JPS5835220Y2 - 心臓ペ−スメ−カ用焼灼保護回路 - Google Patents

Description

【考案の詳細な説明】 本考案は電子的心臓ベーシング装置、そしてさらに詳し
く言えば該装置に関連する焼灼保護回路に関するもので
ある。

米国特許第３０５７３５６号に記載されているような心
臓ペーサは、１分間に７２搏動程度の希望の速度（レー
ト）で心臓を収縮させる電気的刺激を発生させることが
知られている。

このような心臓のペースメーカは身体中に埋込み、この
ような周囲条件で長期に亙って動作することが可能であ
る。

このようなペースメーカは外科的処理によって患者の胸
部あるいは腹部に埋込み、この場合、上記の部分を切開
し、ペースメーカをその内蔵電源とともに患者の体内に
挿入する。

第１図に、先行技術による電子的心臓ペースメーカの出
力部分を示す。

この出力回路はトランジスタＱ′１２を具え、そのトラ
ンジスタは、患者の心臓を刺激すべき速度（レート）、
すなわち、１分間７２搏動の速度（レート）で周期的に
、そして患者の心臓を刺激できるに足りる十分に長い期
間、ターン・オン、ターン・オフする。

ペース電極とコレクタ電極はそれぞれ適当なバイアス抵
抗Ｒ′１９、およびキャパシタＣ’８と充電抵抗Ｒ’２
０に接続され、その出力は、トランジスタＱ′１２のコ
レクタからキャパシ夕Ｃ′８によって結合される。

ツェナー・ダイオードＣＲ１Ｏは、回路の出力間に接続
され細動防止（除去）の保護作用を行なっている。

心臓が正常な機能を行なっているときは、心臓の筋肉組
織間に電荷が生じすなわち分極をし、続いて放電すなわ
ち減極（脱分極）を行なう。

細動においては、減極（脱分極）の発生源が多数ありこ
れ等が相互作用をしその結果心臓はでたらめの運動を行
ない、患者の動脈系には血液は僅かしか循環しなくなる
。

心臓の正規の活動を再開始させるには、細動停止用の比
較的振巾の大きいパルスを患者の心臓に与える。

普通は、一対の羽根（電極）を患者の胸部の各個におき
、細動防止用パルスを患者の心臓に与えて患者の心臓の
正常なリズムの動作を再開させるようにしである。

細動防止パルスは、心臓ペースメーカ回路の出力部で見
ると、１５００■程度である。

このような高電圧においては、上記回路の回路素子が何
らかの保護を受けていなければ、破壊されないとしても
容易に損傷を受けることとなろう。

これを防止するために、出力の間にツェナー・ダイオー
ドＣＲ１Ｏを挿入して、ペースメーカ回路に印加される
電圧を安全レベル例えば８Ｖに制限する。

患者の体内に心臓ペースメーカを埋込みあるいは除去す
るための外科的処置は、ペースメーカのポケットをつく
る電気焼灼による切開とそのポケットの図面の小血管を
止血することを含む。

第２図には、心臓ペースメーカ１０を埋込んだ患者と、
焼灼切開するための焼灼電極１２の使用状態を示す。

普通はホヴイー電気外科装置（商品名）のような焼灼装
置は第３Ａ図に示すような電気信号を電極１２に印加す
る。

この高周波信号は減衰波形を有する。

この減衰と言う語は、電流が最大の振巾から始まり振巾
が対数的に減少するパルスの形であることを意味する。

これ等のパルスの群は屡々ウェーブ−） Ｌ／−ン（ｗ
ａｖｅ ｔｒａｉｎ）と呼ばれ、１秒当りに生起するこ
のウェーブ・トレーンの数をウェーブ・トレーン周波数
と呼ぶ。

各ウェーブ・トレーン中に生起するパルスの速度即ちレ
ート（秒当りの数）をユニットの周波数、例えば１秒５
００から８００キロサイクルと言う。

次に示す第１表において、２種の基本電流の数個の特性
値を示す。

この値は近似値であるがまた同時に実際 の電流の代表値でもある。

第２図に示すように、焼灼電極あるいは鉗子１２と、患
者の臀部に配置された焼灼用接地板１６との間に電界１
８が形成される。

第２図に示すように、人工的の心臓パルス発生器１０お
よびその電極１４を電界１８のパス中に配置され、心臓
ペースメーカ回路の出力部分に容易に信号が誘起される
。

犬における実験によって、このような焼灼用の電界がパ
ルス発生器を短時間禁止しても必ずしも重大な問題が起
るとは限らないが、むしろ心臓パルス発生器回路の出力
部分に何らかの外部信号が誘起されると重大な問題がお
こることが知られている。

さらに別の努力によって、実験の過程で、第１図に示す
心臓ペースメーカ回路の出力部分に第３Ｂ図に示すよう
な非対称な波形が誘起され、そしてペースメーカ電極に
よって心臓に与えられると、心臓が細動をおこすことが
発見された。

第１図から理解し得るように、焼灼によって作られる強
い電界によって心臓ペースメーカ回路の出力部分に誘起
される信号は、ダイオードＣＲｉ Ｑによって整流され
、第３Ｂ図に示す非対称波を生ずる。

本考案者のテストによれば、このような非対称波形は対
称波形に比較して、心臓を刺激し、そして、心臓の正常
のリズミカルな分極および減極（脱分極）を妨げ、比較
的制御されないやり方で振動を始め、細動を誘起する作
用が効果的であることが明らかとなった。

心臓の正常動作においては、心臓筋肉細胞の外壁に負電
荷が発生し、正電荷がその内部に発生する。

そうして、自然の減極（脱分極）が起り、正および負の
電荷が互い相手に向って移動すると、心臓細胞は急速に
収縮し、分極が消失し、そして細胞は拡がりゆっくり再
分極する。

心臓筋肉細胞のリズミカルな分極と減極（脱分極）との
調整は、心臓自身のペースメーカ細胞によって行なわれ
、心臓はリズミカルなポンプ機能をなし、血液を動脈系
に押し出す。

心臓の細動を誘起するメカニズムは完全には理解されて
いないが、上記の非対称波と心臓筋肉細胞の再分極との
間で一致があるとき、心臓の細動を誘起する作用が特に
効果的なようである。

上述の焼灼装置は、単極式の心臓ペースメーカの出力回
路に非対称信号を特に誘起し易いものである。

特に、このようなペースメーカは静脈を経て患者の心室
に配置された第１すなわち刺激用電極とペースメーカに
接近して配置された第２のすなわち不関電極とを有する
。

埋込みあるいは除去の処置を行なう間、焼灼用鉗子は、
患者の中にあるペースメーカ用小空洞（ポケット）への
切開に使用されるであろう。

従って、焼灼用電極とペースメーカの筐体および特に不
関電極との位置が接近しているため、心臓ペースメーカ
回路の出力部分に現れる非対称信号の振巾は特に大きい
。

心臓ペースメーカ埋込み後あるいは除去以前に焼灼切開
するに当って、焼灼用鉗子をペースメーカ筐体に接触し
ないとしても極めてそばまで持って行くこととなり、希
望しない非対称信号をその出力回路に誘起するという極
めて現実的な問題が提起されるものである。

米国特許第３７５７７９１号には、心室用および心房用
に別のパルス回路を使用し相互に同期させる人工的心臓
ペースメーカが示されている。

このようなパルス回路の各々の出力部分は、互に逆に直
列接続された一対のツェナー・ダイオードによりそれぞ
れの回路を、外部電源から出力電極に現れる過大な信号
から保護するようになっている。

特に、この特許中には、もし細動防止装置が使用される
ならば非常に高い電圧が患者の心臓に与えられること、
およびこのようなツェナー・ダイオードは共同してペー
スメーカ回路を保護し、高電圧信号を短絡することが示
されている。

上記特許は、記載されている除細動通電保護回路と非対
称信号が心臓に加えられるであろうところの焼灼装置中
におこる問題との関係は示されてなく、特に、除細動通
電保護手段が焼灼によって誘起される信号の形と関係が
あることは何等示されてないのである。

従って、焼灼処理において心臓ペースメーカ回路に誘起
される信号の上記のような有害な影響を最少にすること
が本考案の一つの目的である。

心臓ペースメーカの出力部分に焼灼時に誘起される信号
を特性的に対称とすることが本考案のさらに別の目的で
ある。

この出力部分に焼灼時に誘起される波の振巾を対称とし
かつ減少させるとともに心臓ペースメーカの出力回路に
除細動通電保護を行なわせることが本考案のさらに別の
目的である。

本考案によれば、焼灼時誘起される電界の存在によって
心臓ペースメーカ回路の出力部分に誘起される信号が非
対称となることを防止する手段が上記出力部分に配置さ
れる。

−具体例におあては、本考案による心臓ペースメーカ回
路の出力回路は、第１の方向すなわち順方向と第２の方
向すなわち逆方向に対して異る導電度をもち、そこに誘
起された信号を非対称とする傾向のある出力トランジス
タを含み、かつ本出力トランジスタに対して、本トラン
ジスタの動作の非対称性を補うように第１ダイオードを
接続し、ペースメーカの焼灼信号に対する導電度を対称
とする傾向を与える。

別の具体例においては、関係のある周波数に対しては低
インピーダンス通路となるように選定された値のキャパ
シタが出力トランジスタに接続され、焼灼時に誘起され
る信号が出力トランジスタによって非対称となるのを防
止する。

本考案のさらに別の見地においては、さらに回路素子、
例えばインダクタンスを附加し、これを高周波成分がペ
ースメーカの刺激電極に流れるのを減少させるために心
臓ペースメーカの出力部分に挿入することによって焼灼
時に誘起される信号の振巾を安全レベルまで減少させる
。

さらに、同調防止用キャパシティブ素子を出力回路に挿
入し、前記のダイオードおよび゛出力トランジスタの結
合用キャパシタンスと前記インダクタンスとによって構
成される同調回路が焼灼時誘起される信号の周波数から
生ずる周波数と同調することを防止する。

本考案のさらに別の見地によれば、ベースメーカ出力部
分に誘起される比較的大きい除細動通電パルスから心臓
ベースメーカ回路を保護するため第２のダイオードが出
力に接続され、また、焼灼時誘起される信号が非対称の
波形にならないことを補償するため、第２のダイオード
と逆方向に直列に第３のダイオードが配置される。

結果として、本考案のベースメーカ回路は、焼灼処置に
よって誘起された信号を実質的に対称とし、さらにこの
ような誘起信号を比較的低振巾とし、このような誘起信
号が患者の心臓に細動をおこさせることがないよう保証
する。

次に本考案の実施例を図面について説明する。

第４図は本考案の一実施例によるペースメーカ回路の出
力部分１０を示す。

第２図に示すように、焼灼電極すなわち鉗子１２と接地
板１６との間に形成された電界の存在によって、逆に接
続された一対のダイオードＣＲＩＯおよびＣＲ１２に信
号が誘起される。

誘起された信号は１つの極性から他の極性に交番変化し
、そこでダイオードＣＲＩＯおよびＣＲ１２は交番する
信号を両方向に整流し、第３Ｄ図に示す対称な出力信号
を出す。

このようにして、ペースメーカ回路（第１図の回路にお
ける如き）の出力部分にある唯一個のダイオードの動作
から生ずる第３Ｂ図に示す信号の非対称性は防止される
。

後述するように、一般的にはペースメーカ回路は出力ト
ランジスタＱ１２のベースに付勢信号を与え、これによ
りこのトランジスタは選択的にターン・オン、ターン・
オフされ、適当の大きさのパルスを希望の心臓搏動の速
度に対応する速度で与える。

心臓ペースメーカ回路の出力に現れる焼灼時誘起される
信号の非対称性の第２の原因は、出力トランジスタＱ１
２の導電度が非対称なことである。

普通は、トランジスタＱ１２は逆方向電流利得β。

は順方向電流利得β、より低く、また第４図の点線で示
す実効コレクターペース接合キャパシタンスＣｃｂをも
つ。

トランジスタＱ１２の接合キャパシタンスＣｃｂは、焼
灼に対してはトランジスタＱ１２のベースへの電流通路
として働く。

焼灼時誘起される信号が正の間は、電流はコレクターペ
ース接合キャパシタンスＣｃｂより、抵抗Ｒ１９および
トランジスタＱ１２のベース−エミッタ接合を経て導か
れ、トランジスタを正方向にターン・オンする。

負の間は、電流は抵抗Ｒ１９、コレクターベース接合キ
ャパシタンスＣｃｂ、トランジスタＱ１２のベース−コ
レクタ接合を通って流れ、トランジスタＱ１２を逆方向
にターン・オンする。

ベース−コレクタを経て流れる電流によってトランジス
タＱ１２のベースに過剰な電荷が貯えられ、実効的にキ
ャパシタンスＣｃｂを増加し、これにより焼灼の次の正
の過程に対してベースへの電流通路が改善される。

トランジスタＱ１２のβ、およびβ、の相異によって焼
灼信号の導電度が非対称である。

普通逆方向の導電度は順方向より極めて少いのである。

順方向と逆方向の導電度の不均衡を補償するために、ダ
イオードＣＲ１４を第４図に示すように配置し、順方向
の大きいコンダクタンスを補うようにしている。

この結果、ベースメーカ出力回路において、焼灼信号の
導電度は、出力の振巾を減少させることなく、さらに対
称的となされる。

逆に結合されたダイオードＣＲＩＯおよびＣＲ１２の両
端に現れる信号を第３Ｄ図に示す。

このような信号の電流レベルは心臓を細動状態にするに
十分な振巾をもっている。

さらに詳しく言えば、ベースメーカ電極間における電圧
降下はベースメーカの構造によりまちまちであり、従っ
て心臓に伝えられた電圧を正確に測定することは困難で
あるので、心臓は、電圧感知形ではなくて、電流感知形
であると見做すのである。

故に、心臓に印加される信号の測定は大部分は、容易に
測定することができる電流によってなされる。

さらに十分な保護をするため、心臓に与えられる信号の
電流レベルを減らすことが希望され、これは、インダク
タンスＬ１を第４図に示すように出力回路部分に挿入し
、焼灼装置に使用される電流の比較的高周波信号に対し
て高インピーダンスとして動作させることによって達成
される。

例えば、放電間隙式焼灼装置の信号は５００〜８００
ＫＨｚの範囲にあり、インダクタンスＬ１の値は５００
ＫＨｚ以上の信号の振巾を制限するよう選定する。

その結果、焼灼用電極すなわち鉗子１２がペースメーカ
の不関電極に極めて接近しても、誘起される焼灼電流は
インダクタンスＬ１によって制限され心臓の無制御状態
あるいは細動を防止することができる。

第４図に点線で示す集中形接合キャパシタンスＣ１０は
、ダイオードＣＲ１０，ＣＲ１２およびＣＲ１４のアノ
ード−カソード間キャパシタンスとトランジスタＱ１２
のコレクターエミッタ接合キャパシタンスとを示すため
に書かれたものである。

これ等キャパシタンスは附加した電流制限用インダクタ
ンスＬ１とともに同調回路を構成する。

特に、等価キャパシタンスＣ１０は１００ ｐＦ程度ま
たインダクタンスＬ１は４７０μＨの値をとり、これ等
で、関係のある周波数例えば７３４ ＫＨｚ程度の周波
数に対する同調回路を構成する。

同調させないために、１００００ ｐＦの値をもつ別の
キャパシタンスＣ１２を出力に接続し、この同調回路が
同調しないようにする。

上記の値では７３．４ ＫＨｚ程度の、関係する周波数
範囲から十分に離れた周波数に同調するものであり、ペ
ースメーカ電極に印加されるこの希望しない信号を十分
に減衰させる。

第５図は、第４図に示す焼灼保護動作をする心臓ペース
メーカパルス発生回路の全回路を示すものである。

心臓ペースメーカ回路１０は遮蔽体１１に封入され、本
具体例においてはこの遮蔽体１１は回路の不関電極を構
成している。

本回路は、直列接続された電池ＢＴＩ〜ＢＴ４を含む電
源により附勢され、電池は集合的にキャパシタＣ１と並
列接続され、バス１３に正電位を、バス１５に負電位を
印加する。

ペースメーカ回路はテ゛マント形のもので゛あり、刺激
電極から導かれ、リード１４、電流制限用インダクタン
スＬ１および導体１７を経て印加されるところの、心臓
の心室の収縮を示すＲ波に応動する。

一般的には、Ｒ波が感知され、予め定めた振巾より大き
ければペースメーカ回路１０によるパルスの発生を禁止
し、ペースメーカの助力なしに心臓にその正常動作を継
続するようにする。

特に、Ｒ波はキャパシタＣ１１，抵抗Ｒ１およびＲ２か
ら戒る濾波回路を経てＦＥＴＱＩのゲート電極に印加さ
れる。

感知回路、特にＦＥＴＱｌは、ＦＥＴＱＩのゲートに印
加される信号の振巾の制限作用を行なう逆方向結合の一
対のダイオードＣＲ１およびＣＲ２により保護されてい
る。

ＦＥＴＱｌの増巾された出力は、それからトランジスタ
Ｑ２のペースに印加され、第２段の増巾が行なわれる。

抵抗Ｒ６およびＲ８と直列にバス１３．１５に接続され
たキャパシタＣ５は平常は充電されている。

ＦＥＴＱＩの導電度が大あるいは小となりこれによって
トランジスタＱ２の導電度が大あるいは小となると、そ
れに従ってキャパシタＣ５の電圧が変化する。

感知された心臓信号の振巾が予め定めたレベル、例えば
±３ｍＶ以上であれば、キャパシタＣ５の電荷は、平常
非導通のトランジスタＱ３を導通させるに十分な電圧に
変わる。

第５図の感知増巾回路は正および負の心臓信号に応答す
る。

特に、ある極性の心臓信号が存在してトランジスタＱ２
のコレクタの電位降下を生ずれば、トランジスタＱ３の
エミッターペースのバスとキャパシタＣ５を経て電流が
流れ、トランジスタＱ３はターン・オンされる。

一方、もし逆極性の心臓信号が感知増巾回路の入力に与
えられると、トランジスタＱ２のコレクタに電位の上昇
が現れ、トランジスタＱ３をターン・オフし、キャパシ
タＣ５を放電させる傾向となる。

しかし、トランジスタＱ２のコレクタにおける電位が正
常の静止電圧に戻ると、キャパシタＣ５はトランジスタ
Ｑ３のエミッターペースのバスによって再充電され、そ
こでトランジスタＱ３はそのときターン・オンする。

磁気操作形スイッチＳ１が、トランジスタＱ３のペース
と正のバス１３との間に接続されており、スイッチＳ１
を磁気的に操作するとこの感知増巾回路を不動作とする
ことができる。

スイッチＳ１は、医者がこのスイッチＳ１を適当な磁界
で操作し、そしてトランジスタＱ３を非導通とすること
により感知増巾回路を不動作とすることができるように
、回路中に挿入したものである。

本感知増巾回路が破損すれば、発振回路は自由に発振し
、電池電圧による速度で刺激信号を発生する。

ここで医者は、その時のレートをモニタすることにより
、また、このとき測定された速度と埋込み時に示された
速度とを比較することにより、パルス発生器の動作特性
や電池の状態を決定することができる。

さらに、トランジスタＱ３のコレクタは、キャパシタＣ
７よりトランジスタＱ４のペースに結合される。

心臓信号の振巾が予め定めたレベルより上にあれば、ト
ランジスタＱ３は導通し、従って、キャパシタＣ７を経
てトランジスタＱ４のペースに印加されている電圧をバ
ス１３に加えられている電圧の方向に高め、そして、ト
ランジスタＱ４をオンとする。

このように、心臓信号は増巾感知され、そしてもし、予
め定めたレベル以上であれば、トランジスタＱ４は導通
し、そして、以下説明するようにパルス発生器の動作を
中断し、そのタイミング・サイクルをリセットする。

第５図においては、ベースメーカの感知回路が動作不能
となる不応期期間を与えるための不応期回路を有してい
る。

すなわち、ペースメーカがその出力回路に人工波を発生
したとき開始される３００ミリ秒程度の期間は心臓のＲ
波を感知できなくするものである。

この不応期回路は、互に並列に接続された抵抗Ｒ４とキ
ャパシタＣ４を含み、この結合物はＦＥＴＱｌのソース
とバス１５との間に接続される。

平常、ＦＥＴＱＩのゲートに感知された信号はなく、Ｆ
ＥＴＱｌは、ある程度導電性があり、キャパシタＣ４は
、抵抗Ｒ３およびＦＥＴＱｌのドレーン−ソース・チャ
ネルで、抵抗Ｒ４によって定まる静的な電圧レベルに充
電されている。

ＦＥＴＱｌのゲートに正の入力信号を加えれば、ＦＥＴ
ＱＩはさらに導電度を増加し、ドレーン−ソース・チャ
ネルの抵抗゛が減少するので、キャパシタＣ４はその静
止電圧より高い電圧レベルに充電される。

不応期期間中は、キャパシタＣ４に充電された高電圧レ
ベルによって、ＦＥＴＱｌのソースに対するゲートのバ
イアスが逆となるので、ＦＥＴＱＩはターン・オンしな
いのである。

入力信号がなくなると、キャパシタＣ４は抵抗Ｒ４を経
て放電しその平常バイアスの静止電位になる傾向にあり
、その点においてＦＥＴＱｌのソースに対してゲートに
与えられている逆バイアスが減少し、他の入力信号がそ
のゲートに与えられれば再びターン・オンするようにな
る。

このように、キャパシタＣ４と抵抗Ｒ４の値は、キャパ
シタ放電タイミング期間が希望する不応期期間に対応す
るよう選定する。

感知される信号から示されるように、患者の心臓が正常
動作をしていないときは、キャパシタＣ９が抵抗１１お
よびＲ２７を経て、この直列回路のＲ−Ｃ時定数によっ
て定まる速度によって充電される。

キャパシタＣ９の充電速度は、心臓ベースメーカ回路１
０によって、患者の心臓に与えられるパルスの速度を決
定する。

キャパシタＣ９に発生した充電電圧は、抵抗Ｒ１３を経
てトランジスタＱ５のエミッタに加えられ、そのベース
に設定されたバイアス電圧を越えて予め定めたレベルに
達すると、トランジスタＱ５は導通する。

そして、トランジスタＱ５が導通状態となると、トラン
ジスタＱ６のベースに印加される電圧を上昇させ、そこ
でトランジスタＱ６もターン・オンする。

第５図に示すように、トランジスタＱ６のコレクタはト
ランジスタＱ７のベースに接続され、導通状態となると
、その電圧が減少し、トランジスタＱ７はオンとなる。

トランジスタＱ７が導通すれば、そのコレクタと抵抗１
８との間の共通の接続点に印加される電位はバス１３上
の電・圧の方向に上昇する。

そして、増加した電圧は抵抗Ｒ１８とＲ２１を経て出力
トランジスタＱ１２のベースに与えられ、パルス巾の期
間、以下説明するように、ターン・オンされる。

トランジスタＱ７のコレクタにおける電圧が上昇すると
、これに対応して、もつと大きい正の電圧が抵抗Ｒ９を
経てトランジスタＱ９のベースに印加され、そして、こ
れが導通し、キャパシタＣ９を放電させて、ペースメー
カの発振回路の次回の動作のサイクルの準備を行なう。

たらに増加した電圧が、抵抗Ｒ１８，Ｒ１２およびＲ２
４を経て印加されてキャパシタＣ１９に充電し、そして
トランジスタＱ５のエミッタに印加される電圧は、キャ
パシタＣ１０が充電すＸにつれて減少し、抵抗素子Ｒ１
３、Ｒ１２およびＲ２４の値およびキャパシタＣ１０の
値に対応して予め定められた期間、すなわち刺激信号の
パルス巾の期間の後、キャパシタＣ１０は完全に充電さ
れ、トランジスタＱ５はオフとなる。

第５図に示すように、抵抗素子Ｒ１８およびＲ１９と直
列に、そしてトランジスタＱ７のコレクタとバス１５と
の間にＬＥＤＣＲ４が接続されている。

従って、抵抗Ｒ２１に印加される電圧は、電池電源の消
耗に関せず比較的一定に維持される。

従って、トランジスタＱ７が導通しているとき、トラン
ジスタＱ１２のベース電圧が上昇し、これが導通し、′
キャパシタＣ１０の充電が開始され、導体２０を経てト
ランジスタＱ５のエミッタに印加されている電位は減少
し、そして、刺激パルスのパルス巾に対応する時間、例
えば５〜１．２ミリ秒の期間の後、トランジスタＱ５は
ターン・オフする。

その結果、トランジスタＱ ６．Ｑ ７およびＱ１２が
ターン・オフし、トランジスタＱ１２から導かれたベー
スメーカ回路１０のパルスの送出が終る。

トランジスタＱ７が非導通となるのでトランジスタＱ９
も同様に非導通となり、従って、キャパシタＣ９の再充
電を行なわせ、上記のやり方で次の動作サイクルを開始
させるようにする。

さらに、トランジスタＱ４が、予め定めた振巾より大き
い自然の心臓信号を感知し、あるいはトランジスタＱ９
が導通し、抵抗Ｒ１３およびトランジスタＱ５あるいは
Ｑ９を経て導通バスが負バス１５に対して構成されたと
き、キャパシタＣ１０は放電する。

このように、キャパシタＣ１０は、充電されかつ心臓刺
激パルス信号のパルス巾のタイミングをとるよう、発振
器に対する次のサイクルに対する準備がなされる。

第５図において、発振回路は、ソースが抵抗Ｒ１７を経
てトランジスタＱ５のペースに接続され、ドレーンが負
バス１５に接続されているＦＥＴＱＩＯを含む。

ＦＥＴＱＩＯのゲートは抵抗素子Ｒ２２を経て正バス１
３に、また、ダイオードＣＲ５とキャパシタＣ６との接
続点に接続されている。

それから、ダイオードＣＲ５は、さらに負バス１３に接
続され、またキャパシタＣ６は抵抗素子Ｒ２６を経てト
ランジスタＱ７のコレクタに直列に接続されている。

ＦＥＴＱＩＯは、発振回路の素子がどのように故障して
も、発振回路の患者の心臓の刺激の速度が速すぎること
のないようにする作用をする。

例えば、抵抗Ｒ１６が開路状態となったならば、トラン
ジスタＱ５のターン・オンが早過ぎその結果、危険な刺
激パルス列が患者に与えられることとなろう。

しかし、ＦＥＴＱ１０は平常導通状態にバイアスされて
いる。

刺激用心臓パルスのパルス巾を終らせるには、トランジ
スタＱ５を上記のように非導通とし、そしてトランジス
タＱ６およびＱ７をも非導通とする。

トランジスタＱ ５．Ｑ ６およびＱ７が導通状態とな
っていれば、ＦＥＴＱＩＯのゲートに接続されているキ
ャパシタＣ６は充電されている。

トランジスタＱ７がターン・オフすると、キャパシタＣ
６に設定される負電荷はＦＥＴＱＩＯをオフにするよう
バイアスし、そして、ＦＥＴＱ１０が、キャパシタＣ６
の放電時間により定まる期間中は再びオンとならないよ
うにする。

第５図に示すように、キャパシタＣ６は１次的に抵抗素
子Ｒ２２を経て放電するがまた抵抗素子Ｒ１８，Ｒ１６
およびＲ２１を経ても放電し、その放電時間は５００〜
６００ミリ秒程度である。

ＦＥＴＱ Ｔｏが非導通の間は、トランジスタＱ５従っ
てトランジスタＱ６．Ｑ７およびＱ８はターン・オンし
ない。

もし発振回路中の素子の１個が故障となれば、トランジ
スタＱ５のターン・オンが早過ぎることとなるが、ＦＥ
ＴＱＩＯはこれに対して保護機能を行ない、上記トラン
ジスタの早過ぎる導通を防止し、従って、刺激パルスが
患者の心臓に与えられる速度を１秒間１１０搏動程度に
制限する。

ペースメーカ回路１０は、キャパシタＣ９と抵抗Ｒ１１
およびＲ２７によって決定される速度で振動を続け、抵
抗Ｒ１８，Ｒ１２およびＲ２４とキャパシタＣ１０の値
によって定まるパルス巾のパルスを発生し、トランジス
タＱ４のペースに禁止パルスが印加されると、トランジ
スタＱ４は導通し、キャパシタＣ９は放電し、パルス発
生回路の動作を停止する。

ペースメーカのり−ド１４によって患者の心臓に与えら
れる刺激信号は、トランジスタＱ１２の導通している期
間中にキャパシタＣ８の、トランジスタＱ１２、バス１
５、ペースメーカのり一ド１４の電極、患者の身体、イ
ンダクタＬ１およびキャパシタＣ８の経路による放電に
より発生する。

刺激信号の間のインターバルの間、キャパシタＣ８は、
バス１３、負荷抵抗Ｒ２０、キャパシタＣ８、インダク
タＬｌ、リード１４の電極、患者の身体およびバス１５
を経て電池電圧に再充電される。

再充電信号の振巾は患者の心臓筋肉の収縮を生じないよ
うに十分に少さい。

第４図について上に説明したように、ダイオードＣＲＩ
ＯおよびＣＲ１２が、直列にしかも逆方向に、一つの電
極を構成するパルス発生器の遮蔽体１１に接続されたバ
ス１５と高周波電流制限用インダクタンスＬ１に結合さ
れているリード１７との間に接続されている。

さらに非対称導電補正用ダイオードＣＲ１４が、トラン
ジスタＱ１２のエミッタとコレクタとの間に接続され、
同調防止用キャパシタＣ１２がダイオードＣＲ１２およ
びＣＲＩＯに並列に接続されている。

周波数成分および繰返し周波数すなわち刺激信号の速さ
は、インダクタＬ１とキャパシタＣ１２の共振周波数と
はるかに異っており、従って、パルス発生回路の正常動
作においては出力回路の共振する危険はない。

本考案の第５Ｂ図に示す別の実施例においては、ペース
メーカ出力回路において、第５図に示すダイオードＣＲ
１４を除き、第５図において点線で示すキャパシタＣ１
４を挿入することができる。

このキャパシタＣ１４の値は、焼灼処置によりペースメ
ーカ出力に誘起される信号に対しては低インピーダンス
経路となり、誘起された信号は出力トランジスタＱ１２
のところでは短絡あるいは側路されるようなものに選定
するものとする。

このようにして、導電度の異るトランジスタＱ１２に対
して比較的大きい信号が印加されることなく、従ってこ
のような信号を非対称とすることが防止される。

さらに、トランジスタＱ１２のキャパシタンス、キャパ
シタＣ８およびインダクタンスＬ１で構威される共振回
路の同調防止用キャパシタＣ１２を除きその機能をキャ
パシタＣ１４にやらせてもよい。

本考案による焼灼、保護回路は、第５図に示すようにペ
ースメーカ回路中に挿入されたものとして説明したが、
米国特許第３４７８７４６号、同じく第３３９１６９７
号および同じく第３６５６４８７号に示されたようなペ
ースメーカ回路およびその他のペースメーカ回路に使用
し得るものである。

第４図および第５図に示す焼灼保護回路は、焼灼の心臓
に対する与えられる限りの悪“影響に関してテストされ
た。

焼灼電極すなわち鉗子を、不関電極を構成するパルス発
生器１０の遮蔽物１１に÷インチまで接近させたが、焼
灼信号によって、心臓に対して危険な刺激を生じたこと
はなかった。

本考案の精神から逸脱することなく、上記装置において
多くの変形が可能であり、また異る具体例を作ることが
可能である。

従って、上記の説明および添付図面に含まれている総べ
ての事項は例証と判断され限定的意味をもつものではな
い。

次に本考案の実施の態様を列記する。

（１）患者の心臓を刺激するのに望ましい速度に対応す
る速度により制御可能にターン・オン、ターン・オフし
、かつ心臓刺激信号を誘起するような出力を有する出力
スイッチ手段、該スイッチ手段は、そこを通過する第１
の導電度がそこを通過する逆方向の第２の導電度より大
きいことを特徴とし、前記出力スイッチ手段の出力に配
置され、前記スイッチ手段の第１および第２の導電度と
の差が回路出力に誘起される信号を非対称とすることを
防止する手段とを具えることを特徴とする心臓ペースメ
ーカ回路。

（２）前記防止手段は、上記出力スイッチ手段の第１お
よび第２の導電度の差による非対称動作を補うように上
記出力スイッチの出力に配置された一方向導電性手段で
あることを特徴とする前記第１項の回路。

（３）上記の防止手段は、上記スイッチ手段の出力に配
置されかつ関係のある周波数の信号に対して上記スイッ
チ手段の側路を与える値を有するキャパシタであること
を特徴とする前記第１項記載の回路。

（４）上記のスイッチ手段はトランジスタを含むことを
特徴とする前記第１項記載の回路。

（５）さらに、外部の電界によって誘起される比較的高
い振巾の信号が上記心臓ペースメーカ回路を損傷しない
よう上記スイッチ手段に対して回路において配置された
第２の一方向導電性手段と、上記第２の一方向導電性手
段と直列に、上記スイッチ手段の出力に第２の逆の方向
に接続した第３の一方向導電性手段とを含み、焼灼時に
上記心臓ペースメーカ回路の出力に誘起される信号は波
形が実質的に対称となるようにしたことを特徴とする前
記第２項記載の回路。

（６）上記心臓ペースメーカ回路の上記出力の一方と心
臓刺激用電極との間に結合されたインダクタンス手段を
含み、関係周波数範囲内において該手段を流れる電流の
振巾を制限することり特徴とする前記第５項記載の回路
。

（７）上記スイッチ手段、第１、第２および第３の一方
向導電手段の各々の有する特性キャパシタンスは上記イ
ンダクタンス手段とともに第１の周波数に共振する同調
回路を構成するが、上記同調回路に対して上記第１の周
波数から離れた周波数に同調するようなキャパシタンス
手段を回路接続し、第１の周波数と同調しないようにし
たことを特徴とする前記第６項記載の回路。

（８）単極性ペースメーカにおいて、通過する高周波電
流を減衰させるため、上記第２の電極手段の回路に配置
された誘導性素子を含むことを特徴とする前記実用新案
登録請求の範囲記載の回路。

（９）単極性ペースメーカにおいて、上記出力トランジ
スタのペース、エミッタ間のキャパシタンスおよび上記
第１および第２のダイオードのアノード、カソード間の
キャパシタンスと上記誘導性素子とによって、焼灼によ
って上記回路の出力に誘起される周波数範囲の周波数に
対する共振回路を構威し、そして、上記の第１および第
２の電極手段の間の回路に接続され、上記共振回路を上
記範囲の周波数に非同調とする容量性素子を含むことを
特徴とする前記第８項記載の回路。

【図面の簡単な説明】

第１図は従来技術によるペースメーカ回路の出力部分の
概要図、第２図は患者に埋込まれたベースメーカのパル
ス発生器とリードと焼灼用電極との相対的関係位置を示
す説明図、第３Ａ図、第３Ｂ図、第３Ｃ図および第３Ｄ
図は、それぞれ、通常の焼灼装置の出力の波形、第１図
の従来の出力回路によって形成された非対称信号、心臓
搏動の標準的の波形および、本考案によって対称となっ
てペースメーカ出力回路に現れる焼灼装置の出力波形を
示し、第４図は本考案によるペースメーカパルス発生回
路の出力回路の接続図、第５図は本考案の出力回路部分
に対するペースメーカのパルス発生器の全部の詳細な接
続図である。 第５Ｂ図は本考案の異る実施例の出力回路部分の接続図
である。 図において、Ｑ１２は出力スイッチ手段（トランジスタ
）であり、またＣＲＩＯ，ＣＲ１２はツェナーダイオー
ド、ＣＲ１４はダイオード、Ｃ８，Ｃ１２，Ｃ１４はキ
ャパシタ、Ｌｌはインダクタで、焼灼信号非対称化防止
手段を構成するものである。

Claims (1)

1. 【実用新案登録請求の範囲】 患者の心臓を刺激するために患者の体内に組入れらるる
   単極ペースメーカ回路において、（ａ）患者の希望する
   ６博に対応する選定された周波数となるように、パルス
   発生器手段からの出力パルスの制御動作をなし得るタイ
   ミング回路を含むパルス発生器手段１０と、 （ｂ）上記パルス発生器手段に結合され、その遮蔽１１
   を構成する第１の電極手段および上記パルス発生器手段
   の出力パルスを受けるように結合され、患者の心臓に電
   気的に結合するに適する第２の電極手段１２と、 （Ｃ）前記パルス発生器手段１０に組込まれ、正方向と
   逆方向の利得特性が異る出力トランジスタＱ１２と、 （ｄ）上記の出力トランジスタＱ１２のエミッタからコ
   レクタへの回路中に、上記出力トランジスタの正方向と
   逆方向の利得特性の差を補償する方向に配置された第１
   のダイオードＣＲ１４と、（ｅ）上記パルス発生器手段
   を除細動通電信号から保護するために結合した第２のダ
   イオードＣＲＩＯと、焼灼時に誘起され、第１および第
   ２の電極手段に現れる信号を実質的に対称な波形とする
   ことを保証するために逆方向に結合された第３のダイオ
   ードＣＲ１２とを有し、これ等を互に直列にして上記第
   １の電極手段から第２の電極手段への回路中に接続した
   第２および第３のダイオードＣＲＩＯ，ＣＲ１２と、 を具備する心臓ペースメーカ用焼灼保護回路。