JPH09506020A - 心臓収縮測定用の心臓電気治療装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 心臓電気治療装置は心臓に接続されるのに適する末梢電極（１４、１５）を有する細長弾性導線本体（１０、１１）を具備し；前記導線本体は、前記心臓に接続されるとき、心臓筋肉収縮に応答する変形を受けるのに適する位置にセンサ部分（１７、１８）を具備し；前記導線本体は終端部が導線のその最も近い端部に設けられ且つ終端部から導体のセンサ部分へ高周波信号を伝送し又はこの逆にするのに適する２つの導体を有する高周波伝送線手段を具備し；前記センサ部分は、前記変形を受けるとき、高周波電気パラメータを変化させる。

Description

【発明の詳細な説明】 心臓収縮測定用の心臓電気治療装置 発明の分野 本発明は心臓ペースメーカ及び移植可能な電気除細動機−細動除去器に関し、 より詳細には病理学頻脈及び心臓の細動の改良検出に関し、同様に速度応答ペー ス及びペース捕捉の正確な検出用の生理学の方のセンサに関する。 背景及び従来技術 頻脈は心臓が急速に打つ状態である。病理学頻脈は血動力学を擾乱するもので あり、全身血圧の降下をもたらす。多くのタイプの病理学頻脈があり、電気生理 学は２つの主クラス；上の心室及び心室の頻脈を識別する。頻脈は心臓構造内の 電気的フィードバックであることがしばしばであり、そこでは自然の鼓動は別の 鼓動を早計に引き起こす電気的刺激のフィードバックに至る。頻脈を止めるいく つかの異なる心臓ペースモードがある。それらの全てにおける基本的な原理は、 もしペースメーカが心膝の鼓動直後に少なくとも１度心臓を刺激するならば、次 が急速に心臓鼓動を自然に生じさせる前に、間にあり刺激される心臓鼓動はフィ ードバックループの安定を混乱させて頻脈を洞性リズムに戻すことである。この ようなペースメーカは米国特許番号3,942,534に記載された。これは頻脈検出に つづき、ある遅延間隔後に刺激を発生する。最も危険な不整脈は心室頻脈であり 、致死の不整脈心室の心臓細動に進む。心室頻脈は抗頻脈ペースにより必ずしも うまく処理され止められないため、埋め 込み可能な電気除細動機又は除細動機は高エネルギーパルスショックを送出する ために使用されて、心室頻脈の電気除細動を洞性リズムにする。このような埋め 込み可能な装置は米国特許番号4,614,192に記載された。これはＲ−波検出用の ２極の電極を具備し、そのシステムは心臓の細動検出に対して心臓の速度平均及 び確率密度機能を使用する。心臓の細動用の類似システムは米国特許番号4,768, 512に記載される。これは高周波パルス放出部を持つ。これらの全システムは米 国特許番号4,291,707に記載されるような特定のパッチ電極を経由して高エネル ギーショックを放出する。外科処置を簡単化するために、米国特許番号4,662,37 7に記載されるように、上大静脈電極及び皮下電極を具備するシステムが開発さ れた。心室同期又は心臓細動により生じる上心室頻脈は米国特許番号4,572,191 に記載されるような埋め込み電気除細動機により処置される。頻脈の電気治療処 置の困難は、埋め込み装置が病理学の頻脈の正確な検出用の手段を具備して病理 学の頻脈が生じるときはいつも電気治療パルスを送出しなければならないという ことである。その問題は、肉体的又は感情的なストレスのいずれかが生じるとい つも、心臓リズムはその周波数を生理学的に増大することである。病理学の頻脈 検出用手段は自然の洞性頻脈を正確に識別しなければならず、この頻脈は処理さ れるべき病理学の頻脈から電気治療により処置されない。したがって、周波数測 定に基づく通常及び病理学の頻脈間の差別は信頼できない。この問題に克服する ために、頻脈検出の多数の方法が開発され埋め込み可能な電気治療装置に応用で きるようになった。 このようなシステムは米国特許番号4,475,551に記載された。ここでは、心臓 速度検出さらに確率密度機能は心室の心臓細動と高速 度の頻脈との間を識別するために使用された。さらに高度化されたシステムが米 国特許番号4,790,317に記載された。これは心室電気活性を表すパルス連続のモ ニターを行う手段により病理学の頻脈を自動的に確認する。少なくとも２つの検 出位置、すなわち、各々に心室心外膜表面が使用されるがより多くの検出点が通 常及び病理学のリズム間の良好な差別を得る。 このシステムについて生じる問題は電磁干渉と筋肉ノイズの感受性、さらに心 臓リズムの検出低下を生じさせる心臓鼓動検出の不適正ゲインである。したがっ て、ノイズ検出用及び自動感度調整用のいくつかの手段が好ましい。 したがって、米国特許番号4,779,617に記載される埋め込みペースメーカノイ ズ除去システム、さらに米国特許番号4,766,902及び米国特許番号4,768,511に記 載される自動感度制御システムは開発された。埋め込み可能な電気除細動システ ムは電気除細動高電圧パルスの後に続く除脈事象のバックアップのため心臓ペー スシステムを通常具備する。病理学の頻脈さらに心臓ペースにより処置されるべ き除脈を受ける患者がいる。したがって心臓速度の制御用の生理学的なセンサは 速度応答ペースを得るために好ましい。電気除細動埋め込み可能装置は２重の室 生理学的ペース機能を具備することが可能である。このようなシステムにおいて は、心房細動検出用センサは心房リズムの適切な心室応答に対してのみならず、 心室頻脈からの上心室を識別することに対してもまた重要である。速度応答ペー ス用の多くの生理学的制御システムがあるが、それらのわずかだけが同様に頻脈 検出のために使用される。本発明について知られる限り、これらのセンサシステ ムのどれも心室頻脈検出のために、速 度応答ペースのために、心房細動検出のために、ペース捕捉確認のために、ノイ ズ検出のために使用されない。米国特許番号4,774,950に記載されるシステムは 循環系血圧測定システムを具備し、病理学の心臓リズムの場合に圧力降下を検出 する。 さらにストローク体積及び心室体積測定は米国特許番号4,686,987さらに米国 特許番号4,535,774に記載されるシステムにおいて可能である。 米国特許番号3,815,611は可変インピーダンス曲げ抵抗により導線先端屈曲検 出に対して曲げ先端屈曲の測定を開示する。そのため可変抵抗は導線先端に取り 付け固定される。この開示は先端筋肉収縮正確には中隔により生じる導線先端の 局部曲げ検出測定のために便利である。実際には、繊維状のチャンネルが導線を 囲む慢性期においては、関連文献に記載されるように、変換器は移動の同一大き さを持つ心室中隔と共に移動する。この出願の発明においては、伝送線の移動の 大きさは全心室の力に対して導線本体の抵抗に依存する。その力は先端領域（心 房を横切る湾曲）から離れる領域の導線を曲げる。 米国特許番号4,600,017は圧力測定に専用されるシステム、血液からの義務的 な電気絶縁と検出を覆うシリコンがセンサの感度を減少させる事実との間の妥協 である設計を開示する。通常に絶縁されるペース導線は壁表面の外の導線本体に 隣接する変換器を具備する。 明らかにこれらの全システムは心臓の機械的な収縮を間接的に測 定し、この収縮は電気減極の結果であり、かつ交感神経及び副交感神経の神経系 統によりさらに循環カセクラミンにより影響される働きを有する。交感神経の刺 激、循環カセクラミン集中の高さは収縮の速度を増大し、そのため血行力学の力 は循環系により移される。そのため収縮加速は運動中に修正される心室の変力の パラメータである。機械的の心臓収縮の質は通常及び病理学のリズムにおいて相 当に異なる。機械的心臓収縮のパラメータの直接測定のシステムは、本発明に開 示されるように、より正確な生理学的なパラメータを得る。このパラメータはペ ース規則に応答する閉ループ速度に対して、さらに異なる心臓リズム検出に対し て使用される。前に記載されたシステムに対照して、本特許出願の開示システム において、心臓収縮エネルギーは導線本体内で機械的に極度に緊張させるエネル ギーに直接変化され、これにより心臓筋肉に機械的に結合される導線本体内に高 周波信号パラメータ変動を生成する。したがって、心臓収縮は収縮自体の同一の 特性を表す振幅及び周波数を有する高周波信号変動を提供し、結果として心臓電 気治療制御用のセンサである収縮振幅及び速度についての情報を得るように高周 波信号処理を可能にする。導線張力測定信号を妨げる外部機械エネルギーはなく 、さらに信号に対する繊維組織の重要な影響はない。 私の米国特許番号5,261,418及び私の米国特許出願番号827,055は、導線張力測 定用のシステムを開示する特許に対して許可されたが、いわゆる張力測定の変換 器を具備する。これらの変換器はピエゾ電気物質又は導電性ゴムのいずれかで生 成される。双方の物質は張力測定のスタイレットの生成に使用される。これらの 特許出願においては、張力測定用の標準ペース導線を使用する可能性がある。通 常、導線のスタイレットチャンネルは鋼鉄線（スタイレット）挿 入により導線埋め込みの制御を可能にする。スタイレットを操作すること、すな わち回転し、押し、引くことは導線先端の方向を制御する。導線先端の適正位置 後、スタイレットは外に引っ張られる。したがって、あらゆる埋め込み導線は空 きのスタイレットチャンネルを具備し、このチャンネルは導線張力測定に使用さ れるスタイレットの永久挿入として使用される。これらの出願に対照して、本発 明は特定の変換器なしのシステムを開示し、ここにはスタイレットチャンネルは 導線導体と共に高周波伝送線を構成する電気導体の挿入として使用される。ヨー ロッパ特許番号461-539さらに米国特許番号4,291,707は張力測定のパッチを特定 するが、伝送ラインを具備する除細動機の開示はない。 米国特許番号5,109,842は移動センサを開示し、これは除細動機パッチの制限 され、且つ比較的小さな領域に取り付けられる。この特許に開示される移動セン サは心筋層と接触する１つの制限される領域だけにおいて機械的心臓移動を検出 する。関連特許は、変換器が固定される心外膜の領域で心臓移動中に信号を生成 するシステムを開示する。 本発明の要約 本発明は心臓筋肉の収縮を直接に高精度で測定することができる心臓電気治療 装置を提供することを目的とする。 本発明は請求項１の特徴を特徴とする。本発明の有利な実施例は残る請求項の 課題である。 本発明で使用される用語「高周波」は約５ＭＨｚから１００ＭＨｚの領域の周 波数にわたる。 本発明によれば、導線張力測定用のシステムは埋め込み可能な電気治療装置内 に組み込まれて、心臓筋肉の機械的収縮の測定を達成する。測定システムは特別 に設計される導線であって高周波伝送線であるものを具備する。別の実施例にお いては、測定システムは心臓ペース導線内に絶縁スタイレットを具備し、ここで は導線への機械的ストレスが伝送線の電気パラメータの変動を生成する。埋め込 み可能な電気治療装置は高周波信号伝送及び前記伝送線内で生成されかつ心臓筋 肉収縮により発生する反射変動を分析し又は測定する電子回路を具備する。高周 波信号を伝送線に伝送し且つ伝送線の入力で特性インピーダンス及び電圧定在波 割合を連続モニターすることを可能にする。高周波信号の信号処理は速度応答ペ ース規則として使用される心臓収縮検出、病理学頻脈確認、且つ心臓変力パラメ ータを提供する。 伝送線パラメータの測定のいくつかの原理がある： １．線インピーダンスを測定する一種の測定ブリッジ（例えばシェリングブリ ッジ）であって、高周波正弦波信号（５と１００ＭＨｚの間）を使用するもの。 ２．再び高周波正弦波信号（５と１００ＭＨｚの間）による方向結合による反 射係数測定。 ３．定在波割合測定。 ４．パルス反射測定−これにより狭い信号パルスが放出され且つ放出とその反 射間の時間間隔が測定される。狭い信号パルスはその期間と繰り返し率に依存し て非常に広い周波数スペクトルを有する。 本発明に係る心臓電気治療システムは伝送線手段である心臓導線；前記伝送線 の電気パラメータ測定用、且つ前記電気パラメータの処理用の高周波電子回路手 段であって、前記パラメータが前記心臓ペース導線の曲がりに起因して変化し、 前記曲がりが心臓筋肉収縮により生じるもの；ペース信号を心臓に印加する心臓 ペース手段；前記伝送線の測定パラメータに応答し心臓へのペース信号を制御す る制御手段を具備する。 本発明の第１の実施例においては、前記心臓導線は心臓に接続されるのに適す る末梢電極を有し、且つ弾性、プラスチック本体；内部スタイレットチャンネル を有する前記プラスチック本体内に含められ、ペースパルスの送出用の電極で終 端する電気導体；前記プラスチック本体が前記心臓に埋め込まれ又は前記心臓に 取り付けられるとき前記プラスチック本体の曲げひずみは前記心臓筋肉収縮に起 因して起きる位置の前記スタイレットチャンネルに配置される前記絶縁スタイレ ット線を具備し、前記絶縁スタイレット線及び前記電気導体は前記心臓筋肉収縮 の周波数及び大きさに依存する電気パラメータを変化する伝送線を形成する。 本発明の第２の実施例においては、前記心臓導線は心臓に接続されるのに適す る末梢電極を有し、且つ弾性、プラスチック本体；ペ ースパルスの送出用の電極で終端する前記プラスチック本体内に含められる第１ の電気導体；前記プラスチック本体が前記心臓に埋め込まれ又は前記心臓に取り 付けられるとき前記心臓筋肉収縮に起因して前記プラスチック本体の曲げひずみ が起きる位置の第２の電気導体を具備し、前記第２の電気導体及び前記第１の電 気導体は電気パラメータ、特に前記心臓筋肉収縮の周波数及び大きさに依存する キャパシタンスを特に変化させる伝送線を形成する。 前記送信線の電気パラメータ測定用の前記高周波電子回路手段は前記伝送線の 幾何学の変動により生じる前記パラメータの変動を表す信号を提供し、前記信号 は前記心臓筋肉収縮により生成されかつ前記信号の振幅及び周波数特性は前記心 臓筋肉収縮の振幅及び周波数特性を表す。 前記信号は前記伝送線の送りベクトルインピーダンス又は電圧定在波割合又は 反射係数の表示である。 前記伝送線の電気パラメータ測定用の前記高周波電子回路手段は高周波ブリッ ジ手段、例えばシェリングブリッジを具備し、前記ブリッジ手段はいかなる力が 無いとき、又は初期力があるときバランスがとられ、特定の埋め込み位置により 生じ、前記導線に印加され、且つ前記ブリッジは、力が前記導線に印加されると きはいつも、バランスがとられない。 前記伝送線の測定パラメータに応答し心臓へのペース信号を制御する前記制御 手段は、心臓不整脈検出及び多種不整脈間の識別用の手段を好ましくは具備し、 速度応答ペースモードのペース速度調整 用の手段、ペース捕捉確認用の手段を具備する。 本発明の別の実施例においては、前記伝送線の電気パラメータ測定用の前記高 周波電子回路は前記回路の出力インピーダンスを前記伝送線の入力インピーダン スに整合する手段を具備する。 この目的に対して、前記導線はコネクタ手段をその最も近い端部を具備し、前 記コネクタは前記伝送線及び前記高周波電子回路間の電気接続を、前記インピー ダンスの前記整合を妨げることなく、与える。 第１の実施例の場合において、上記に言及されるように、前記電気導体は前記 高周波電子回路の第１の極に接続され、且つ前記スタイレット線は前記高周波電 子回路の第２の極に接続される。 第２の実施例の場合において、上記に言及されるように、前記第第１の電気導 体は前記高周波電子回路の第１の極に接続され、且つ前記第２の電気導体は前記 高周波電子回路の第２の極に接続される。 好ましくは前記伝送線は終端手段をその末梢端部に具備する。前記終端部は開 回路、短絡回路であり、前記伝送線のインピーダンスに整合されるインピーダン スを有する。 心臓筋肉収縮により生じる前記導線本体張力のため前記終端手段がそのインピ ーダンスを変える心臓電気治療システムにおいて、前記インピーダンスの変動は 前記伝送線への前記終端部の不整合を発 生し、これにより前記不整合の周波数及び程度は前記心臓筋肉収縮の周波数及び 大きさに依存し且つ前記伝送線の電気パラメータ測定として使用される。 これら及び他の目的は下記記載及び添付図面への関連によりより容易に理解さ れ、この図面において； 図１は心房ペース導線１０を心室ペース導線１１と同様に埋め込んだ人間の心 臓の断面４室図である。 図２は本発明のペースシステムの簡単なブロック図である。 図３は本発明のペースメーカの簡単なブロック図である。 図４は伝送線であるスタイレットを具備する導線部の断面である。 図５は伝送線であるように設計される導線部の断面である。 図６はリズミカルに曲がった伝送線を具備する開回路ペース導線の高周波測定 の例である。 図７は導線部の等価回路の例である。 図８は細動除去器パッチの断面である。 好ましい実施例の説明 図１の実施例においては、心房ペース導線１０を心室ペース導線１１と同様に 埋め込んだ人間の心臓の断面４室が開示される。双方の導線は右心房１２に上の 大静脈１３を経由して入る。心房導線はＪ形状導線であり、これはその先端に電 極１４を具備し、その電極は右心房の付属器官に位置する。心室導線は電極１５ をその先端に具備し、その電極は右心室１６においてその頂上の位置に位置する 。単極の導線が開示されているけれど、両極の導線が心臓室に対して同一の解剖 関係で埋め込まれている。心臓の筋肉のあらゆる収縮 は双方のペース導線をかたよらせる。心房収縮は心房導線の曲げを生じさせ、他 方心室の収縮は心室導線の曲げを生じさせる。導線のかたよりの大きさは半径方 向の導線堅さに依存し且つ心臓筋肉の収縮力に依存する。また特定の埋め込み位 置により発生する初期曲げ力に依存する。例えば、付属器官に埋め込まれる心房 導線は前部の心房壁に埋め込まれるもののより小さなＪ形状半径を有する。もし 導線本体が予めＪ形状であるならば、導線本体は、もし心房壁又は中隔に埋め込 まれる場合よりも心房付属器官に埋め込まれる場合、より低い張力を支える。対 照的に、もし導線本体が直線形状であるならば、付属器官における導線は前方の 壁又は心房間の中隔に埋め込まれる導線よりも大きな本体張力を支える。心房を 横切るループ半径に依存し、心室導線は初期曲げ張力を支える。心臓筋肉収縮の ため、導線本体は付加的動力学張力を支える。あらゆる埋め込み導線は導線本体 の一部であり、その一部は心膝収縮により生じる曲げに大部分さらされる。この 曲げ部は、外科医が心室導線の最適ループを調整して曲げ偏位の大きさを変化さ せるとき特に、導線のＸ線ガラス圧診によって明確に見える。右心房付属器官に 埋め込まれる導線１０の曲げ部分１７は、心室導線１１の曲げ部分１８と同様に 、灰色の影にされる。特に心臓ペースの慢性期において、線維症の組織は心内膜 に導線先端を固定するとき、導線は心臓筋肉に完全に機械的に結合される。した がって、心筋運動力は、重要でない損失がこれらの力を弱める導線弾性により生 じるので、導線に移される。多種の心臓リズムは、収縮運動の異なる大きさをこ れらの運動の異なる周波数スペクトルと同様に意味する異なる血行力学を有する ことは従来技術から既知である。例えば、心室頻脈が心臓収縮を相当に妨げて、 収縮の大きさの減少を生じさせる。異なる心臓のリズムは多種の力の埋め込み導 線機械的張力を生じさせる。さらに、交 感神経の刺激は心室の変力のパラメータである収縮加速を生じさせる。本発明の 目的は埋め込み導線の張力の測定を可能にし、これにより多種心臓リズムを検出 し、識別し、同様に速度応答ペースの閉ループ規則を達成することである。 図２の実施例においては、単一の室心臓ペースシステムが開示され、このシス テムはコネクタ集合体２１を具備する心臓ペースメーカ２０とペース導線２２か らなり、この導線は少なくとも部分２３で高周波伝送線であり且つ先端２４が尖 って右心室に埋め込まれる。ペースメーカにおいて、検出−ペース回路２５及び 高周波測定回路２６があり、これらは論理及び制御回路２７により制御される。 曲げ部（図１の１８）内の曲げのために、伝送線を具備する導線部２３はその電 気パラメータを変化させることが重要である。伝送線のパラメータ変化の程度は 心膝収縮の大きさに依存し、同様に伝送線パラメータ変動の周波数スペクトルは 心臓収縮の周波数スペクトルに対応する。 図３の実施例においては、多種回路の間の接続部を開示する図２からのペース メーカのブロック図が開示されている。論理及び制御回路３０は従来技術に開示 されているようにソフトウエアにより制御されるマイクロプロセッサ及びメモリ を通常具備する。それらは従来技術に開示されるように外部プログラマーとの高 周波連結として遠隔測定及びプログラム化回路（図示しない）を具備する。回路 ３０は高周波回路３１を出力及び検出回路３２と同様に制御する。回路３１は伝 送線の電気パラメータ：入力（送出端部）インピーダンス、電圧定在波率ＶＳＷ Ｒ及び反射係数の１つを測定し且つ連続的にモニターすることができる測定回路 である。整合ネットワーク３３は高周波回路３１の出力インピーダンスを導線の 特性インピーダンス（図示しない）に整合する。結果として、回路３１は測定結 果を回路３０に提供する。回路３２は電気治療パルスを送出し、さらに多数の従 来技術の書類に記載されているように、患者の心臓の自発的なリズムを検出する 。ペースメーカの回路は３つの接続部：高周波信号に対する２つの極性とペース 検出信号に対する２つの極性を具備しなければならない。したがって、接続部３ ４及び３５は高周波回路３１を接続するのに使用され、接続部３５及び３６はペ ース検出回路３２を接続するのに使用される。単一極性ペースシステムにおいて は、接続部３４及び３５はコネクタ集合体のピンであり、他方、接続部３６はペ ースメーカケースである。結果として、ピン３５はペース導線導体接続として使 用され、他方、ピン３４及び３５は伝送線を接続するのに使用される。２つの極 性システムにおいて、接続部３４、３５及び３５はコネクタ集合体のピンである 。結果として、ピン３５及び３６は２つのペース導線導体接続として使用され、 他方、ピン３４及び３５は伝送線を接続するのに使用される。双方のシステムに おいて、ピン３５は導線のアクティブペース電極に接続され、他方、ピン３６は 重要でない電極に接続される。 図４の実施例において、導線スタイレットとして設計される張力学伝送線の１ つの例が開示される。実際には、伝送線の受け端部である単一極性導線の部分が 開示され導線導体４０と絶縁シート４１を有する。スタイレットチャンネル４２ を有する単一極性導線において、１つの導線導体があるだけである。導線導体４ ０の正確な設計は、本発明の物理的且つ電気的原理の開示に対して重要でないた め、開示されない。しかしながら、従来技術から既知であるように、らせん状の 巻線、又は多重線のストリップ、又は任意の他の異なる設計であってもよい。導 体４０の設計にかかわらず、電気原理は同一のままである。導電性スタイレット 線４３は、絶縁シート４４ により絶縁され、チャンネル４２内に挿入される。スタイレット４３の末梢端上 で、はんだ又は導電性接着剤である結合部４６によりスタイレット線４３に電気 的に接続される終端部４５がある。 この実施例において、終端部４５は円筒であるように開示される。終端部４５ は導線導体４０と滑り電気接触を維持する。導線導体４０、絶縁４４及び線４３ は絶縁４１により絶縁される同軸ケーブルを構成する。高周波で、これは特性イ ンピーダンスを有する伝送線である。導線の最も近い端部は、張力学伝送線の送 り端部であり、図示されない。しかしながら、従来技術の文献に開示されている ように、あらゆる導線はペースメーカに対する最適なコネクタを具備する。この 特別の実施例においては、このコネクタは導体４０とピン３５の間の電気接続を 確保し、同様にスタイレット線４３及びピン３４間の電気接続を確保する。この コネクタは伝送線及びペースメーカ高周波回路間のインピーダンス整合を妨げな い。終端部４５は導体４０と線４３の間で開回路又は短絡回路のいずれかに設計 される。終端部４５は特性線インピーダンスに整合されるインピーダンスであっ てもよい。通常、導線張力はスタイレット絶縁４４に圧力を生じさせる。もし導 線部分が曲げにさらされるならば、絶縁シート４４は膨張し、心臓の鼓動に対応 してリズミカルに圧縮する。 したがって、同軸ケーブルの幾何学が変化する。結果として、特性線インピー ダンスは変化する。そのため、絶縁シート４４は圧縮及び膨張を受ける柔らかい 物質で作られなければならない。例えば、もし伝送線が整合インピーダンスによ り終端されるならば、いかなる反射もなく、測定されるＶＳＷＲは１に近似的に 等しい。入力線インピーダンスは特性線インピーダンスに等しい。伝送線の幾何 学的変動は特性線インピーダンスの変動を生じさせる。 したがって、送り端部で同様に受け端部で整合変動が生じる。そのため、ＶＳ ＷＲ、又は反射係数、又は入力インピーダンスは伝送線の送り端部（ペースメー カ高周波回路）で測定される。 図５の実施例においては、特別の種類の伝送線であるように設計される単一の 導線部分の断面が開示される。導線は絶縁チューブ５０と、２つのらせん状巻線 導線導体５１及び５２とを具備する。導体５１及び導体５２はスタイレットチャ ンネル５３を構成するように別のものに隣接する巻線である。絶縁チューブ５０ はシリコン又はポリウレタンのいずれかから通常作られる。導体５１及び５２は 薄い絶縁被覆５４及び５５により、それぞれ、絶縁される。もし導体が人間の体 内に埋め込まれるならば、水は絶縁チューブ５０を経由してある時間後に貫通す る。したがって、導線本体５０の曲げは導体間の相互拒理の局部変動に起因して ２つの導体５１及び５２間のコンダクタンスの変動を生じさせる。２つの導体間 の距離の変動により生じるインダクタンスの変化がさらにより影響をおよぼす。 導線の最も近い端部は、張力学伝送線の送り端部であり、図示されない。しかし ながら従来技術の文献に開示されるように、ペースメーカに対する最適なコネク タを具備する。この特別の実施例においては、このようなコネクタは導線導体５ １及びピン３４間、さらに導線導体５２及びピン３５間の電気接続を確保する。 このコネクタは伝送線及びペースメーカの高周波回路間のインピーダンス整合を 妨げない。伝送線の受け端部は双方の導線導体５１及び５２に電気的に接続され る終端部５６を具備する。導線本体の曲げに起因して、導線の幾何学は機械的収 縮に対応してリズミカルに変化する。結 果として、伝送線パラメータはリズミカルにさらに心臓収縮について同期しては ずれる。導線の末梢部分は示されないが、導線導体５２と電気的接触する電極に より終端される。この例の実施例においては、導線導体５２はペース検出信号伝 送として使用され、他方、双方の導線導体５１及び５２は伝送線を構成する。 図６の実施例においては、図５に開示されるような導線の送り端部ベクトルイ ンピーダンスの測定結果を示す図が開示される。導線導体はテフロンで絶縁され らせん状に巻回される多重素線であった。線終端５６は開回路であった。導線の 同軸コネクタは高精度ネットワーク分析器測定器具に接続された。導線の部分は 、図５に開示されるように、左親指と左人差し指の閉鎖と右親指と右人差し指の 閉鎖間で結び付けられた。導線は２つの手の間のその部分で２つの手のリズム運 動によりわざと曲げられた。図は送り端部ベクトルインピーダンス：時間の関数 としてその絶対値６０及び位相６１を開示する。入力信号の周波数は２０ＭＨｚ であった。実証されるように、導線曲げは送り端部ベクトルインピーダンスの変 動を生じさせる。そのうえ、インピーダンス６２さらに位相６３の第１次微分は 曲げ速度に比例する。左側の数のコラム６４はオームの絶対値の値を示す。右側 の数のコラム６５は度で位相の値を示す。人間の心臓内に埋め込まれた導線はそ のため心臓収縮を表す信号を提供する。あらゆるペースパルスの後には心臓収縮 、すなわち、伝送ラインパラメータ変動が従わなければならない。異なる心臓不 整脈は異なるパターンの伝送パラメータ変動を形成する。伝送線パラメータ変動 の第１微分は閉ループペース速度規則に対して使用される心室変力パラメータで ある。したがって、本発明はペース捕捉確認、頻脈検出及び速度応答ペースを可 能にする。 図７は伝送線３ｄｘ長さであるペース導線部分の等価回路を示す。この図は本 発明の理論的背景を説明する。表示Ｌは単位長さ当たり分配インダクタンスに対 して、導体の回りに設定される磁束の変動効果を表す。表示Ｃは導体間の（単位 当たりの）分配キャパシタンスに対してである。単位長さ当たりの分配抵抗Ｒは 導体の不完全性を表す。単位長さ当たりの分配コンダクタンスＧは絶縁の不完全 性を表す。これらの表示は伝送線理論で共通である。導線曲げはキャパシタンス Ｃｄｘ、コンダクタンスＧｄｘ及びインダクタンスＬｄｘの変動を、導線の幾何 学変動の位置で生じさせる。したがって、可変インダクタンス７０、可変コンダ クタンス７１及び可変キャパシタンス７２が開示される。しかしながら、可能な 導線の設計の多種の例において、線インピーダンスを変化させるこれらの３つの パラメータの異なる変動電力がある。図４からの乾導線はキャパシタンスＣｄｘ を主として変化させる。埋め込み期間後の数時間後、水は絶縁をぬらし且つコン ダクタンスＧｄｘはより影響をおよぼすようになる。 図５からの導線はインダクタンスＬｄｘを主として変化させるが、キャパシタ ンス及びコンダクタンスの影響は無視できない。したがって、導線は導線曲げの ３つの線のパラメータすなわち幾何学変動のいずれかの感度を達成するように設 計される。開示されるシステムの別の可能な実施例があり、これはほとんど同一 であり、同一の接続を有し、これでは伝送線は導線本体の張力にかかわらずその 幾何学及びそのパラメータ定数を維持するが導線本体張力を受ける終端部をその 末梢端部に有する。したかって、終端部のインピーダンスは心臓筋肉の収縮に依 存して変化し、線インピーダンスと終端部インピーダンスの間の不整合を生じさ せる。 これらの原理は導線に決して制限されない。伝送線は、幾何学変動のためパラ メータの変化を受け、埋め込み可能な細動除去器パッチ内で組み込まれる。 図８の実施例においては、細動除去器パッチの断面が開示される。パッチは弾 性絶縁物質８０、通常シリコンゴムでからつくられる。導電性表面８１は通常線 メッシュからつくられる細動除去器電極である。導線導体８２は接合部８３によ り電極８１に結合され、電極８１を埋め込み可能な細動除去器（図示しない）の 電気治療出力回路に電気的に接続する。第２の導線導体８４は第２の導電性線メ ッシュ８６に接合部８５により電気的に接続される。導電性接着又は点溶接が接 続部８３及び８５に対して使用される。電極８１及び導電性メッシュ８６間に弾 性絶縁層８７がある。細動除去電極８１、絶縁層８７及びメッシュ８６が並列面 に取り付けられ、等価面を有し且つキャパシタを形成する。双方の導線導体８２ 及び８４は同軸２極導線に組み込まれ、従来技術として既知であるシリコン８８ により絶縁され、さらに伝送線である同軸ケーブルを形成する。開示された実施 例では、同軸伝送線はキャパシタにより終端される。パッチの曲げは線メッシュ ８１及び８６を変形し、さらに絶縁層８７を膨張し且つ圧縮する。したがって、 キャパシタ８１−８７−８６のキャパシタンスは心臓収縮により調整される。そ のため、もし同軸導線導体８２−８８−８４の送り端部伝送線パラメータが導線 導体の最も近い端部（図示しない）で測定されるならば、測定されるパラメータ は心臓収縮により調整される。 本発明の２つの主な原理が記載された。 １．伝送線は曲げに感度が良く、伝送線パラメータは心臓収縮により調整され る；伝送線は導線（図４及び５）の曲げ部分内に埋め込まれねばならない。 ２．伝送線は曲げに感度が良くなく、伝送線は負荷により終端され、ここに負 荷パラメータは心臓収縮により調整される；負荷を具備する伝送線の終端は導線 （図８）の曲げ部分内に埋め込まれなければならない。 本発明の特定の実施例が記載されたが、これらの実施例は説明の目的だけに記 載されることが理解されるべきである。以上の記載は本発明の範囲を制限するよ うに意図されない。むしろ本発明の範囲は添付クレームに規定されるように制限 されるにすぎないということが意図するところである。

【手続補正書】特許法第１８４条の８ 【提出日】１９９５年１１月２３日 【補正内容】 入により導線埋め込みの制御を可能にする。スタイレットを操作すること、すな わち回転し、押し、引くことは導線先端の方向を制御する。導線先端の適正位置 後、スタイレットは外に引っ張られる。したがって、あらゆる埋め込み導線は空 きのスタイレットチャンネルを具備し、このチャンネルは導線張力測定に使用さ れるスタイレットの永久挿入として使用される。これらの出願に対照して、本発 明は特定の変換器なしのシステムを開示し、ここにはスタイレットチャンネルは 導線導体と共に高周波伝送線を構成する電気導体の挿入として使用される。ヨー ロッパ特許番号461-539さらに米国特許番号4,291,707は張力測定のパッチを特定 するが、伝送ラインを具備する除細動機の開示はない。 WO-A-88/09684は患者の横隔膜の移動の周波数及び振幅を検出する検出システ ムを開示し、このシステムは変換器、変換器に結合される心臓導線、変換器の移 動を横隔膜の移動の周波数及び振幅と関連させるための導線に結合される検出器 具を具備する。変換器は横隔膜の移動に比例し変化する板間の間隙を有する１対 のキャパシタンス板又はパルス光電信号発生器及び該発生器により伝送される光 信号を検出するのに適する光電信号受信器を具備する。 米国特許番号5,109,842は移動センサを開示し、これは除細動機パッチの制限 され、且つ比較的小さな領域に取り付けられる。この特許に開示される移動セン サは心筋層と接触する１つの制限される領域だけにおいて機械的心臓移動を検出 する。関連特許は、変換器が固定される心外膜の領域で心臓移動中に信号を生成 するシステムを開示する。 本発明の要約 本発明は心臓筋肉の収縮を直接に高精度で測定することができる心臓電気治療 装置を提供することを目的とする。 本発明は請求項１の特徴を特徴とする。本発明の有利な実施例は残る請求項の 課題である。 感神経の刺激は心室の変力のパラメータである収縮加速を生じさせる。本発明の 目的は埋め込み導線の張力の測定を可能にし、これにより多種心臓リズムを検出 し、識別し、同様に速度応答ペースの閉ループ規則を達成することである。 図２の実施例においては、単一の室心臓ペースシステムが開示され、このシス テムはコネクタ集合体３３を具備する心臓ペースメーカ２０とペース導線２２か らなり、この導線は少なくとも部分２３で高周波伝送線であり且つ先端２４が尖 って右心室に埋め込まれる。ペースメーカにおいて、検出−ペース回路３２及び 高周波測定回路３１かあり、これらは論理及び制御回路３０により制御される。 曲げ部（図１の１８）内の曲げのために、伝送線を具備する導線部２３はその電 気パラメータを変化させることが重要である。伝送線のパラメータ変化の程度は 心臓収縮の大きさに依存し、同様に伝送線パラメータ変動の周波数スペクトルは 心臓収縮の周波数スペクトルに対応する。 図３の実施例においては、多種回路の間の接続部を開示する図２からのペース メーカのブロック図が開示されている。論理及び制御回路３０は従来技術に開示 されているようにソフトウエアにより制御されるマイクロプロセッサ及びメモリ を通常具備する。それらは従来技術に開示されるように外部プログラマーとの高 周波連結として遠隔測定及びプログラム化回路（図示しない）を具備する。回路 ３０は高周波回路３１を出力及び検出回路３２と同様に制御する。回路３１は伝 送線の電気パラメータ：入力（送出端部）インピーダンス、電圧定在波率ＶＳＷ Ｒ及び反射係数の１つを測定し且つ連続的にモニターすることができる測定回路 を具備する。コネクタ集合体３３は高周波回路３１の出力インピーダンスを導線 の特性インピーダンス（図示しない）に整合する整合ネットワークとして形成さ れる。結果として、回路３１は測定結 果として、伝送線パラメータはリズミカルにさらに心臓収縮について同期しては ずれる。導線の末梢部分は示されないか、導線導体５２と電気的接触する電極に より終端される。この例の実施例においては、導線導体５２はペース検出信号伝 送として使用され、他方、双方の導線導体５１及び５２は伝送線を構成する。 図６においては、図５に開示されるような導線の送り端部ベクトルインピーダ ンスの測定結果を示す図が開示される。導線導体はテフロンで絶縁されらせん状 に巻回される多重素線であった。線終端５６は開回路であった。導線の同軸コネ クタは高精度ネットワーク分析器測定器具に接続された。導線の部分は、図５に 開示されるように、左親指と左人差し指の閉鎖と右親指と右人差し指の閉鎖間で 結び付けられた。導線は２つの手の間のその部分で２つの手のリズム運動により わざと曲げられた。図６は送り端部ベクトルインピーダンス：時間の関数として その絶対値６０及び位相６１を開示する。入力信号の周波数は２０ＭＨｚであっ た。実証されるように、導線曲げは送り端部ベクトルインピーダンスの変動を生 じさせる。そのうえ、インピーダンス６２さらに位相６３の第１次微分は曲げ速 度に比例する。左側の数のコラム６４はオームの絶対値の値を示す。右側の数の コラム６５は度で位相の値を示す。人間の心臓内に埋め込まれた導線はそのため 心臓収縮を表す信号を提供する。あらゆるペースパルスの後には心臓収縮、すな わち、伝送ラインパラメータ変動が従わなければならない。異なる心臓不整脈は 異なるパターンの伝送パラメータ変動を形成する。伝送線パラメータ変動の第１ 微分は閉ループペース速度規則に対して使用される心室変力パラメータである。 したがって、本発明はペース捕捉確認、頻脈検出及び速度応答ペースを可能にす る。 １．伝送線は曲げに感度が良く、伝送線パラメータは心臓収縮により調整され る；伝送線は導線（図４及び５）の曲げ部分内に埋め込まれねばならない。 ２．伝送線は曲げに感度が良くなく、伝送線はセンサ部分を形成し且つ負荷パ ラメータが心臓収縮により調整される負荷により終端される；負荷を具備する伝 送線の終端は導線（図８）の曲げ部分内に埋め込まれなければならない。 本発明の特定の実施例が記載されたが、これらの実施例は説明の目的だけに記 載されることが理解されるべきである。以上の記載は本発明の範囲を制限するよ うに意図されない。むしろ本発明の範囲は添付クレームに規定されるように制限 されるにすぎないということが意図するところである。 請求の範囲 １．細長弾性導線本体（１０、１１、２２、９０）であって、前記導線本体（ １０、１１、２２、９０）内に含められる第１の電気導体（４０）を有し、心臓 に接続されるのに適する末梢電極（１４、１５、２４、８１）に終端するものを 具備し； 前記導線本体は、心臓に接続されるときに、心臓筋肉収縮に応答する変形を受 けるのに適する位置でセンサ部分（１７、１８、８１／８６／８７）を具備し； 前記導線本体は伝送線手段を具備し、導線の最も近い端部に終端部（３４、３ ５）が設けられ且つ高周波信号を終端部から導線のセンサ部分に伝送し、且つこ の逆に伝送するのに適する前記第１及び第２の導体（４０／４３、５１／５２、 ８２／８４）を有し； 前記センサ部分は、前記変形を受けるとき、電気パラメータを変化させ、 さらに前記周波数信号を前記伝送線に伝送するため、前記パラメータ測定のた め、且つ前記電気パラメータの処理のために前記伝送線の最も近い端部に接続可 能であり又は接続される電子回路手段（３０、３１）を具備し、 前記電子回路手段（３０、３１）は約５ＭＨｚから１００ＭＨｚの領域で高周 波信号を伝送し、測定し、且つ処理するように設計されること、 前記センサ部分は前記変形を受けるとき前記高周波領域において電気パラメー タの変動を与えるのに適すること、 前記伝送線は高周波伝送線として設計されることを特徴とする心臓電気治療装 置。 ２．前記センサ部分は前記２つの導体（５１／５２）の少なくと も一部により形成される、請求項１に記載の装置。 ３．前記センサ部分は導体（５１／５２、８２／８４）の末梢端部に電気的に 接続される終端部（５６、８１／８６／８７）により形成される、請求項１に記 載の装置。 ４．前記高周波電気パラメータは導線の最も近い端部で検出可能な前記伝送線 の送り端部ベクトルインピーダンス（６０、６１）により表される、請求項１乃 至３のいずれか１項に記載の装置。 ５．前記高周波電気パラメータは導線の最も近い端部で検出可能な伝送線の反 射係数により表される、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の装置。 ６．前記高周波電気パラメータは導線の最も近い端部で検出可能な伝送線の電 圧定在波割合により表される、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の装置。 ７．前記高周波電気パラメータは、 前記導体（４０／４３、５１／５２、８２／８４）により形成され又は接続さ れる２つの電気的導電性要素（４０／４３、５１／５３、８１／８６／８７）間 のキャパシタンスにより表される、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の装置 。 ８．前記高周波電子回路は前記回路の出力インピーダンスをぜんき伝送線の入 力インピーダンスに制御するための手段（３３）を具備する、請求項１乃至７の いずれか１項に記載の装置。 ９．前記高周波電子回路はさらに前記第１の導体を経由し前記末梢電極（１４ 、１５、２４）までに具備するペース導体手段にペース信号を与えるための心臓 ペース手段（３２）と、 前記伝送線の測定パラメータに応答し心臓へのペース信号を制御するための制 御手段（３０）と備える、請求項１乃至８のいずれか１項に記載の装置。 １０．前記導線本体内に含められ且つペースパルスの送出のための前記末梢電 極（１４、１５、２４）に終端する前記第１の電気導体（４０）は内部スタイレ ットチャンネル（４２）、 前記導線本体が前記心臓に埋め込まれ又は取り付けられるとき、前記導線本体 の曲げが前記心臓筋肉収縮に起因して起きる位置（１７、１８、２３）の前記ス タイレットチャンネルに配置される絶縁（４４）スタイレット線（４３）であっ て、前記絶縁スタイレット線（４３）及び前記電気導体（４０）は前記心臓筋肉 収縮の周波数及び大きさに依存する電気パラメータ（７０、７１、７２）を変化 させる伝送線を形成するものを有する、請求項９に記載の装置。 １１．ペース信号の送出用の前記末梢電極（１４、１５、２４）に終端する前 記導線本体内に含められる前記第１の電気導体（５２）と前記第２の電気導体（ ５１）は前記心臓筋肉収縮の周波数及び大きさに依存する電気パラメータを変化 させる伝送線を形成する、請求項９に記載の装置。 １２．前記高周波電子回路（２６、３１）は前記伝送線の幾何学の変動により 生じる前記パラメータの変動を表す信号を提供し、前記信号は前記心臓筋肉収縮 により発生し且つ前記信号の振幅及び周波数特性は前記心臓筋肉収縮の振幅及び 周波数特性を表す、請求項９に記載の装置。 １３．前記高周波電子回路手段（３１）は高周波ブリッジ手段を具備し、前記 ブリッジは、前記センサ部分（１７、１８、８１／８６／８７）に対して、特定 埋め込み位置により生じるいかなる力も印加されず又は初期力が印加されるとき 、バランスがとられ、且つ前記ブリッジは力が前記センサ部分に印加されるとき いつもバランスがとられない、請求項１２に記載の装置。 １４．前記制御手段（２７、３０）は心臓不整脈検出及び多種不 整脈間の識別用の手段を具備する、請求項９に記載の装置。 １５．前記制御手段は速度応答ペースモードにおいてペース速度調整用の手段 を具備する、請求項９に記載の装置。 １６．前記制御手段はペース捕捉確認用の手段を具備する、請求項９に記載の 装置。 １７．前記ペース導線導体手段はコネクタ手段（２１）をその最も近い端部に 具備し、前記コネクタは電気伝送線及び前記高周波電子回路間の電気接続を、前 記インピーダンスの前記整合を妨げることなく形成する、請求項９乃至１６のい ずれか１項に記載の装置。 １８．前記第１の電気導体（４０）は前記高周波電子回路の第１の極（３５） に接続され、且つ前記スタイレット線（４３）は前記高周波電子回路の第２の極 （３４）に接続される、請求項１０及び１７に記載の装置。 １９．前記第１の電気導体（４０）は前記高周波電子回路の第１の極（３５） に接続され、且つ前記第２の電気導体（４３）は前記高周波電子回路の第２の極 （３４）に接続される、請求項１１及び１７に記載の装置。 ２０．前記伝送線は終端手段（４５、５６）をその末梢端部に具備する、請求 項１に記載の装置。 ２１．前記終端手段は開回路である、請求項２０に記載の装置。 ２２．前記終端手段は短絡回路である、請求項２０に記載の装置。 ２３．前記終端手段は前記伝送線のインピーダンスに整合されるインピーダン スを有する、請求項２０に記載の装置。 ２４．前記終端手段は心臓筋肉収縮により生じる前記導線本体張 力のためそのインピーダンスを変化させ、前記インピーダンス変動は前記終端手 段の前記伝送線への不整合を発生させ、これにより前記不整合の周波数及び程度 は前記心臓筋肉収縮の周波数及び大きさに依存する、請求項２０に記載の装置。 【図２】

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．心臓に接続されるのに適する末梢電極（１４、１５、２４、８１）を有す る細長弾性導線本体（１０、１１、２２、９０）を具備し； 前記導線本体は、心臓に接続されるときに、心臓筋肉収縮に応答する変形を受 けるのに適する位置でセンサ部分（１７、１８、８１／８６／８７）を具備し； 前記導線本体は高周波伝送線手段を具備し、導線の最も近い端部に終端部（３ ４、３５）が設けられ且つ高周波信号を終端部から導線のセンサ部分に伝送し、 且つこの逆に伝送するのに適する２つの導体（４０／４３、５１／５２、８２／ ８４）を有し； 前記センサ部分は、前記変形を受けるとき、高周波電気パラメータを変化させ る心臓電気治療装置。 ２．前記センサ部分は前記２つの導体（５１／５２）の少なくとも一部により 形成される、請求項１に記載の装置。 ３．前記センサ部分は導体（５１／５２、８２／８４）の末梢端部に電気的に 接続される終端部（５６、８１／８６／８７）により形成される、請求項１に記 載の装置。 ４．前記高周波電気パラメータは導線の最も近い端部で検出可能な前記伝送線 の送り端部ベクトルインピーダンス（６０、６１）により表される、請求項１乃 至３のいずれか１項に記載の装置。 ５．前記高周波電気パラメータは導線の最も近い端部で検出可能な伝送線の反 射係数により表される、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の装置。 ６．前記高周波電気パラメータは導線の最も近い端部で検出可能な伝送線の電 圧定在波割合により表される、請求項１乃至３のいず れか１項に記載の装置。 ７．前記高周波電気パラメータは、 前記導体（４０／４３、５１／５２、８２／８４）により形成され又は接続さ れる２つの電気的導電性要素（４０／４３、５１／５３、８１／８６／８７）間 のキャパシタンスを具備する、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の装置。 ８．さらに前記伝送線の送り端部（最も近い端部）に前記伝送線の電気パラメ ータ測定のために、且つ前記電気パラメータの処理のために接続可能で又は接続 される高周波電子回路手段（３０、３１）を具備する、請求項１乃至７のいずれ か１項に記載の装置。 ９．前記高周波電子回路は前記回路の出力を前記伝送線の入力インピーダンス に整合するための手段（３３）を具備する、請求項８に記載の装置。 １０．さらに心臓にペース信号を提供する心臓ペース手段（３２）； 前記伝送線の測定パラメータに応答し心臓への前記ペース信号を制御する制御 手段（３０）を備える、請求項８又は９に記載の装置。 １１．心臓に接続されるのに適する末梢電極を有する前記心臓ペース導線は： 弾性、プラスチック本体（１０、１１、２２、４１）； 内部スタイレットチャンネル（４２）を有し、ペースパルスの送出用電極（１ ４、１５、２４）で終端する前記プラスチック本体内に含まれる電気導体（４０ ）； 前記スタイレットチャンネル内で、前記プラスチック本体が前記心臓内埋め込 まれ又は前記心臓に取り付けられとき前記心臓筋肉収縮に起因して前記プラスチ ック本体の曲げが生じる位置に配置され る絶縁（４４）スタイレット線（４３）であって、前記絶縁スタイット線及び前 記電気導体が前記心臓筋肉収縮の周波数及び大きさに依存して電気パラメータ（ ７０、７１、７２）を変化させる伝送線を形成するものを具備する、請求項８乃 至１０のいずれかに１項に記載の装置。 １２．前記心臓ペース導線は心臓に接続されるのに適する末梢で極を有し： 弾性、プラスチック本体（１０、１１、２２、５０）； ペースパルスの送出用の電極（１４、１５、２４）において終端する前記プラス チック本体内に含められる第１の電気導体（５２）； 前記プラスチック本体が前記心臓に埋め込まれ又は取り付けられとき前記プラ スチック本体の曲げが前記心臓筋肉収縮に起因して生じる位置（１７、１８、２ ３）での第２の電気導体（５１）であって前記第２の電気導体及び前記第１の電 気導体は前記心臓筋肉収縮の周波数及び大きさに依存して電気パラメータ（７０ 、７１、７２）を変化させる伝送線を形成するものを具備する、請求項８乃至１ ０のいずれか１項に記載の装置。 １３．前記高周波電子回路手段（２６，３１）は前記伝送線の幾何学変動によ り生じる前記パラメータの変動を表す信号を提供し、前記信号は前記心臓筋肉収 縮により生成され、前記信号の振幅及び周波数特性は前記心臓筋肉収縮の振幅及 び周波数特性を表す、請求項８乃至１０のいずれか１項に記載の装置。 １４．前記高周波信号は前記伝送線の送り端部ベクトルインピーダンス（６０ 、６１）の変動を表す、請求項１３に記載の装置。 １５．前記信号は前記伝送線の電圧定在波割合の変動を表す、請求項１３に記 載の装置。 １６．前記信号は前記伝送線の反射係数の変動を表す、請求項１３に記載の装 置。 １７．前記高周波電子回路手段（３１）は高周波ブリッジ手段を具備し、前記 ブリッジは、前記導線の前記センサ部分（１７、１８、８１／８６／８７）に対 して、特定の埋め込み位置により生じるいかなる力も印加されず又は初期力が印 加されるとき、バランスがとられ、且つ前記ブリッジは、力が前記センサの部分 に印加されるときいつもバランスがとられない、請求項１３に記載の装置。 １８．前記制御手段（２７、３０）は心臓不整脈検出及び多種の不整脈間の識 別用の手段を具備する、請求項１０に記載の装置。 １９．前記制御手段は速度応答ペースモードにおいてペース速度調整用の手段 を具備する、請求項１０に記載の装置。 ２０．前記制御手段はペース捕捉確認用の手段を具備する、請求項１０に記載 の装置。 ２１．前記ペース導線はコネクタ手段（２１）をその最も近い端部に具備し、 前記コネクタは前記伝送線及び前記高周波電子回路間の電気接続を、前記インピ ーダンスの前記整合を妨げることなしに、提供する、請求項９乃至２０のいずれ か１項に記載の装置。 ２２．前記電子導体は前記高周波電子回路の第１の極（３５）に接続され、且 つ前記スタイレット線は前記高周波電子回路の第２の極（３４）に接続される、 請求項１１及び２１に記載の装置。 ２３．前記第１の電気導体は高周波電子回路の第１の極（３５）に接続され、 且つ前記第２の電気導体は前記高周波電子回路の第２の極（３４）に接続される 、請求項１２及び２１に記載の装置。 ２４．前記伝送線は終端手段（４５、５６）をその末梢端部に具備する、請求 項１に記載の装置。 ２５．前記終端手段は開回路である、請求項１６に記載の装置。 ２６．前記終端手段は短絡回路である、請求項１６に記載の装置。 ２７．前記終端手段は前記伝送線のインピーダンスに整合されるインピーダン スを有する、請求項１６に記載の装置。 ２８．前記終端手段は前記心臓筋肉収縮により生じる前記導線本体の張力に起 因してインピーダンスを変化させ、前記インピーダンス変動は前記伝送線に対し て前記終端手段の不整合を生成し、これにより前記不整合の周波数及び程度は前 記心臓筋肉収縮の周波数及び大きさに依存する、請求項１９に記載の装置。