波形ジェネレーター３４をトリガする。例えば、電 子的捕捉検知ウィンドーＴ２の間におけるアンプ２６の減極波面の検出不能がア ドレス／データバス３０２によってマイクロプロセッサ３０８に伝えられ、マイ クロプロセッサ３０８は、間隔Ｔ２の終了或いはその後まもなく増大された振幅 か持続期間を伴う第２のベーシングパルスの即時供給をスケジュールする。電子 的捕捉検知ウィンドーＴ２の間に感知された収縮の検知に応じて、マイクロプロ セッサ３０ｇは、ペースメーカータイミング論理回路３００に次の心室ベーシン グ間隔を始めるように指示する。同様に、上述した特許のいくつかにおいて述べ られているように、マイクロプロセッサ３０８は、供給しているベーシングパル スが十分な安全率を持つかどうか決めるために、出力パルスエネルギーレベルの 臨時の漸進的な減少を指定する。アンプ２６からのアナログ出力が、アドレス／ データバス３０２を介してマイクロプロセッサ３０８の制御の下で作動するＡ− Ｄ変換器３０６に供給される。この構成は、刺激パルスの発生の間に或いはそれ に続いて、そして自発的或いは誘発された心臓の減極の検知に応じて、アンプ２ ６からの出力を記憶できるようにする。例えば、ランダム・アクセスメモリ３１ ０の一部が、ＤＭＡ回路３１２の制御の下でアンプ２６に記憶されたデジタル化 された出力に対する再循環バッファとなる。例えば、デジタル化信号の前の２０ ０〜３００ミリ秒がいつも再循環バッファで示されるようになる。刺激パルスの 供給か減極波面の感知に応じて、マイクロプロセッサ３０８は、１００〜２００ のミリ秒間に渡り再循環バッファメモリを凍結し、それから後の分析のためにメ モリ３１０内の別の位置ヘバッファの内容を移す。この態様では、供給された刺 激パルスに対応している伝送路１１８上の信号波形、その以前の平衡状態に電極 −組識システムを回復するためにアンプ２６の作用に対応している波形及び誘発 或いは自発的な減極波形は、曲線の当てはめ解析或いは他の形態のデジタル波形 解析に使用するために保持される。

図５で示された実施例はペースメーカーの形態をとるものであるが、信号の記憶 と分析回路は、通常の伝導と異所性の脈拍を見分けるために用いられる波形解析 と共に、上述のような皮下埋設可能な抗頻脈ペースメーカー、皮下埋設可能な電 気的除細動器或いは皮下埋設可能な細動除去器に採用できる。上述の自動閾値ペ ースメーカーにおける本発明の作用が、図６のトレース１〜６に示されている。

トレースｌは、伝送路１１８（図３）上のアンプ２６の出力における電圧信号に 対応し、電極２２に供給されるパルスと心臓の減極を示すＲ波を示している。

トレース２は、環状電極２１へ接続する反転入力とペースメーカーの本体電極２ ４に接続する非反転入力を有する図２中のアンプ３８に対応するオペアンプの出 力における電圧信号に対応する。トレース３は、伝送路３２上のセンスアンプ２ ６（図５）の論理レベル出力を示し、それゆえに図示されたパルスが、図４で述 べたＳＤ倍信号対応する。

トレース４は、伝送路３９（図４）上のアンプ２７の論理レベル出力に対応し、 同様に感知された心室減極の発生を示す。

トレース５は、捕捉検知タイマー３３（図５）からの伝送路４３上の信号に対応 する。従ってトレース４の中の高レベル論理信号が、捕捉検知ウィンドーＴ２の 持続期間に対応する。また供給するベーシングパルス６２．６３．７２．７３． ７４とＴ２ウィンドーの間隔が、間隔Ｔ１に対応する。

トレース６は、心室ベーシングパルス波形ジェネレーター３４（図５）の出力に 対応する。供給されるベーシングパルスのエネルギーレベルは、パルスマーカー の高さに反映されている。ベーシングパルスの発生が、トレース１〜５にまたが って伸びベーシングパルスの供給の間におけるアンプ２６（図４）の出力に対応 する記入線６２．６３．７２．７３．７４に反映されているる。

第１の心臓波形６０ａ、６０ｂは、心臓の正常の洞減極に起因する。トレース２ 上のＳＤ信号６１とトレース４上のＳＤ信号６５はこの事象の検知を反映する。

図５のペースメーカーでは、この検出された減極が補充収縮間隔タイマー３０を リセットする。補充収縮間隔の終結でタイマー３０は、心室ベーシングパルスを トリガする心室ベーシング信号を発生させる。

トレース５上の記入線６２とベーシングパルスマーカー６９が、ベーシングパル スの供給を示す。その後トレース５で６７で表示されるように、捕捉検知ウィン ドーＴ２が規定される。ベーシングパルスが心臓を捕捉するには不十分なエネル ギーであるとき、いかなる減極も発生しない。この捕捉の不足は、６２における ベーシングパルスの供給に続いてトレース４上にいかなる■−感知検知信号も生 じないという事実によって示される。

この例で、自動閾値論理回路３５（図４）が別の心室ベーシングパルスを発生さ せることが、記入線６３によって示される。トレース６でベーシングパルスマー カー７０によって示されるように、このベーシングパルスの振幅が増大されてい る。

この例では、トレース１．２上の減極波形６４ａ、６４ｂによって示されるよう に、第２のベーシングパルスが心臓を捕捉している。トレース４でｖ−感知検知 信号６６によって示されるように、この心室減極は、６３におけるベーシングパ ルスの供給後の捕捉検知ウィンドー６８の範囲内で検出される。

減極波形７１ａ、７１ｂに関係するトレースが、７２．７３．７４において供給 される一連の３つのベーシングパルスを示す。最初の２つのベーシングパルスは 、トレース４で■−感知検知信号の不存在によって示されるように、心臓を捕捉 に失敗している。ベーシングパルスマーカー８０．８１．８２によって示される ように、ベーシングパルスエネルギーは各パルスについて増やされる。■−感知 検波信号７６によって示されるように、７４において供給される第３のパルスは 、心臓を捕捉することに成功している。

図６で示した本発明の実施例は、捕捉検知のためにセンスアンプ２７を採用して いる。このため、Ｒ波検出器１１０（図４）はベーシングパルスの供給の間及び そのすぐ後から抑制されるので、トレース３でベーシング脈拍に続いてＳＤ倍信 号示されない。しかしながらもしアンプ２６が捕捉検知に用いられているならば 、ベーシングパルス６３．７４に続いて、６６．７６におけるそれらに対応しか つＡＮＤゲート４１　（図４）の出力に対応するＳＤ倍信号トレース３に示され る。

上記実施例はすべて減極感知及び刺激パルスの供給に界磁密度クランプアンプを 採用しでいるが、界ｅ度りランプアンプは、刺激電極に結合させる先行公知技術 タイプのセンスアンプと関連させて刺激パルスを供給するために使用することも できる。これらの状況では、センスアンプのいくらかのブランキングが必要かも しれないが、減極を刺激パルスに続いてすぐに感知できる状態に電極−組識シス テムを戻す能力だけでなく、任意の波形で電圧パルスを供給する能力は保持され る。

また開示された実施例は心室ペースメーカーについてのものであるが、本発明は 心房ペースメーカーや２腔ペースメーカーでも実施できる。同様に、本出願で開 示されたペースメーカーは徐脈処理用のペースメーカーであるが、本発明は、抗 頻脈ペースメーカー、皮下埋設可能な電気的除細動器或いは皮下埋設可能な細動 除去器と関連しても実施できる。また同様に本発明は、神経或いは筋肉インパル スの感知によってトリガされた刺激パルスの供給或いは従来のコンデンサー型の 出力回路によっては容易になし得なかった任意の出力波形が望まれる神経刺激器 と関連して用いることもできる。

ＦＩＧ、　を 特表千６−５０３７４１　（７） 平成６年１月１７日

Claims (12)

【特許請求の範囲】
1. （１）以下の要件からなる医療用電気的刺激装置のための刺激パルス発生装置。 アンプ出力と第１、第２アンプ入力を有するオペアンプ、上記アンプの上記第１ の入力に電気的に接続する第１の電極、上記第１電極と　上記アンプの上記第１ 入力の間に電気的に接続する仮想負荷、 上記アンプの上記第２入力に接続する第２の電極、そして上記第１電極に対する 電圧パルスの対応する供給を生じさせるために上記アンプの上記第２入力に規定 された拍動性の電圧波形を供給する電圧源手段。
2. （２）以下の要件からなる医療用電気刺激器装置。刺激パルスの発生をトリガー するためのタイミング回路、 アンプ出力と第１、第２アンプ入力を有するオペアンプを含み、上記タイミング 回路によってトリガされて刺激パルスを発生させるパルス発生器、電気的に上記 アンプの上記第１入力に接続する第１の電極、電気的に上記アンプの上記第１電 極と上記第１入力の間に接続する仮想負荷、上記アンプの上記第２入力に電気的 に接続する第２の電極、そして上記第１電極に対する電圧パルスの対応する供給 を生じさせるために上記アンプの上記第２入力に規定された拍動性の電圧波形を 供給する電圧源手段。
3. （３）以下の要件からなる心臓ペースメーカー装置。刺激パルスの発生をトリガ ーするためのリセット可能なタイミング回路、電気信号を供給するアンプ出力と 第１、第２アンプ入力を有するオペアンプを含み、上記タイミング回路によって トリガされて刺激パルスを発生させるパルス発生器、 電気的に上記アンプの上記第１入力に接続する第１の電極、電気的に上記アンプ の上記第１電極と上記第１入力の間に接続する仮想負荷、上記アンプの上記第２ 入力に電気的に接続する第２の電極、上記第１電極に対する電圧パルスの対応す る供給を生じさせるために上記アンプの上記第２入力に規定された拍動性の電圧 波形を供給する電圧源手段、そして上記オペアンプの上記出力によって供給され る電気信号に対応して心臓の減極を検出するとともに該減極の検知に応じて上記 タイミング回路をリセットする手段。
4. （４）上記検出手段が、上記オペアンプの上記第２入力への上記拍動性の電圧波 形の供給後に捕捉検知時間間隔を規定する手段と、上記探針電極に供給される対 応する電圧のパルスが心臓の減極刺激に成功したことを示す上記捕捉検知時間間 隔の間に生じている上記減極の検知に反応する手段とを含む請求項３の装置。
5. （５）上記第１電極が、心臓皮下埋設のために適合させられ、上記第１電極が５ 平方ミリメートル以下の表面積を有し、上記仮想負荷が１，０００オーム以下の 抵抗を有する請求項１ないし４の装置。
6. （６）以下の要件からなる心臓組識の減極の検出刺激装置。 第１、第２の入力及び出力を有しかつ該第１、第２の入力の電圧を同一に保持す る手段を含む能動回路、 第１電極、 上記第１電極と上記第１入力の間に接続する仮想負荷、上記第２入力に接続する 第２電極、そして上記第２入力に規定された波形の拍動性の電圧を供給する電圧 源手段、とからなり、 上記電圧保持手段が、上記仮想負荷と上記第１電極を介して電気エネルギーを供 給することによって上記第１と第２の入力の電圧を同一に保持する手段を含み、 上記能動回路の上記出力が、上記仮想負荷を通して供給される電気的エネルギー を示す信号を供給する。
7. （７）以下の要件からなる組識刺激装置。 第１、第２の入力及び出力を有しかつ該第１、第２の入力の電圧を同一に保持す る手段を含む能動回路、 第１電極、 上記第１電極と上記第１入力の間に接続する仮想負荷、上記第２入力に接続する 第２電極、そして上記第２入力に規定された波形の拍動性の電圧を供給する電圧 源手段、とからなり、 上記電圧保持手段が、上記仮想負荷と上記第１電極を介して電気エネルギーを供 給することによって上記第１と第２の入力の電圧を同一に保持する手段を含み、 それによって、上記電圧源手段による拍動性の電圧信号の供給に応じて、電圧パ ルスが上記第１電極に供給される。
8. （８）上記能動回路が、上記仮想負荷を介して供給される電気的エネルギーに反 応し、かつ予め定めた基準に一致する上記供給されたエネルギーに応じて上記出 力信号を供給するモニター回路を含む請求項７の装置。
9. （９）上記モニター手段が、上記能動回路の上記第２入力への上記拍動性の電圧 波形の供給後に捕捉検知時間間隔を規定する手段と、上記探針電極に供給される 上記電圧パルスが上記組識の刺激に成功したことを示すために捕捉検知時間間隔 の間に生じている上記出力信号に反応する手段とを含む請求項８の装置。
10. （１０）上記第１電極が、心臓内への埋設或いは皮下埋設が可能なものである請 求項６ないし９のいずれかの装置。
11. （１１）上記第１電極が、５平方ミリメートル以下の表面積を有し、上記仮想負 荷が１，０００オーム以下の抵抗を有する請求項１０の装置。
12. （１２）上記能動回路が、オペアンプを含む請求項６ないし９のいずれかの装置 。