JPS58192556A - 心臓刺激装置 - 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】 本発明は心臓刺激装置（ペースメーカー）に関する。特
に、本発明は、ａ）たとえば、患者の集中治療時に生じ
た緊急事態において電流、特に１つまたはそれ以上のパ
ルスによって心臓あるいは別の器官もしくはこれら両方
の器官を刺激したり、または、ｂ）診断のために患者の
心臓のリズムを一時的に変えたりするようになっている
心臓刺激装置に関する。

通常、患者が集中治療を受けているときには１、ｌｕ名
の身体状態のパラメータを示す測定信号を外部の測定用
あるいは監視用の機器に伝えるだけのカテーテルを用い
る。心臓あるいは別の器官もしくは両方の器官を刺激す
る必要のある不測の緊急・ｈ態が生じたときには、刺激
用のカテーテルをできうる限り迅速に挿入しなければな
らない、一般に用いられている方法では、時間のかかる
面倒な作業を行なうので緊急事態において致命的な結果
に終る可能性があるばかり・か、患者にとっても危険な
あるいは不快な状態に置かれることになる。

このような問題は、心臓のリズムを一時的に変える状況
にもあるけれども、もちろん、この時には急速挿入の必
要性はそれほど重要なことではない。

上記の問題は、金属製の電線を通して外部機器に電気的
に接続してあって心臓からの信号を誘導したり、電気パ
ルスによって心臓を刺激したすすることができるように
なっている電極を用いる構造のカテーテルを使用するこ
とによって解決され得る。

しかしながら、このような特殊なカテーテルは比較的高
価である。経済上の配慮および統計上のデータによれば
、集中治療で簡単かつ安価な構造のカテーテルを普通に
用いることが望ましく、理に適ったことであろう。

本発明の目的は、上記の問題を解決し、比較的簡単かつ
安価な構造のカテーテルを用いながらも簡単かつ迅速に
患者の心臓その他の器官を電気的に刺激することができ
るようにすることにある。　　　　岬特に、電流の伝達
のために、カテーテル内に存在する液柱（特に、電解溶
液）とか、カテーテルの内壁面に設けた低導電性の非金
属薄膜とか、カテーテルの壁内に延在する低導電性材料
の繊維性コアとかを用いることができる。

したがって１本発明の別の目的は、高インピーダンス電
流経路を介して所望要領で心臓その他の器官を刺激でき
る心臓刺激装置を提供することにある。

さらに１本発明の目的は、普通のカテーテルに入ってい
る電解溶液（たとえば、標準食塩溶液）によって与えら
れるような高インピーダンス電流経路を通して電気刺激
用電流を流すに必要とされるような高電圧信号を発生す
ることのできる高電圧発生回路装置を提供することにあ
る。

本発明による心臓刺激装置は、一対の出力端子を有し、
充分な大きさの高電圧を前記出力端子を横切って発生さ
せ、心臓刺激に適した大きさ、波形を有する電流を前記
出力端子に接続した高インピーダンス負荷回路に流す゛
ようになっている高電圧発生回路装置を包含する。

−・層詳しくは１本発明の心臓刺激装置は、その出力端
子の１つまたはすべてを一本またはそれ以−Ｌの電線に
接続してあり、これらの電線の両端に連結手段が設けで
ある。これらの連結手段はカテーテルの内腔に延びる電
流経路を４えるようになっており、その結果、前記出力
端子が前記内腔内の電解溶液、または内腔の内壁面に設
けた低導電性の非金属製薄膜、または前記内腔の壁内に
延在する低導電性材料の１つまたはそれ以上の繊維性コ
アのいずれかに電気的に接続される。別の実施例では、
この心臓刺激装置は出力部、あるいは、カテーテル内の
液柱に直結した、すなわち。

おそらくは中間電線なしに接続した前記出力部を含む部
分を有するようになっている。

本発明による心臓刺激装置の好ましい実施例は、普通設
計のものでよい波形信号発生器を包含し、そのほか、こ
の発生器の出力部に発生した波形信号を任意に調節する
ことのできる手段を含む、前記の高電圧発生回路装置は
この波形信号発生器の出力部に接続する制御入力部を備
えている。

未発明による心臓刺激装置は従来の心臓刺激装置で可能
性のある作用のすべてを実行でき、しかも金属製の導線
を延ばしたり、それに刺激用電極を連結したりする必要
のないカテーテルを用いることができる。換言すれば１
本発明による心臓刺激装置は低導電性の、すなわち高イ
ンピーダンスの非金属電流経路を経て所望形態の心臓刺
激を行なうのに必要な電気信号を伝送するようになって
いる。

前記の作用としては次のものがある。

ａ）一定周波数刺激パルスの付与。

ｂ）心室あるいは心房に不整脈があるときにのみ検出器
の発生するリクエスト信号にのみ応答しての刺激パルス
の付与。

Ｃ）作用ａ）、ｂ）の組合わせ。

ｄ）必要に応じて、所望のリズムに自動的に切換える手
段との組合わせにおいての正規の心臓リズムよりも高い
周波数の刺°激パルスの付与。

ｅ）必要に応じて、変化が生じたときにそれを測定する
手段との組合わせで適当な特性を有する１つまたはそれ
以上のパルスの付与による心房や心室の細動除去ならび
に所望の結果が得られるまでパルスの特性を変えること
との組合わせでそれ自体の始動あるいは外部指令に応じ
てのこの手続きの反復。

ｆ）所望の結果が得られるまで自動的あるいは非自動的
に繰返される１つまたはそれ以上のパルスの付与による
電気除細動（いわゆる、「バースト・ベーシング」）。

ｇ）たとえば、「再入」頻拍を停止させるためのリズム
欠落を生じさせる信号の（一時的な）付与。

ｈ）たとえば、カテーテル法実施中の緊急事態発生時の
左心室または左心房を経由しての刺激。

ｉ）いわゆる「ダブル・ディマントΦベーシングＪ。

本発明による心臓刺激装置は高電圧発生回路跡　　＜。

置を包含している。この高電圧゛発生回路装置は、なん
ら金属導線のないカテーテルによって構成された非金属
製電流経路によって与えられる高インピーダンスに電気
的に接続したとき、所望作業に必要な電流が所望位置に
流れるような強さ、波形の電気パルスを発生するように
なっている。この高電圧発生器の出力部は一組の電気供
給リード線を包含する。これらのリード線は、一方では
、患者に取付けた１つまたはそれ以上の電極に、他方で
は、標準設計の金属弁または止めコック、もしくはカテ
ーテルに装着するようになっている導電性の補助手段に
電気的に接続しである。この弁あるいは補助手段は、カ
テーテル内の電解溶液、または、カテーテルの内腔の内
壁面に設けた低導電性の非金属製薄膜、または、カテー
テルの内腔の壁内に延在する低導電性材料の１つまたは
それ以りの繊維性コアとの電気接続を行なうようになっ
ている。

電解溶液のただ一本の液柱あるいは内壁面の１つの非金
属薄膜あるいは１゛組の繊維性コアを必要とする単極操
作のほか、双極または多極操作も本発明の範囲に入る。

しかしながら、その場合、電解溶液の液柱を２本以上、
あるいは内壁面に設けた非金属薄膜を２つ以上、もしく
は低導電性材料の繊維性コアを２組以上必要とする。

本発明による高電圧電気回路は、特に不適当な時期に付
勢するのを防ぐようになっている手段と組合わせること
ができる。

本発明の好ましい実施例では、身体の筋肉を電気刺激に
反応させるための電気発生器は、刺激を午えようとして
いる身体部分への電流経路を与える導電性液、たとえば
、普通の食塩溶液を通して１−５ミリアンペアの電流を
流すようになっている。特に、このタイプの電気発生器
は先の導電性液を含む電気負荷を横切って、たとえば１
−１０キロボルトの高電圧を発生する出力回路を包含す
る。電気発生器の出力回路の内部インピーダンスがたと
えば１０’オームであり、電気負荷の全外部インピーダ
ンスが１０’オーム〒ある場合、負荷を横切って発生器
の出力部に発生したｌＯキロポルトノ電圧はそこに５ミ
リアンペアの電流を流すことになる、単純な実施例では
、出力回路は、比較的低い電流を負荷に流すのに必要な
高電圧を出力部巻線を横切って発生させるようになって
いる変圧器を包含する。

本発明のよる心臓刺激装置は強さ、波形および反復率（
必要ならば）を有する高電圧電気パルスを発生しするよ
うになっている高電圧発生回路装置を包含する。この高
電圧発生回路装置の電気負荷の一部となっており、数オ
ームから数メガオームまでのインピーダンスを有するカ
テーテルにこのパルスが与えられたときに、所望作業に
適した電流パルスが発生して負荷を流れ、所望位置で作
用する。

この回路装置の一実施例はフィードバック制御回路を包
含し、このフィードバック回路はそれぞれのパルス間隔
で出力電流をほぼ一定のレベルに維持するようになって
いる。別の実施例では、前記回路装置は負荷インピーダ
ンスを表わす制御信号−を発生する感知手段を包゛含し
、この制御信号が高電圧を調節して所望の出力電流を達
成するようになっている。

以下、添付図面を参照しながら本発明を実施例によって
説明する。

第１図において、ここには人体の輪郭と刺激しようとし
ている心臓が概略的に示しである。カテーテルｌは、た
とえば、投薬に用いるような普通の安価な構造のもので
ある。このカテーテルには、通常、電解溶液が満たして
あり、この電解溶液はたとえば１０６オームの比較的高
いインピーダンスを示す、この溶液は導電性材料の調節
自在の止めコック３（第２図参照）を通していわゆる投
薬システム２によって供給される。高電圧発生回路装Ｗ
（第１図には示してない）の「ホット」高電圧出力電線
が４で示しである。この出力電線４は任意の便利な手段
によって止めコック３に電気的に接続してあり、その結
果、この電線４から電解溶液を通って非刺激心臓内゛の
所望位置まで延びる電流経路を与える。この電流経路は
患者の身体および１患者アー７」に接続したもどり電線
５　　　　町を通って完成する。もどり電線５の自由端
にはり繞性のある連結手段６が設けてあり、この連結手
段は患者の身体との取外自在の電気接続を行なえるよう
になっている。上記の配置では、電線４を経て止めコッ
ク３に与えられた高電圧パルスはカテーテル１内の電解
溶液を通して電流を流し、この電流によって心臓を効果
的に刺激できる。

第３図は前記出力電線４とカテーテル１内の電解溶液と
の電気接続を行なう別の手段としての補助装置の一例を
示す、第３図に示すようなタイプの補助装置は、一本あ
るいはそれ以上の本数の前記４で示すような「ホット」
出力電線と、たとえば投薬システム（第３図には示して
ない）に含まれるｌで示すような一部あるいはそれ以上
のカテーテル内の電解溶液との電気接続を、導電性材料
の止めコック手段を用いることなく便利にかつ迅速に行
なえる連結手段を提供する。第３図に示す補助装置は矩
形の基板７と同様な形状のカバー板８とを包含する。こ
のカバー板８はヒンジ９によって基板７に枢着しである
。好ましくは、基扱、カバー板は共に透明な電気絶縁材
料で作る。

基板７はその最長寸法部に沿って延在してカテーテルを
受ける１つまたはそれ以上のくぼみ１０（第３図に１つ
でけ示す）を備えている。所望に応じて、カバー板が基
板のくぼみと対応する１つまたはそれ以上の同様なくぼ
みを備えてもよいことはもちろんである。補助装置の前
面（第３図で見た場合）から延びるカテーテルは、たと
えば、被刺激心臓の内部に延びており、同時に補助装置
の後側（第３図で見た場合）から延びるカテーテル部分
は投薬システムに接続しである。第４図に詳しく示した
ように、基板７は溝あるいはくぼみ１０をまたいで別の
くぼみを備えており、この別のくぼみ内にはシリコンゴ
ムのシール片１１が配置してあって第４図に示す区域を
液漏れのないように閉じている。それぞれの「ホット」
出力電線４には導電性材料の針１２が電気的に接続して
あり、この針は基板７およびシール片１１を貫いてくぼ
み１０内に延びている。カテーテルがくぼみ１０内に配
置してカバー板８を基板７の上面に乗る位置に置いたと
き、カテーテルの壁を針１２が貫くことになる。このよ
うにして、カテーテル内の電解溶液を針１２および電線
４に便利かつ迅速に接続し、被刺激心臓の内部に通じる
電流経路をｒｐえることができる。

基板７は、その底面（第３図で見た場合）に、第１の身
体電極１３と第２の身体電極１４を愉えている。これら
の電極は基板７の底面に形成した溝７′によって互いに
電気的に絶縁されている。

）薄７′により、患者の身体に高導電性ペーストを用い
たとしても電極１３．１４間の絶縁を保つことができる
。電極１３．１４には、それぞれ、電線１５．１６が接
続してあり、感知回路を与えるようになっている。この
感知回路は、これらの電極１３．１４間に患者の皮膚を
通る適切な電流経路が確立されたかどうか検査する感知
装置に含まれ得る。任意構成要素として、カバー板８に
センサ１７が設けてあり、このセンサはカバー板８が適
切に基板７上に乗っているかどうかを検査する感知装置
に個々の電線１８°、１９を通して接続し得る。こうし
て、それぞれのカテーテルを１２で示すような針で突き
通すことができる。上記の補助装置は、全体的に、可撓
性ノくンド２０によって患者の身体に取付けることがで
きる。上記の感知用電極１３．１４および任意センサ１
７によって、高電圧発生回路装置を使用可能とする検査
回路が確立される。これのの検査回路の１つが適切に確
立されていない場合には、高電圧発生回路装置は使用で
きず、したがって、いかなる高電圧出力をも発生するこ
とができない、別の任意構成要素として、シール片１１
の両側面に２つの別の感知用電極２１．２２が設けてあ
り、これらの電極は個々の電線を通して液漏れ検出回路
を与える。

この液漏れ検出回路は、カテーテルの漏洩により、針１
２と感知用電極２１．２２の間に電流経路が確立されて
出力電線４のパルスを電送したときに警報信号を発生す
る検出器に設けられてし翫てもよい。前記の電線はすべ
てケーブル２３内にあり、このケーブルは高電圧発生回
路装置、それぞれの感知装置、ａｉ洩検出器に通じてい
る。　　　　　　　ｉ第５図は第３，４図に示す補助装
置とｌ／Ｘつじよに用いてもよい補助管セクション２４
を示す、この管セクション２４は、その両端に、それぞ
れ連結手段２５．２６を備えており、これらの連結手段
は被刺激心臓に通じるカテーテルに対する連結を行なう
と共に、たとえば投薬システムに通じるカテーテルまた
はチューブに対しても連結を行なえるようにしている。

管セクション２４　ｔ±、第３図に示す補助装置の基板
７にくぼみ１０内に配置されたときにそれぞれの連結手
段２５．２６カく第３図の補助装置の端面のそれぞれか
ら突出するような長さとなっている。管セクション２４
力（＜　＋ｒみ１０内に配置されたとき、力／（−板８
を閉じると、針１２が管セクション２４゛に突き刺さり
、この管セクション内の電解溶液との電気接続を行なえ
るようになる。使用後、管セクション２４１まそれぞれ
のカテーテル端から引抜き、次の使用のために別の同様
な管セクションに代えること力ζできる。このようにし
て、針の突き刺さるの力くカテーテルではなくて補助管
セフ・ジョン２４でアリ、カテーテルを繰返し使用でき
、管セクション１４だけを取代えればよいので、かなり
の節約になる。

このような補助管セクションはセルフシール材料で作る
のが好ましい。

第６図は本発明の高電圧発生回路装置の実施例を示して
いる。この回路装置は、従来の心臓刺激装置に普通与え
られるような負荷をかなり越える高インピーダンス負荷
を横切って適切な大きさの高電圧を送るように設計しで
ある。一層詳しく言えば１本発明の環境で用いられるよ
うな負荷は。

たとえば、１０　オームはどの高さのものでありてもよ
い、このような負荷は、たとえば、電解溶液（たとえば
、食塩溶液）の柱を有する電流経路によって与えられる
。換言すれば、高電圧発生回路装置は所望要領で心臓そ
の他の器官を効果的に刺激できるに充分かつ適した電流
を前記高インピーダンス負荷に流すような大きさ、波形
の高電圧を発生することができる。第６図に示す実施例
は、所望形式の刺激を行なうのに必要な種々の波形を選
択的に発生するようになっている波形発生器６．１と、
出力部に制御電圧を発生する制御増幅器６．２と、入力
部に制御電圧が印加されたときにそれに応答して、負荷
（図示せず）に接続できるようになっている出力端子６
．４．６．５を横切って、所望電流を前記負荷を通して
流すに必要な高電圧を発生する端ステージ６．３と、こ
の端ステージ６．３からの出力電流を感知したときにそ
れに応答して制御増幅器６．２のための基準信号を発生
する感知装置６．６とを包含する。さらに、感知回路は
、任意であるが、「オン・ディマント・ベーシング」を
必要とする場合に波形発生器６．１を始動するための、
たとえば、検出Ｒ波のピークを表わす開始信号を発生す
る回路を含んでいてもよい。これは任意要件であるから
、感知回路６．６と波形発生器６．１の接続は破線で小
しである。

波形発生器６．１は心臓刺激に通常用いられる任意普通
のタイプのものでよい。このような波形発生器の好まし
い実施例を第９図を参照しながら後に説明する。任意構
成要件として、波形発生器６．１は構成要素６．２．６
．３．６．６に対する外部ユニットとして用いられる。

あるいは、波形発生器６．１は、構成要素６．２，６．
３゜６．６といっしょに一体装置を構成する。制御増幅
器６．２は波形発生器６．１から１つの入力部に印加さ
れた波形信号と他方の入力部に与えられた前記基準信号
とを処理、たとえば、比較して端ステージ６．３を駆動
する制御信号を発生するようになっている。第８図に概
略的に示すように、端ステージ６．３は制御入力部Ｃｖ
を有する制御可能な電源Ｃ８を包含するにの電源の主電
流経路はセットアツプ変圧器ＳＴの一次巻線ＦＷと、た
とえば４００ポルトの適当な直流電源ＶＢを与える適当
な直流電源とに直列に接続しである。制御入力部Ｃｖに
供給された制御電圧は端ステージを駆動して所要の大き
さを持った高出力電圧を変圧器ＳＴの二次巻線ＳＷを横
切って発生させるばかりか、出力電流パルスの大きさを
ほぼ一定に維持するようになっている。セットアツプ率
を適切に選択することによって、たとえば、１：２０に
　　　　ｉすることによって、二次巻線ＳＷを横切って
接続した負荷を通して所望の電流を流すのに必要な高電
圧が、適切な制御電圧を制御入力Ｃ■に印加したときに
達成される。−例として、端ステージＣよ１メガオーム
の高インピーダンス負荷におＩ／Ｘて１ミリアンペアの
大きさを持ち、約０．５ミ１ノ秒の持続時間を持つ１つ
またはそれ以上のノくルスを発生することができる。

第７図は出力端子７．４．７．５を横切って接続した高
インピーダンス負荷に必要な大きさの電流を発生させる
に適した高電圧発生回路装置の別の実施例を示している
。この高電圧発生回路装置は第６図のものと同じ設計の
波形発生器７．１を包含する。この波形発生器の出力信
号は端ステージ７．２を直接制御する。この実施例では
、端ステージ７１，２は第８図に示すタイプのものでも
よいし、変圧器無しのものでもよい。変圧器無し端ステ
ージは必要な電圧まで適当な電源によって充電されるエ
ネルギ貯蔵コンデンサを包含する。このエネルギ貯蔵コ
ンデンサは、制御用波形信号に応答する切換装置によっ
て選択的に放電させられる。第１３．１４図を一参照し
ながら後に詳しく説明するように、感知回路７，３は、
出力端子７゜４．７．５を横切って接続した負荷の大き
さを表わす制御信号を発生するようになっているか、あ
るいは、この負荷を通って流れる電流を表わす制御信号
を発生するようになっている。また、第７図に示す実施
例では、波形発生器７．１は、端ステージ７．２に接続
できる別体のユニットか、あるいは、構成要素７．２．
７．３といっしょに−・体の装置に含まれるものである
。

たとえば、故障状態で、カテーテルを上記のように配置
した高電圧発生回路の出力側に接続している電気ケーブ
ルのキャパシタンスを通って流れさせる。過剰電流によ
る電流サージを制限するために、前記高電圧発生回路装
置の「活動状態」の出力端子と活動状態のカテーテル電
極を接続している電流経路に、たとえば、５０キロオー
ムの抵抗値を有する２つの抵抗器を直列に設けると好ま
しい。一層詳しく言えば、これらの抵抗器の一方は前記
活動出力端子と活動カテーテル電極に通じるケーブル線
の隣接端の間に接続し、他方の抵抗器を前記ケーブル線
の反対端と前記カテーテル電極の間に接続する。

ｙらに別の態様として、高電圧発生回路装置とカテーテ
ルを接続するケーブル、一層詳しくは。

ケーブル線の一方あるいは両方を成る電気抵抗値を有す
る材料で作ってもよい。たとえば５Ｏ−１ＯＯキロオー
ムの電気抵抗値を持つケーブルを。

１−記の抵抗器の有無にかかわらず用いるとよい。

第９図は第６図に示す６．１のような波形発生器の好ま
しい実施例を示す、この好ましい実施例の特徴としては
、比率調節式ポテンショメータＲ９，１が適当な直流電
源＋ＳＳの出力端子ＯＴ９およびアース端子を横切って
発生する波形信号パフレスの反復率に正比例するという
ことがある。第９−１４図には、短くて太い水平の線で
このアース端子が概略的に示しである。波形発生器はワ
ンショット・マルチバイブレータ０５９．１を包含する
比率決定回路とコンデンサＣ９，１を包含するＲＣタイ
ミング回路網とを包含する。このタイミング回路網の抵
抗部分はトランジスタＴ９゜１、Ｔ９．２、Ｔ９．３を
包含し、これらのトランジスタは可変抵抗器Ｒ９，１と
いっしょに比率決定可変抵抗値を与える。パルス幅は第
２のワンショット・マルチバイブレータＯ３９，２に接
続した可変抵抗器Ｒ９，２，コンデンサＣ９，２によっ
て決定される。ダイオードＤ９．１、抵抗器？ Ｒ９，３，コンデンサＣ９，３を包含する始動回　　　
：路網が適切なパルス波形を保証し１発生器電源子ＳＳ
がオンになった瞬間とは無関係に整相する。

この波形発生器の制御入力部ＣＴにタイミング信号が存
在しない限り、出力部ＯＴ９のところで、はぼ矩形のパ
ルスを発生する。これらノゞルスの反復率は抵抗器Ｒ９
，１のセツティングによって決定され、パルス幅は抵抗
器Ｒ９，２のセツティングによって決定される。しかし
ながら、正規に出力部ＯＴ９のところにパルスが発生す
べき時刻と同時に適切なタイミングパルスが制御入力部
ＣＴ番こ′ｊ−えられたならば、波形発生器は抑圧され
、したがって、出力端子ＯＴ９のところに出力パルスを
発生することがない。したがって、制御入力部ＣＴは「
オン・ディマント・ベーシング」が望まれる場合に有効
に使用される。このようなタイミーフグパルスは、任意
適当な装置、たとえば、血圧モニタとかＥＣＧ回路装置
とかによって与えられる。これについては、後に第１２
図に関連して一層詳しく説明する。同一のハウジング内
にトランジスタＴ９．１、Ｔ９．２、Ｔ９．３を配置し
て波形発生器の温度安定性を改善するとよい。

第１０図は第６図に示す回路装置の６．２のような調節
自在の制御増幅器の実施例を示す。この制御増幅器はト
ランジスタＴ１０．１と直列のダイオードＤＩ０．１．
０１０．２を有する入力ステージを包含し、この入力ス
テージは第６図に示す６．１のような適当な波形発生器
によって入力端子ＩＴに与えられるパルスを適切なレベ
ルに効果的に制限する。このように制限された入力波形
信号はトランジスタＴ１０．２のベース電極に４えられ
、このトランジスタのコレクタはトランジスタ７１０．
３のベース電極に接続しである。これらのトランジスタ
は、トランジスタ７１０．４を共に、差動増幅ステージ
を構成する。トランジスタＴ１０．２のコレクタに発生
した波形信号の大きさはポテンショメータＲ１０，１に
よって調節できる。第６図に示すような感知回路６．６
によって与えられるような前記基準信号は制御入力端子
ＣＴｌ０からトランジスタ７１０．４のベース電極に与
えられる。この制御増幅器はその出力端子０ＴＩＯに制
御信号を発生し、この信号は入力端子ＩＴに与えられた
波形信号と制御端子ＣＴ１０に午えられた基準信号の差
に比例する。先に述へたように、前記制御信号は第６図
に示す６゜３のような端ステージを駆動し、制御する。

第１１図は第８図に示すタイプの端ステージの層詳しい
グイ７グラムである。たとえば４００ボルトの前記直流
電源として、普通の直流Φ直流コンバータＣｏ１１が用
いてあり、このコンバータも他の回路のために電源電圧
＋ＳＳを分割する。この実施例では、＋ＳＳは６ポルト
の直流電圧である。セットアツプ変圧器５ＴＩＩの一次
巻線ＲＷＩＩと直列に制御トランジスタＴｌ　１　、１
が接続してあり、この制御トランジスタはそのベース電
極において制御端子ＣＴＩＩからの前記制御信号を受け
る。好ましくは、トランジスタＴ１１．１は、セ・ント
アップ変圧器ＳＴＩ　ｌの二次巻線５ＷＩＩを横切って
、制御端子ＣＴＩＩに与えられる制御信号に相当する適
当な高電圧を発生させるように作動する。この端ステー
ジの出力端ｊ−ＯＴ１１．ｌ、０Ｔ１１．２は、それぞ
れ、出力線４．もどり線５（第１図参照）に接続してあ
って刺激しようとしている心臓に所望の刺激電流を送る
ようになっている。二次巻線５ＷＩＩを直列に制御抵抗
器Ｒ１１，１が接続しである。この制御抵抗器Ｒ１１，
１を横切って発生する電圧は基準信号増幅器ＲＡＩＩの
入力部に与えられ、この基準信号増幅器はその出力部の
ところに前記の基準信号を発生する。この基準信号は出
力端子０Ｔ１１．１．０Ｔ１１．２に接続した負荷を通
して流れる出力電流を表わしている。前記基準信号は、
たとえば、第１０図に示す制御増幅器の制御端子ＣＴｌ
０に接続した出力端子０Ｔ１１．３のところに送られる
。ダイオードＤ１１．１、Ｄｌｌ、２を包含する可変イ
ンピーダンス回路が制御抵抗器ＲＡＩＩと直列に接続し
てあって出力端子０Ｔ１１．４のところに、たとえば、
Ｐ−Ｑ−Ｒ−９−Ｔコンプレックスのような心臓活動状
態に関する情報を示す電圧を与える。出力端子０Ｔ１１
．４に発生したこの信号はＥＣＧ処理回路装　　　装置
の入力部に与えてもよい。これについては、後に第１２
図を参照しながら説明する。′第１２図は入力端子ｌＴ
１２のところで出力端／−０Ｔ１１．４からの前記の信
号を受けるＥＣＧ処理回路の実施例を示している。この
ＥＣＧ処理Ｊｕｌ路装置はゲートに前記入力信号を受け
る電界効果トランジスタＦＥＴ１２によって与えられる
非んに高いインピーダンスを有する。基本周波数に同調
させたノツチフィルタＮＦ１２が心臓活動信号から望ま
しくないハム成分を除去し、この心臓活動信号はｉｓ＠
器ＡＭ１２を通して普通のＲ波検出器ＲＴ１２の入力部
に送られる。ＲＤ１２の出力部に発生したＲ波信号はシ
ュミット・トリガ装ａｓＴｔ２を介してワンショー／　
ト・マルチパイプＬ／−タ０５１１に与えられ、このワ
ンショッ）−マルチバイブレータはその出力端子０Ｔ１
２のところに−・連のＲ波ピークを発生する。出力端子
０Ｔ１２に発生した信号は、第９図に関連して説明した
ように、「オン令ディマント・ベーシング」を必要とす
るときに制御入力部ＣＴ９に学えることができる。

第１３．１４図は変圧器成し端ステージの実施例を示し
ており、ここでは、心臓その他の器官を刺激する電流は
適当な寸法のコンデンサＣ（たとえば、８キロボルトの
所望電圧に変えられる）によって高インピーダンス電流
経路を通して送られる。第１３図の実施例では、普通の
制御自在の直流・直流コンバータＣ０１３を用いている
。このコンバータは他の電子回路を付勢するに必要な直
流電源電圧＋ＳＳを供給すると共に、制御入力端子ＣＴ
１３．１に与えられる制御信号に従って制御されて可変
抵抗器Ｒ１３，１を経てコンデンサＣＩ３．１を充電す
る可変電圧をも供給する。たとえば、第７．９図に関連
して説明した波形発生器によって与えられる波形信号は
入力端子ＣＴｌ３．２を制御する制御信号として与えら
れる。この制御信号、一層詳しくは、制御パルスは入力
トランジスタＴＩ３．１を導通状態にし、それにより、
変圧器ＴＲ１３を通して制御信号を電子切換装置７１３
．２の制御電極のところに発生させる。その結果、この
電子切換装置は前記制御入力端子ＣＴＬ３．２に与えら
れた制御パルスに応答して導通状態になり、その結果、
コンデンサＣＩ３．１が電子切換装置Ｔ１３．２の主電
流経路を通して放電する。−第１１図に関連して先に説
明したような出力端子０Ｔ１３．１，０Ｔ１３．２が高
インピーダンス電流経路に接続されたならば、そこに電
流パルスが波れることになり、この電流は負荷に含まれ
るカテーテルの液体柱を通して所望安領で心臓その他の
器官を刺激するように作用する。第１３図に示す実施例
では、このようにして発生した各電流パルスの大きさは
、電子切換装置ＴＩ３．２が導通状態に切変わった瞬間
にコンデンサＣＩ３．１を横切って存在する高電圧値に
よって決定される。直流・直流コンバータＣ０Ｉ３を適
切に制御するには、端ステージを感知回路と組合わせる
。この感知回路は出力端子０ＴＩ３．１．０Ｔ１３．２
に接続した負荷のインピーダンスを表わす制御信号を与
える。この目的で。

このように組合わせた感知回路は２つのカスケード式増
幅器ＡＭ１３．１．ＡＭ１３．２を包含し、抵抗器Ｒ１
３，２およびコンデンサ０１３゜２からなるＲＣ回路網
を通して適当な波形信号を出力端子０Ｔ１３．１．０Ｔ
１３．２に接続した負荷に芋えるようになっている発振
器を包含する。前記出力端子０Ｔ１３．１．０Ｔ１３．
２に接続した負荷を表わす電圧は前記入力信号を積分す
るようになっている増幅器ＡＭ１３．３の反転入力部に
与えられる。増幅器ＡＭ１３．３の出力部に発生した積
分信号は反転増幅器ＡＭ１３．４の入力部に与えられ、
この反転増幅器の出力端子０Ｔ１３．３のところに制御
入力部ＣＴ１３．１を介して前記直流・直流コンバータ
Ｃ０１３を制御するための制御電圧が発生する。この制
御信号は上記の感知回路によって測定されるインピーダ
ンスを表わしており、コンバータＣ０１３は負荷のイン
ピーダンスに相当する高電圧値までコンデンサＣ１３，
１を充電する高電圧を供給する。好ましい実施例では、
２つの逆並列接続のダイオードまたはツ、ナダイオード
を包含する可変イン　　　　−ピーダンスがコンデンサ
ＣＩ３．１と直列に設けてあり、ソース拳インピーダン
スを外部負荷から隔離している。したがって、負荷イン
ピーダンスがより正確に測定される。

第１４図に示す実施例では、１つの出力部に、たとえば
、８キロボルトのほぼ一定の電圧を発生する直流・直流
コンバータＣ０１４を用いている。また、このコンへ−
夕Ｃ０１４は普通の設計のものである。したがって、こ
の実施例では、コンデンサＣ１４，１は必要に応じて抵
抗器Ｒ１４，１を通してほぼ一定の値まで充電され、出
力端子０Ｔ１４．１．０Ｔ１４．２に接続した高インピ
ーダンス負荷を通して所望値の電流を流す。

この出力電流は、たとえば、第７図に関連して説明した
ような波形発生器によって与えられる波形イ。１号に応
答して流れる。この波形信号は入力端子ＣＴ１４を制御
するように与えられる。この波形信号は作動増幅器ＡＭ
１４．１を通り、−組のカスケード式電界効果トランジ
スタＴＩ４．１−Ｔ１４、ｎを導通状態に切変える。そ
の結果、コンデンサＣ１４，１がこれらのトランジスタ
を通して放電し、出力端子０Ｔ１４．１．０Ｔ１４．２
の接続した負荷を通して所望電流を流すことになる。こ
の実施例では、各出力電流パルスの大きさは、反転増幅
器ＡＭ１４．２と可変抵抗器Ｒ１４，２からなる出力電
波感知回路によって測定される。前記抵抗器Ｒ１４，２
を横切って発生した電圧は出力電流パルスの大きさを表
わしており、増幅器ＡＭ１４．２で反転された後、作動
増幅器ＡＭ１４．１の反転入力部に与えられる。このよ
うにして、出力端子０Ｔ１４．１．０Ｔ１４．２に接続
した高インピーダンス負荷に発生した出力電流パルスの
レベルはほぼ一定の値に保たれる。

第１１図の実施例と同様に、この実施例も、出力端子０
Ｔ１４．３のところにＥＣＧ信号を発生するように出力
端子０Ｔ１４．１に接続した回路を包含する。第１１，
９図に関連して説明したと同様な要領で、こうして発生
したＥＣＧ信号は［オン・ディマント・ベーシング」を
望むときに効果的に用いられ得る。制御入力端子ＣＴ１
３．２（第１３図）、ＣＴ１４（第１４図）をそれぞれ
５０００−ｉ、、の抵抗器を介してアースに接続するこ
とによって、端ステージのための制御信号として前記波
形信号を与える源として任意普通の心臓刺激装置を用い
ることができる。

本発明の特殊な実施例を説明してきたが、特許請求の範
囲内で構造上の細部を変更することは可能であり、意図
されている。今までの説明は発明の限界を示すものでは
ない、上述の配置は発明の原理の応用を説明するにすぎ
ず１発明の精神、範囲から逸脱することなく当業者に、
よって多くの別の配置が考えられ得る。これらの変更と
しては、それぞれの回路の制御またはタイミングあるい
は両方を行なうための他の外部制御・タイミング装置も
含む。さらに、使用に便利なようにあらゆる種類の補助
回路、たとえば、（ｉ独）人、出力回路、ディスプレイ
回路、安全回路′などを加えてもよい。

以下、第１５．１６．１７図を参照しながら、性能を改
善するための本発明のいくつかの付加的な実施例を説明
する。第１５−１７図に示す実施例は第１０．１１図に
示す実施例に関係したものであり、したがって、同じ部
分には同じ参照符合を付けである。第１０．１１図の回
路配置では。

たとえば、異種材料の電極を用いた場合、望ましくない
直流成分が変圧器二次巻線ｓｗｔ　ｉに接続した出力回
路を通って流れることがわかった。原則的には、このよ
うな望ましくない直流成分は、前記二次巻線ＳＷを直列
にコンデンサを接続して出力端子０Ｔ１１．１．０Ｔ１
１．２に接続した負荷を通っていかなる直流電流も流れ
ないようにすることによって阻止することができる。し
かしなから、このようなコンデンサには非常に厳し、い
特性が要求されるので、第１５図に示すような実施例が
考えられた０、ここに示すように、付加的な抵抗器Ｒ１
５，１が抵抗器Ｒ１１，１と直列に接続しである。抵抗
器Ｒ１５，１を横切って、除去すべき直流成分を示す電
圧が発生する。この電圧は、抵抗器Ｒ１５，２およびコ
ンデンサＣ１５゜１からなり、比較的長い時定数を有す
る積分回路網に与えられる。こうして積分された電圧は
反転増幅器ＲＡ１５に与えられ、この反転増幅器は電源
端子＋ＳＳ、−８Ｓから電源電圧を受ける。出力端子０
Ｔ１１．２を包含する増幅器出力部は患者の「非活動」
電極に接続される。クランプ・ダイオードＤ１５．１．
０１５．２によって、前記出力部は電源＋ＳＳ、−３Ｓ
に対して対称的に接続しである。上記回路配置では、患
者の身体を含む゛電気回路は負のフィードバック作動の
下にあり、それによって、出力回路を通る直流電流はほ
ぼゼロまで減少する。このようにして、出力端子０Ｔ１
１．１に接続した負荷回路を流れる可能性のある望まし
くないいかなる直流電流に対しても効果的な補償を行な
える。別の実施例では、増幅器ＲＡ１５を使わなくても
よく、積分回路網Ｒ１５，２、Ｃ１５，１が増幅器ＲＡ
ＩＩの出力部に接続される。この積分回路網の出力部は
出力端子０Ｔ１１．２に接続される。

出力端子０Ｔ１１．ｌ、０Ｔ１１．２に外部食前がなん
ら接続していない゛場合には、これらの出力端子を横切
って非常に高い電圧が発生する可能性がある。これは、
このような高電圧の増大に対抗する出力電流がなんら存
在しないからである。

無負荷状態でのこのような高出力電圧は、変圧器その他
の部品などの構成要素が損傷を受ける“おそれがあるの
で、望ましいものではない、第１６図に示す回路配置は
、無負荷状態の下で出力端子０Ｔ１１．１．０Ｔ１１．
２を横切って発生する高電圧を制限する第１の実施例で
ある。これらの出力端子を横切って電圧依存要素が接続
してあり、これは電圧依存抵抗器とか半導体要素Ｓなど
である。この要素Ｓは、そこを横切って発生した電圧が
所定の限界値を越えた場合に低オーム状態に切変えられ
る。それによって１通常に患者を流れる電流はシミュレ
ートされる。その結果、増幅器ＲＡｌｌを介するフィー
ドバック作用が出力電圧をほぼ要素Ｓの所定限界値まで
減少させる。この限界値の大きさは要素Ｓの設計特性に
よって決まる。出力端子０Ｔ１１．１．０Ｔ１１．２を
横切る電圧が限界値より低い値に達したならば、前記要
素は高オーム状態に戻る。

別の実施例が第１７図に示しである。この実施例は第１
０．１１図に示す回路配置の組合わせに依存する。出力
端子０Ｔ１１．１と回路質量との間で互いに直列接続し
た２つの抵抗器Ｒ１７゜１、Ｒ１７，２が分圧器を構成
しており、それによって、比較的高い出力電圧が抵抗器
１１７．２を横切る適切な低電圧まで減ぜられる。この
電圧は、たとえば、ダーリントン対のトランジスタＴ１
７．１、Ｔ１７．２からなる増幅器に与えられる。これ
らのトランジスタはツェナダイオードＤ１７．１を共に
回路質量に直列に接続しである。

抵抗器Ｒ１７，２を横切って発生した電圧がツェナダイ
オードＤＩ７．１およびそれとコレクタ回路を介して直
列に接続したトランジスタＴ１７゜１、Ｔ１７．２を横
切る全電圧よりも高くなるとすぐに、電流が流れ、それ
によって、端子０Ｔ１１．１．０Ｔ１１．２を横切って
出力電圧に対する電圧制限作用が行なわれる。第１７図
の実施例は、それが技術的な観点から実用性が低い要素
Ｓのような電圧依存要素を使用する必要がないので、第
１６図の実施例に比べて好ましいものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は患者の心臓に効果的な刺激を与える電流を供給
するのに本発明をどのように患者の身体に応用するかを
概略的に示す図である。 第２図は第１図の細部を示す拡大図である。 第３図は１つまたはそれ以上の高電圧線と１つまたはそ
れ以上のカテーテル回路のための内部電流経路との電気
接続を便利に行なえる補助装置の実施例を示す図である
。 第４図は第３図に示す実施例の細部を示す拡大図である
。 第５図は第４図に示す補助装置において用いることので
きる補助管を示す概略図である。 第６図は心臓刺激のために高インピーダンス負荷回路を
通して電流を流すことのできる本発明の高電圧発生回路
装置の実施例のブロックダイアグラムである。　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　ｊ第７図は本発明の
高電圧発生回路装置の別の実施例のブロックダイアグラ
ムである。 第８図は本発明の高電圧発生回路装置で用いる出力ステ
ージの実施例を示す図である。 第９図は本発明の高電圧発生回路装置で用いる波形発振
器の実施例を示す一層詳しい回路図である。 第１θ図は本発明の高電圧発生回路装置で用いる制御増
幅器の実施例を示す一層詳しい回路図である。 第１１図は本発明の高電圧発生回路装置で用いる端ステ
ージの一層詳しい回路図である。 第１２図は本発明の高電圧発生回路装置を組合わせて有
利であるＥＣＧ処理回路の実施例を示す回路図である。 第１３図は本発明の高電圧発生回路装置の別の実施例の
一層詳しい回路図である。 第１４図は本発明の高電圧発生回路装置のまた別の実施
例を示す回路図である。 ′ｄＴｊ１５図は本発明の高電圧発生回路装置の外部負
荷を通して流れる可使性のあるいかなる直流電流をもほ
ぼゼロに減する負直流フィードバックを与える回路を示
す図である。 第１６図は本発明の高電圧発生回路装置の出力電圧を所
望値に制限する回路を示す図である。 第１７図は第１６図の変形例を示す図である。 １・・・カテーテル、２・・・投薬システム、３拳・・
止めコック、４・・・出力線、５・嗜もどり線、７・・
・基板、８・・・カバー板、９・・・ヒンジ、１０＠−
・くぼみ、１１・・・シール片、１２・・φ針、１３．
１４・・・身体゛屯極、１５．１６−雫嗜電線、１７・
・−センサ、１８．１９・・φ電線、２０−・・バンド
、２１．２２−・・感知電極、２３・・拳ケーブル、２
４−−・管セクション、２５．２６・・・連結手段 ２′１５図 Ａ′１７図

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 （１）　＝−・対の出力端子を有する高電圧発生器回路
   を包含し、この回路が前記出方端子を横切って充分な大
   きさの高電圧を発生して心臓刺激を行なうに適した大き
   さと波形を有する電流を、前記出力端子に接続した高イ
   ンピーダンス負荷回路を通して流すようにしたことを特
   徴とする心臓刺激装置。 （２、特許請求の範囲第１項記載の心臓刺激装置におい
   て、前記出方端子の一方がｔ線に接続してあり、この電
   線の反対端に連結手段がｉ９１けてあり、この連結手段
   がカテーテルの内腔まで延びる電流経路を与えるように
   なっていることを特徴とする心臓刺激装置。 （３）　特許請求の範囲第２項記載の心臓刺激装置にお
   いて、前記連結手段が前記カテーテルの壁部分に突刺す
   ようになっている針を包含することを特徴とする心臓刺
   激装置。 （４）　特許請求の範囲第２項記載の心臓刺激装おにお
   いて、前記連結手段が両端に補助連結１段を有する管セ
   クションを突刺すようになっている針を包含し、それに
   よって、前記管セクションがカテーテル流れ回路に連結
   できるようになっていることを特徴とする心臓刺激装置
   。 （５）　特許請求の範囲第３項記載の心臓刺激装置にお
   いて、前記針が基板手段に配置してあり、この基板手段
   の１つの主表面に設けた溝内に延びており、前記溝がカ
   テーテルの一部を受は入れることのできる寸法となって
   おり、前記基板手段にはカバ一部が枢着してあり、この
   カバ一部が前記主表面に向い合って配置しであることを
   特徴とする心臓刺激装置。 （６）　特許請求の範囲第４項記載の心臓刺激装置にお
   いて、前記針が主表面を延びる溝を有する基板手段内に
   配置してあり、前記溝が前記管部を受は入れることので
   きる寸法となっており、前記基板手段にカバ一部が枢着
   してあり、このカバ一部が前記主表面に向い合って配置
   しであることを特徴とする心臓刺激装置。 （７）　両端に補助連結手段を有し、これらの補助連結
   手段がカテーテル流れ回路に連結するようになっている
   管セクションであり、特許請求の範囲第４項記載の心臓
   刺激装置を組合わせて用いるようになっている管セクシ
   ョン。 （８）　特許請求の範囲第２項記載の心臓刺激装置にお
   いて、前記連結手段が導電性材料で作った汀通の形状の
   止めコックの分岐部に挿入できるようになっている雄型
   コネクタを包含することを４′Ｆ徴とする心臓刺激装置
   。 （９）　特許請求の範囲第２項記載の心臓刺激装置にお
   いて、前記連結手段がカテーテルの内腔まで延びる少な
   くとも２つの電流経路を与えるようになっていることを
   特徴とする心臓刺激装置。 （ｌＯ）特許請求の範囲°第１項記載の心臓刺激装置に
   おいて、前記連結手段がカテーテルの内壁上の薄い非金
   属製薄膜までの電流経路を与えるようになっていること
   を特徴とする心臓刺激装置。 （１１）特許請求の範囲第２項記載の心臓刺激装置にお
   いて、前記連結手段がカテーテルの１つまたはそれ以上
   の繊維性非金属製電流経路までの電流経路を与えるよう
   になっていることを特徴とする心臓刺激装置。 （１２）一対の出力端子と、これらの出力端子を横切っ
   て充分な高電圧を発生して心臓刺激に適した大きさと波
   形を有する電流を前記出力端子に接続した高インピーダ
   ンス負荷に流すようになっている電圧発生手段と、制御
   信号に応答して前記出力端子を横切って発生した前記高
   電圧を制御するようになっている制御手段とを有する高
   電圧発生回路装置を包含することを特徴とする心臓刺激
   装置。 （１３）一対の出力端子と、これらの出力端子を横切っ
   て充分な大きさの高電圧を発生させて心　　　ｊ臓刺激
   に適した大きざと波形を有する電波を前記出力端子に接
   続した高インピーダンス負荷に流すようになっている電
   圧発生手段と、制御信号に応答して前記出力端子を横切
   って発生した前記高電圧を制御するようになっている制
   御手段と、前記出力端子の一方に接続してあって前記制
   御信号を発生するようになっている感知回路とを有する
   高電圧発生回路装置を包含することを特徴とする心臓刺
   激装置。 （１４）特許請求の範囲第１３項記載の心臓刺激装置に
   おいて、前記感知装置が前記出力端子を横すノって発生
   した高電圧により前記出力端子に接続した高インピーダ
   ンス負荷を通して流れる電流に応じて前記制御信号を発
   生するようになっていることを特徴とする心臓刺激装置
   。 （１５）一対の出力端子と、これらの出力端子に接続し
   た二次巻線および一次巻線を有するセットアンプ変圧器
   と、前記−次巻線に直流エネルギを供給する直流電源と
   、主電流経路と制御電圧を受ける制御電極を有し、こ゛
   の制御電極の主電流経路が前記−次巻線および前記直流
   電源と直列に接続しである電子制御装置と、前記出力端
   子に接続しである高インピーダンス負荷を通って流れる
   出力電流を感知してそれに対応する制御信号を発生する
   ようになっている電流感知回路と、前記制御信号に応答
   して前記制御電極に駆動信号を与え、前記二次巻線を流
   れる電流のレベルを制御する調節手段とを有する高電圧
   発生回路装置を包含することを特徴とする心臓刺激装置
   。 （１６）特許請求の範囲第１５項記載の心臓刺激装置に
   おいて、前記調節手段が、前記制御信号を受ける第１の
   入力部と、前記二次巻線を流れる電流を決定する波形信
   号を受ける第２の人力部とを有する制御増幅器を包含す
   ることを特徴とする心臓刺激装置。 （１７）一対の出力端子と、これらの出力端子を横切っ
   て充分な大きさの高電圧を発生して心臓刺激に適した大
   きさと波形を有する電流を前記出力端子に接続した高イ
   ンピーダンス負荷に流すようになっている電圧発生手段
   と、複数の制御信すに応答して前記出力手段を横切って
   発生した１ｉ１高電圧を制御するようになっている制御
   手段と。 前記出力手段を横切って接続した負荷のインピータンス
   の大きさに応じて前記制御信号を発生するようになって
   いる感知回路とを有する高電圧発生回路装置を包含する
   ことを特徴とする心臓刺激装置。 （１８）一対の出力端子と、一端をこれらの出力端子の
   一方に接続し、他端を直流電源に接続し１　た高電圧コ
   ンデンサであって、前記直流電源によって充分な大きさ
   の高電圧に充電され、心臓刺激に適した大きさと波形を
   有する電流を前記出力端子に接続した高インピーダンス
   負荷に流すようになっている高電圧コンデンサと、制御
   端子を有し、この制御端子に印加された制御電圧に応じ
   て前記コンデンサを選択的に放電させるようになってい
   る制御自在の切換装置と、前記出力端子の一方に接続し
   てあって前記出力端子に接続した前記負荷を通しての前
   記コンデンサの放電により流れる出力電流のレベルを制
   御°するための制御信号を発生する感知回路とを有する
   高電圧発生回路装置を包含することを特徴とする心臓刺
   激装置。 （１９）一対の出力端子と、一端がこれらの出力端子の
   一方に接続してあり、他端が直流電源に接続しである高
   電圧コンデンサとを有し、この直流電源がその直流電圧
   出力レベルを選択的に調節する制御信号を受ける制御端
   子を有し、また、前記直流電源が前記コンデンサを充分
   な大きさの高電圧まで充電して心臓刺激に適した大きさ
   と波形を有する電流を前記出力端子に接続した高インピ
   ーダンス負荷に流すことができ、さらに、制御端子を有
   し、この制御端子に印加された波形信号に応じて前記コ
   ンデンサを選択的に放電させるようになっている制御自
   在の切換手段と、前記出力端子の一方に接続してあって
   前記出力端子に接続した前記負荷のインピーダンスの大
   きさを測定し、前記直流電源の前記制御端子に印加する
   べく前記制御信号を発生する感知回路とを有することを
   特徴とする心臓刺激装置。 （２、特許請求の範囲前項のいずれか１つの　　　　１
   項に記載の心臓刺激装置と、高入力インピーダン７を有
   するＥＧＣ処理回路との組合わせであって、前記高入力
   インピーダンスが前記高電圧発生回路装置の前記出力端
   子に接続しであることを特徴とする組合わせ。 （２、特許請求の範囲前項のいずれか１つのゲ１記載の
   心臓刺激装置と、高入力インピーダンスを有するＥＧＣ
   処理回路との組合わせであって、前記高入力インピーダ
   ンスが前記高電圧発生回路装置の前記出力端子に接続し
   てあり、前記処理回路が前記高電圧発生回路装置の前記
   出力端子を横切って誘導されたＲ波のピークを表わすＲ
   波ピーク信号を発生するようになっており、さらに、前
   記高電圧発生回路装置の制御端子に前記Ｒ波ピーク信号
   を印加するフィードバック回路が設けであることを特徴
   とする組合わせ。 （２２）一対の出力端子と一対の入力端子とを（ｆする
   高電圧発生回路装置を包含し、この高電圧発生回路装置
   が、前記入力端子に印加された信号に応答して、心臓刺
   激に適°した大きさ、波形を有する電流を前記出力端子
   に接続した高インピーダンス負荷に流すに充分な大きさ
   の高電圧を前記出力端子を横切って発生するようになっ
   ていることを特徴とする心臓刺激装置。 （２３）所望の波形信号を選択的に発生する波形信号発
   生器と、一対の出力端子を有し、前記波形信号に応答し
   て前記出力端子を横切って充分な大きさの高電圧を発生
   し、前記出力端子に接続した高インピーダンス負荷を通
   して心臓刺激に適した大きさ、波形を有する電流を流す
   ようになっている高電圧発生回路装置とを包含する心臓
   刺激装置。 （２、特許請求の範囲第２２項または第２３項記載の心
   臓刺激装置において、前記波形信号発生器がその比率決
   定回路網に含まれる可変抵抗器の設定値に対してほぼ線
   形の関係となっている反復率で前記波形信号を発生する
   ようになっており、高電圧発生回路装置が一対の出力端
   子を為し、前記波形信号に応答して、充分な大きさの高
   電圧を前記出力端子を横切って発生させ、心臓刺激に適
   した大きさ、波形を有する電流を前記出力端子に接続し
   た高インピーダンス負荷に流すようになっていることを
   特徴とする心臓刺激装置。 （２、特許請求の範囲第２２項記載の心臓刺激装置にお
   いて、普通設計の波形信号発生器が前記入力端子に接続
   しであることを特徴とする心臓刺激装置。 （２６）セルフシール材料で作ってあり１両端にカテー
   テル流れ回路に連結する補助連結手段を右する管セクシ
   ョンであって、特許請求の範囲第４項記載の心臓刺激装
   置と組合わせて用いるようになっている管セクション。 （２７）両端に一体に作った補助連結手段を有する管セ
   クションであって、前記連結手段がこの管セクションを
   カテーテル流れ回路に連結するようになっており、特許
   請求の範囲第４項記載の心臓刺激装置を組合わせて用い
   るようになっている管セクション。 （２８）セルフシール材料で作ってあり１両端に補助連
   結手段が一体に作°っである管セクションであって、前
   記連結手段が前記管セクションをカテーテル流れ回路に
   連結するようになっており。 特許請求の範囲第４項記載の心臓刺激装置で用いるよう
   になっている管セクション。 （２９）一対の出力端子と、これらの出力端子を横切っ
   て充分な大きさの高電圧を発生して心臓刺激に適した大
   きさ、波形を有する電流を前記出力端子に接続した高イ
   ンピーダンス負荷に澄すようになっている電圧発生手段
   と、前記出力端子の一方と直列に接続してあっていかな
   る直流電流も前記高インピーダンス負荷を通って流れな
   いようにするコンデンサと、制御信号に応答して前記出
   力端子を横切って発生した前記高電圧を制御するように
   なっている制御手段とを有する高電圧発生回路装置を包
   含することを特徴とする心臓刺激装置。 （３０）特許請求の範囲第１３項記載の心臓刺激装置に
   おいて、前記感知回路が、さらに、前記高インピーダン
   ス負荷回路を通って流れる任意の直流電流を表わす補助
   電圧を受けるようになって　　ｉおり、また、この補助
   電圧に応答して直流電波を前記高インピーダンス負荷回
   路に流し、前記最初に述べた直流電流をほぼゼロに変え
   るフィードパンク手段が設けであることを特徴とする心
   臓刺激装置。 （３１）特許請求の範囲第１２項記載の心臓刺激装置に
   おいて、さらに、前記出力端子を横切って発生した高電
   圧が限界値を越えたときに比較的低いインピーダンスを
   与える電圧依存要素を包含し、前記比較的低いインピー
   ダンスが通常出力端ｔに接続すべき負荷の代用となり、
   前記出力端子を横切る前記出力電圧が前記限界値よりも
   低いときに前記要素が比較的低いインピーダンスを与え
   るようになっていることを特徴とする心臓刺激装置。 （３２、特許請求の範囲第１２項記載の心臓刺激装置に
   おいて、前記制御装置が負フィードバック手段を包含し
   、これが、前記出力端子を横切って発生した前記高電圧
   から誘導された電圧に応答して、この電圧の大きさを所
   定値に制限するよ・うになっていることを特徴とする心
   臓刺激装置。 （３３）特許請求の範囲第１２項から第３２項のいずれ
   か１つの項記載の心臓刺激装置において、前記高電圧発
   生回路の１つの出力端子と作動中のカテーテル電極との
   間の電流経路に直列に２つの電気抵抗器が接続しである
   ことを特徴とする心臓刺激装置。