JPH0211267B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 この発明は生体刺激装置のための出力段に関
し、特に心臓のペースメーカによつて発生される
ような急速に変化する信号を出力するための直接
結合された出力段に関するものである。

代表的な心臓のペースメーカにおいては、１つ
または２つ以上のコンデンサに電荷が蓄積され
る。整調パルスが要望された時電荷蓄積コンデン
サは刺激および中性の電極リードと直例に接続さ
れ、そのコンデンサはリードおよび電極／電解液
境界面を通つて患者の組織内に放電される。（一
般的に、２つの電極が心臓の組織に接近して置か
れる必要はないが、少くとも１つは必要である。）
刺激電極リードに直接接続されたコンデンサはバ
ツテリ電源および刺激電極を通して再充電する。
正味電荷が心臓に出力されることはないというこ
とが一般的に受け入れられる設計目標である。コ
ンデンサを通る平均電流がゼロであるので交流結
合を設けることは刺激電極を通る正味電流量がな
いということを保障する。

この型の交流結合を使用したものにおいては少
くとも２つの主な欠点がある。その第１のもの
は、結合コンデンサの価格が高いということに加
うるに、かさばる物であるためペースメーカの大
きさおよび重量が大きいものとなる。このことは
外部の生体刺激装置（心臓のペースメーカ、また
は他の型のもの）の場合には重大な欠点ではな
い。他の欠点は外部の生体組織の刺激装置にも等
しく当てはまる。（外部の刺激装置とは生体の外
部にあるが、内部にあるリードを通つて信号を与
える装置を意味する。）少くとも心臓のペースメ
ーカの場合においては電極リードは心臓における
電気的な動作を検知するために使用される。刺激
電極上の電位は整調パルスの開始において急激に
変化し、電極に接続されているコンデンサが再充
電する時にはその電位は徐々に戻る。この充電過
程の間心臓の動作信号はマスクされる。代表的に
は、中性電極（接地）に対する刺激電極の電位は
充電サイクルの間は数100ミリボルトであり、一
方心臓の電気的動作は単に数ミリボルトの信号を
もたらすにすぎない。代表的な心臓のペースメー
カを検知する回路と共に使用されるフイルター
は、心臓の動作に影響を与える信号を最小に減少
している間、充電電流の信号を阻止するように設
計されている。感知サイクルの開始時においては
普通不感期間があり、そのすぐ後に整調パルスの
発生が続く。この期間は50から100ミリ秒続き、
さらに長いことすらある。この問題は単室の整調
の場合には特に重要ではない。なぜならば心臓の
動作は、少くとも不感期間と同じ長さである心臓
の不応期の間、検知回路によつて無視されるべき
だからである。しかしながら、二室のペースメー
カの場合において完全に独立した電極の対が２つ
の室に対して設けられていない場合には問題はよ
り重大であり、１つの心臓室における電気的動作
は別の室にパルスが与えられた後まもなく検出さ
れなければならない。このような場合において不
感期間を減ずるために急速な充電が重要となる。

直接結合された出力段を設けた組織刺激装置が
あるということを理解すべきである。例えば骨格
成長刺激装置は、骨格の成長が促されるべきであ
る骨折部位に直流電流を与える。明らかに直流の
出力段はこの場合においては必須である。関係す
る組織刺激装置は急速に変化する信号を与えるも
のであり、どの信号も（AC、パルス、等）10秒
以内に（生体的な影響を有するように）識別しう
るように変化する。この型の代表的な刺激装置は
心臓のペースメーカであり、それにおいて刺激パ
ルスは１秒程度ごとに発生される。

この発明の一般的な目的は急速な信号の生体刺
激装置のための直接接続された出力段を提供する
ことであり、それ故結合コンデンサの必要性を除
きかつそれに付随する欠点を除くことである。

結合コンデンサを使用することの上述の欠点に
もかかわらず、例えば心臓のペースメーカの分野
においては出力結合コンデンサを省略することは
ほとんど異端とみなされる。例えばアメリカン・
ジヤーナル・オブ・カーデオロギー（The
American Journal of Cardiology）1976年６月
のフイツシヤー（Fisher）等の「連続的な直流電
流の漏れによつて特徴づけられるペースメーカの
故障」を参照されたし。結合コンデンサが必須で
あるという信仰は心臓のペースメーカの設計者の
心にそれ程根深いものであるので、コンデンサが
実際に必要であるかどうかということについては
現在においてさえ、明白な思想がほとんど与えら
れていない。しかしながら注意深く分析すれば、
結合コンデンサが必要であるかどうかという問題
だけでなく、それが為すと思われている仕事され
本当に為すかどうかという問題をも提起する。

急速な信号のどんな生体刺激装置においても、
少くとも刺激電極が刺激されるべき組織に接近し
て植え込まれる。中性の電極がその近くに植え込
まれ、またはそれから離れた組織内に植え込まれ
得る。しかし信号電流は必然的に２つの電極間を
流れる。ここで起ることは、電極リード内の電子
電流が生体の電解液との境界面においてイオン流
に変換されるということである（生体の流体は普
通は塩類である）。電極／電解液の境界面におけ
る等価なインピーダンスは電極間の生体組織それ
自身のものとは同じではなく、後者は別の抵抗と
して表わしうる。各電極の境界面においてインピ
ーダンスは実際、配分されたRC回路網であり、
無限の抵抗が直列に接続され、各抵抗を横切つて
実効コンデンサが平列に接続されている。これは
整調電流パルスが流れる等価回路であり、配分さ
れた容量は充電する。電気化学的な影響を最小に
するために、組織に対するどんな正味電荷転送も
あるべきではない。このことは、電極／電解液の
境界面において蓄積された電荷が回収されるとい
うことを要求する。正味の電流の流れがないとい
うことを確実にすることによつて結合コンデンサ
は理論的には全電荷回収をもたらす。

しかしながら結合コンデンサ、すなわちそれら
がそのコンデンサと直列であるので電極リードを
通るゼロの正味電流量は実際重要なことではな
い。理論的には電荷は各電極／電解液の境界面に
おいて配分された容量内に蓄積され、この電荷は
電荷蓄積コンデンサとしての整調パルスがバツテ
リを通して再充電されたあと回収され、そして電
極リードを通して反対方向に電流が流れる。しか
し結合コンデンサを通る正味電流がなかつたとい
う理由は、イオンの流れが刺激された組織内に発
生しなかつたということを意味しない。

全く理論的なレベルで、電極を通つて出力され
る１秒、10ミリアンペアの電流パルスの場合につ
いて考察する。さらに反対方向への電流の流れが
同じ期間および同じ量を有するように動作的に制
御されうると仮定する。対称的な矩形波電流信号
は電極を通つて流れ、その場合結合コンデンサを
通る平均電流はゼロである。電流が１つの方向に
流れる時、電荷は電極／電解液境界面において、
配分されたコンデンサに蓄積される。しかしなが
らこの電荷は反対方向に流れる電流によつて回収
されるまでそこに滞在してはいない。そのかわり
いくつかの電荷は配分されたコンデンサで漏れ、
生体組織を通つて流れ、そして取り戻し不可能に
消失する。同一の電流パルスが反対方向に流れる
ようにされた時、配分された容量上に残つた電荷
が回収される。しかし元の電荷のいくつかが漏れ
出るので、回収された電荷の残りは組織内のどこ
か他の所から引き出されなければならない。結合
コンデンサを通る正味電流はゼロであるが、しか
し組織内における２つの望ましくないイオンの流
れが実際にある。その１つは本来的な漏れによる
ものであり、そして他は消失した電荷を補つた回
収によるものである。最初の漏れは望ましいもの
ではないが、組織を通る付加的なイオンの流れに
問題を混ぜることによつては何も得られない。漏
れによつて為されるどんな損傷も保障されない。
その代り保障されたイオンの流れはより損傷を為
す。結合コンデンサを流る正味電荷はゼロである
が、正味イオン流すなわち電荷転送はゼロでな
い。これは実際正しいことを為さない２つの悪い
場合である。

要約すれば組織内の最も可能な“電荷平衡”
（最小の正味電荷転送）は電極を通るゼロの正味
電流量によつて必ずしも影響されない。

結合コンデンサが使用されない、すなわち出力
段が電極に直列接続されていないというもののも
う１つの例について考察する。その例はこの発明
の原理を示すものである。代表的な整調パルスは
量において10ミリアンペアであり、0.5ミリ秒の
期間を有する。電流−時間の積すなわち５ミリア
ンペア−ミリ秒に等しい積分値まで結合コンデン
サが電極を通して再充電することが可能であると
いうかわりに、電極リードが互いに短絡されると
仮定する。整調パルスの間電極を通つて出力され
た電荷の99％は、電極の短絡に続いてリードを経
由して最初の８ミリ秒の間に回収されるというこ
とが実験の結果分かつている。このことは組織内
の正味電流の流れがピークパルス電流の約１％に
過ぎないということを意味する。

結合コンデンサが使用される場合、電荷の回収
は比較的遅く、なぜならば結合コンデンサは普通
抵抗を通してバツテリ電源に戻るからである。例
えば100ミリ秒のような比較的長い電荷回収の時
間の間、配分された容量上の電荷のいくらかは漏
れ出て、それ故この電荷は電荷回収過程の終りに
頃、組織内での付加的なイオン流によつて単に回
収されうる。この望ましくないイオン流を生ずる
のはコンデンサそれ自身であり、その理由はコン
デンサを通るゼロの正味電流量を達成する唯１つ
の方法が、配分された容量から漏れ出る電荷を取
り戻すために付加的なイオン流が生ずることであ
るからである。しかしもし電極リードが一緒に短
絡されたならばその短絡を通して配分された容量
が急速に放電する。その放電は非常に速いので、
上述したように電荷の約99％が約８ミリ秒以内に
回収される。電荷の約１％が配分された容量から
漏れ出てかつその損傷を増すけれども、配分され
た容量の放電が急速であるのでより少い漏れであ
るというだけでなく、組織内の全体的に不必要な
イオンの流れが反対方向に生ずるということによ
つてその損傷は混合されない。

この場合において電極を８ミリ秒以上の間短絡
したまゝに保つておくための必然的な理由がな
い。最初の電荷の99％以上が回収されるというこ
とはなく、最初の８ミリ秒の間最初の電荷の約１
％が漏れ出て回収されることはない。反対方向に
流れる電流は８ミリ秒が満了した時までに低レベ
ルに落ちる。短絡電極が不必要なイオン流を生ず
ることがないので（電荷回収は受動的であり能動
的ではない）、どんな害も及ぼさないけれども、
電極をそれ以上長く短絡させておく理由がない。
このことは高価で大きい結合コンデンサの使用を
避けるというだけでなく、不感期間を非常に減少
する（心臓のペースメーカの関係において）とい
うことを意味する。短絡回路すなわち電極を一緒
に結合しかつ受動の電荷の消失を可能とするよう
に使用される機構が開放されるやいなや、電極は
心臓の動作を感知するために使用され得、その結
果の信号は出力コンデンサの再充電電流の流れに
よつてマスクされない（回収不能の電荷のために
境界面の電圧成分は今だ残るけれども）。

もちろん電極は９ミリ秒以上の間この方法で短
絡されたまゝであり所望の期間の自動的な不応期
を提供する。代表的な心室抑止（VVI）の心臓
ペースメーカにおいては、感知回路は整調パルス
が発生された後多分50ミリ秒位の間心臓の動作に
応答すべきではなく、そして電荷を回収する短絡
回路はその感知回路を不動作とするための便利な
機構である。概してこの発明では0.01〜400ミリ
秒の間電極を短絡することを意図している。その
範囲の低い方における短かい期間には、急な狭い
パルス内で、すなわち１つのパルスに断続的に続
いて数回短絡し、間をおいて感知するのを可能と
する。特に心臓のペースメーカの場合においては
８〜50ミリ秒の短絡休止期間が好ましい。

この発明は、大きいコンデンサのような幾つか
の要素を取り除くことが望まれる植め込み可能装
置に使用する場合に特に有効である。この発明は
唯１つの電圧源が設けられた代表的な心臓のペー
スメーカの場合に非常に有効であるということを
評価すべきである。反対の極性の２つの電源が設
けられているならば、結合コンデンサを使用する
ことが、２つの電圧源を刺激電極へ切り変えるこ
とによつて避けられ得るということが考えられ
る。一方の電圧源は刺激電極へのパルスの印加を
制御するために使用され、そして他方の電圧源は
配分された容量の実際の放電を制御するために使
用される。しかし普通の心臓のペースメーカには
２つの電圧源が設けられてはいない。唯１つの極
性の電圧源だけが使用され、そして結合コンデン
サは電荷平衡の目的のために必要であると信じら
れてきた。上述した理由でそのコンデンサは事実
必要とされず、望ましくないものでさえある。

この全ての、コンデンサを使用することが避け
られ得るということは意味しない。事実この発明
の心臓のペースメーカの図示実施例においては、
２つの大きなコンデンサが使用されている。一方
のコンデンサ、代表的には５〜15μF、は電圧母
線を安定化するためにペースメーカ内のバツテリ
を横切つて接続されている。このコンデンサは整
調パルスの出力または充電の回収とは関係なく、
整調パルスからもたらされる過渡現象がペースメ
ーカ内の他の回路の付勢に影響を与えないように
するだけのために使用する。第２のコンデンサ、
代表的には15μF、は整調パルスの印加の間出力
されるべき電荷を蓄電するように使用される。心
臓のペースメーカ内に使用される普通のバツテリ
は、整調パルスに必要な比較的大電流を供給する
ことができない。この比較的大電流を得るための
普通の技術はバツテリから蓄電コンデンサに充電
することであり、そして整調パルスが望まれた時
はいつもこのコンデンサを電極リードに急速に放
電することである。この発明ではこのようなコン
デンサを使用しているがそれは結合コンデンサで
はない。何故ならば、結合コンデンサは整調パル
スを刺激電極へ直接出力はするけれども、パルス
の終りにおいて電荷はそれを通して回収されな
い。コンデンサは整調パルス間で電極を通して再
充電しない。むしろコンデンサはペースメーカ内
の回路を通してもう１つの整調パルスのために準
備してもう１度充電し、電極リードを通る電流の
流れは関係しない。電荷平衡は２つの電極を互い
に短絡することによつて達成される。蓄電コンデ
ンサは結合コンデンサとしては作用せず、何故な
らば刺激リードを通つて流れる全ての電流がそれ
を通つて流れないからである。

普通の従来の心臓のペースメーカはしばしば倍
電圧回路を含んでいる。このような回路は、（バ
ツテリを横切る第３のフイルターコンデンサに加
うるに）２つの大きな蓄電コンデンサの使用をも
たらす。この２つのコンデンサは別々にバツテリ
の電位に充電され、一方のコンデンサは結合コン
デンサであり、それ故電極リードを通して充電平
衡のために充電される。整調パルスが要求された
時、そしてもし倍の量のパルスが望まれたならな
ば２つのコンデンサは電極リードと直列に接続さ
れる。この発明の図示実施例においても倍電圧が
提供される。しかしながら、30μFの２つの大き
な蓄電コンデンサを使用するかわりに唯１つの
15μFの構成要素が、代表的には0.1μFの小さなポ
ンプコンデンサと一緒に使用される。そのポンプ
コンデンサはバツテリ電源の２倍に等しい蓄電コ
ンデンサの電位を制御する。それ故正味の結果は
１つの大きなコンデンサが省略され得るというこ
とであり、他の半分の大きさに減じているという
ことである。しかし倍電圧を達成するために２つ
の大きなコンデンサが使用されたが、充電平衡を
制御するためにそれらのいずれかを使用しなけれ
ば、生体組織での望ましくないイオン流は避けら
れる。換言すれば、構成要素の正味減少がなく、
直流結合の使用が不感期間をかなり減ずるのを可
能とするということを言わないとしても、生理的
観点からすれば直接結合を提供することは良いこ
とである。

過去に行なわれた１つの実験において電極が９
グラム／リツトルの塩分溶液内におかれ、生体組
織を模擬した。0.5ミリ秒、10ミリアンペアのパ
ルスが毎秒１の繰り返し速度で発生され、リード
内の正味電流は、各パルスの印加に続いて異つた
短絡の休止期間の間測定された。以下の表は正味
電流、すなわち電荷の不平衡を短絡の異つた休止
期間に対して示す。

短絡の休止期間 正味電流 1 ミリ秒 1.40μA 1.75ミリ秒 0.62μA 2 ミリ秒 0.44μA 2.75ミリ秒 0.15μA 3.2 ミリ秒 0.13μA 5 ミリ秒 0.07μA 8 ミリ秒 0.04μA この発明のさらなる目的、特徴、および長所
は、図面と関連して以下の詳細な説明を考察すれ
ば明白となるであろう。

第２図のペースメーカの出力段は、３ボルトの
電圧源７２とそれを横切つて接続されたフイルタ
コンデンサ６８とを含んでいる。ペースメーカ回
路を付勢するための２つの電圧母線がＶ＋および
Ｖ−で示されている。コンデンサ６８は代表的に
は５〜15μFであり、上述したようにそれを使用
することは、整調パルスの出力または充電平衡と
は他の理由のために必要である。

第２図に示された回路の他の部分はそれ自身出
力段であり、心臓の動作（activity）を感知し整
調パルスと同期を取るための回路は図示されてな
い。整調パルスの間では２つのトランジスタ１１
および１９はオフに保たれている。コンデンサ１
５は抵抗１３および１７を通して２つの電圧母線
間で充電される。そのコンデンサの右側はもう１
つの整調パルスを発生するための必要が生ずる前
に左側に対して十分に負となつている。同時にコ
ンデンサ２５は抵抗２３、刺激および中性の電極
リード、２つの電極、および心臓組織を経て充電
される。電極／電解液の境界面において、配分さ
れた容量から電荷が回収されるのはこの期間であ
り、コンデンサ２５の右側は左側に対して負電圧
に充電される。ツエナーダイオード７０は、２つ
の電極を横切つて過度の電圧が生ずるのを防ぐた
めの普通の保護ダイオードであり、ここではこれ
以上の説明は不要である。整調パルスが出力され
るべきである時、正のパルスがトランジスタ１１
のベースに与えられる。そのトランジスタはオン
となり、それを通つてコンデンサ１５の左側を負
電圧母線に短絡する。この負の電圧ステツプはコ
ンデンサ１５を通してトランジスタ１９のエミツ
ターに与えられ、このトランジスタ１９も同様に
オンする。コンデンサ１５および２５は今や中性
の電極INDおよび刺激の電極STIM間で直列に接
続され、そして負のパルスが刺激電極に与えられ
て心臓を整調する。

パルスの終りにトランジスタ１１はオフとな
り、それをもつてトランジスタ１９もオフとな
る。コンデンサ１５は今や抵抗１３および１７を
通して再充電したコンデンサ２５は抵抗２３およ
び心臓組織を通して再充電する。（抵抗２３は代
表的には15キロオームである。それはあまり大き
すぎるべきではなく、さもなければコンデンサ２
５が充電するのに時間がかかりすぎるであろう。）
コンデンサの各々を全供給電圧に充電し、次に整
調パルスが出力されるべきである時にそれらを直
列に接続するというこの技術は、パルスの振幅を
バツテリの振幅の２倍にする。コンデンサ１５お
よび２５の各々は30μFの大きさを持ち、２つの
コンデンサはそれらが整調パルスを出力するよう
直列に接続された時には15μFと等価な容量とな
る。

コンデンサ２５は２つの作用を為す。第１にそ
れは２つの蓄電コンデンサの一方が電圧の２倍を
達成しかつ大電流パルスのための十分な電荷を蓄
積するように使用されるということである。第２
は、コンデンサ２５が交流の結合コンデンサとし
て使用されるということである。コンデンサを通
る正味電流はゼロでなければならないので、電極
を通る正味電流の流れは必然的にゼロである。上
述したように、しかしながら、結合コンデンサが
必要であると考えられていたと言う事実にもかか
わらずそれは充電平衡をもたらさない。事実、
各々の電極／電解液の境界面において、配分され
た容量からの漏れのために完全な充電平衡が不可
能であり、コンデンサ２５は実際には電極／電解
液の境界面における不必要なイオンの流れを生ず
る。ゼロの正味電流量を制御することによつて、
もしそうしない場合に比べてより大きい電荷の正
味転送を生ずる。

コンデンサ２５は他の理由のために必要とされ
る、すなわち連続的な直流電圧が刺激的な電極に
印加されるのを阻止することに、ペースメーカ内
のスイツチングトランジスタが失敗した場合が考
えられる。しかしながら特に集積回路のペースメ
ーカの場合にはスイツチは普通コンデンサよりも
信頼性が高い。

第１図のペースメーカは、第２図に示された従
来のペースメーカよりもより具体的に示されてお
り、ペースメーカの動作に必要な構成要素のすべ
てが示されているけれども、それらの構成要素の
いくつかは当業者に良く知られたものなので単に
ブロツクで示されている。刺激的および中性の電
極STIMおよびINDはそれぞれリード６６および
６４に接続されており、それらを横切つて同様の
ツエナーダイオード７０が配置されている。第２
図の抵抗２３とは違つて、抵抗６２は代表的には
100Kオームの高インピーダンスの要素であり、
それは蓄電コンデンサを再充電するためには使用
されない。第１図のコンデンサ６８は第２図のコ
ンデンサ６８と同じ作用を果し、それは３ボルト
の電源のためのフイルタコンデンサである。第１
図のコンデンサ３６は蓄電コンデンサであり、そ
れが放電する時にペースメーカのパルスが出力さ
れるようにする。刺激電極に与えられた電荷の全
てはこのコンデンサ３６から出力されたものであ
る。それ故、第２図の従来の回路においては２つ
の30μFコンデンサ１５および２５が使用されて
15μFと等価な直列コンデンサを与えているが、
コンデンサ３６は単に15μFを必要とするだけで
ある。このコンデンサ３６は、以後説明するよう
にバツテリ電圧の２倍に充電され、第２図の回路
における２つの30μFコンデンサの場合と同様、
同じ形状の刺激電流パルスを出力する。第１図の
コンデンサ３０は0.1μFの非常に小さなポンプコ
ンデンサである。以後説明されるようにこのコン
デンサは電源電圧の２倍に等しい電圧までコンデ
ンサ３６に注入するために使用される。

増幅器４８は普通の感知増幅器であり、心臓内
の電気的な働きに応答し、それは自然の心臓の鼓
動を検出する。タイマ５０の出力は正常では低
い。ペースメーカは、整調パルスが要求された時
だけ発生されるという点において“要求”（VVI
モード）に作用する。もしタイマ５０が１分間に
60の鼓動の整調速度を提供するよう調節されるな
らば、そのタイマの出力は、自然の心臓の鼓動が
１秒ごとに少くとも１度検出される限り低いまゝ
に留まる。しかしながら心臓の鼓動が生ずること
なく１秒が終つた時はいつもタイマ５０の出力は
0.5ミリ秒の間高くなる。このことは整調パルス
の発生をもたらす。

心臓が正常に鼓動しておりタイマ５０の出力が
低い限りにおいて、インバータ１４の出力は高電
位でありNANDゲート１２の一方の入力を可能
化する。ゲート１２の他方の入力は1KHzの発振
器１０に接続されている。それ故ゲート１２の出
力は1KHzの速度で高電位および低電位を交互に
パルス出力される。ゲート出力が低電位である
時、トランジスタ２０はオンに保たれ、そしてト
ランジスタ１８Ａおよび１８Ｂはオフに保たれ
る。これら後者の２つのトランジスタ１８Ａおよ
び１８Ｂは普通の伝送ゲートを備えており、イン
バータ１６はそれらのゲート端子に反対の電位レ
ベルを与えるように制御する。ゲート１２の出力
はまたレベルトランスレータ４０の入力にも接続
されている。この通常の装置はその入力（ゲート
１２の出力）が低電位である時その出力に低電位
を出力するように作用する。それ故、トランジス
タ２０がオンで、トランジスタ１８Ａおよび１８
Ｂがオフである時、レベルトランスレータおよび
インバータ４２はトランジスタ３２Ａおよび３２
Ｂをオンのまゝとし、そしてコンデンサ３４Ａお
よび３４Ｂをオフのまゝとする。それ故、正の電
源母線からトランジスタ２０、コンデンサ３０お
よびトランジスタ３２Ａ，３２Ｂを経て負の母線
へ電流が流れ、コンデンサ３０は充電し、そのコ
ンデンサの左側は右側に対して正となる。

レベルトランスレータ４０を設けた唯一の理由
は、Ｎチヤネルトランジスタ３４Ｂを完全にオフ
するためには、そのゲートを回路内における最も
負の電位に保たなければならないからである。最
も負の電位とは必ずしもＶ−母線の電位ではな
い。なぜならばコンデンサ３６はバツテリ電源の
２倍まで充電し、それ故そのコンデンサの下側は
負の母線のＶ−電位よりもさらに負となるからで
ある。このため、コンデンサ３６の下側の電位は
レベルトランスレータ４０まで拡張され、
NANDゲート１２の出力が低電位である時には、
レベルトランスレータの出力はその２つの負電位
の入力、すなわちＶ−電位またはコンデンサ３６
の下側の電位のいずれかの常に低い方である。
NANDゲート１２の出力が高電位である時、レ
ベルトランスレータ４０の出力はＶ＋母線の電位
に等しい。

レベルトランスレータおよびインバータ４２の
出力は、伝送ゲートを含むデバイス３４Ａおよび
３４Ｂをオフに保ち、その時伝送ゲートを含むデ
バイス３２Ａおよび３２Ｂはオンである。

それ故、コンデンサ３０の充電中にはコンデン
サ３０はコンデンサ３６に結合されていない。

発振器の動作の交流の半サイクルの間はゲート
１２の出力は高電位である。デバイス２０のゲー
トに与えられる高電位はそのデバイスをオフに保
つ。その時デバイス３２Ａおよび３２Ｂもオフで
あり、そして導通するのはデバイス１８Ａ，１８
Ｂ，３４Ａおよび３４Ｂである。その結果、Ｖ＋
およびＶ−母線間でコンデンサ３０および３６、
そして２つの伝送ゲートからなる直列接続が存在
する。コンデンサ３０の電荷はコンデンサ３６に
伝えられ、コンデンサ３６を横切る電圧が増加す
る。立ち上がりはステツプ状である。動作の交流
の半サイクルの間コンデンサ３０は充電される。
これらのサイクルの間コンデンサ３０の電荷はコ
ンデンサ３６に伝えられる。コンデンサ３０は常
に、その左側端がその右側端に対して正であるよ
うに充電されるので、電荷がコンデンサ３６に出
力されるごとにそのコンデンサ３６の下部端はそ
の上部端に対して負となる。コンデンサ３６を横
切る電圧変化はコンデンサ３６が充電されるにつ
れてますます小さくなるが、１秒よりもかなり短
い時間にコンデンサ３６はバツテリ電源の２倍に
充電されるようになる。

整調パルスが要求されたということを感知増幅
器回路が決定した時、タイマ５０の出力は0.5ミ
リ秒間高電位となる。インバータ１４の出力は低
電位となり、そしてゲート１２の出力は高電位と
なる。このことは次にレベルトランスレータ４０
の出力を高電位にし、ゲート４４の一方の入力を
可能化する。ゲート４４の他方の入力はタイマ５
０の出力に直接接続されており、それ故ゲート４
４の出力は0.5ミリ秒の間高電位となる。そのゲ
ート４４の出力はトランジスタ３８のゲートに接
続されるので、このトランジスタは導通し、そし
て蓄電コンデンサ３６の電荷がこのデバイス３８
を通して刺激電極に与えられ、心臓組織および中
性電極を通してＶ＋電源に電流が流れる。コンデ
ンサ３６が放電される時間であるこのパルスの期
間は0.5ミリ秒であるが、それはゲート４４の出
力が高電位である期間であるからである。トラン
ジスタ３８は50Nデバイスであるということに留
意すべきであり、そのことはそのオン抵抗が今ま
でのところ、考えられる他のトランジスタのオン
抵抗よりも少く、50倍であるということを意味す
る。刺激パルスが患者の心臓に与えられるべきで
あるときに、電極リードにおける非常に低い抵抗
が必要であり、この理由で、トランジスタ３８は
大きいデバイスである。

整調パルスが出力されている時間の間、ゲート
１２の出力は高電位である。それ故コンデンサ３
６はトランジスタ３８を経て刺激電極リードに接
続されているだけでなく、伝送ゲート３４Ａ，３
４Ｂ、コンデンサ３０、および伝送ゲート１８
Ａ，１８Ｂを通して負の電源母線にも接続され
る。しかしながらこのことは重要でない。なぜな
らば刺激電極リードからコンデンサ３０に、コン
デンサ３０の比較的小さい大きさのために無視し
得る電流しか向けられないからである。

パルサ４６はその入力に与えられる0.5ミリ秒
の正パルスの後縁でトリガされる。パルサがトリ
ガされると、それは負パルスを発生し、その負パ
ルスの期間が電極リード６４，６６を短絡する期
間を制御し、それ故電極／電解液境界面におい
て、配分されたコンデンサに貯えられた電荷が回
収され得る。パルスの出力はトランジスタ６０の
ゲートに与えられ、そしてパルサ出力が低電位に
なつた時このデバイスはオンする。トランジスタ
６０も大きいものであり、非常に低いオンインピ
ーダンスを有し、それ故最も速い放電すなわち配
分された容量の回収が短絡された電極リードを通
して行なわれる。パルサ出力が再度高電位となる
や否やトランジスタ６０はオフする。電極リード
の短絡の期間はコンデンサ３６の再充電とは無関
係である。0.5ミリ秒の整調パルスの終りにおい
ては、ゲート４４の出力は低電位となり、それ故
トランジスタ３８はオフにされる。このことは２
つの電極リードを回路の他の部分から孤立させ、
別の整調パルスのために準備してコンデンサ３０
を充電し始める。

２つの電極リードが一緒に短絡されている間、
感知増幅器４８は不動作となるということに留意
すべきである。示されてはいないけれどもこの増
幅器は刺激および中性リードの電位差に応答し、
それらが一緒に短絡されている間、感知動作が不
動作となる。通常のデイマンド型ペースメーカに
おいてはおよそ100ミリ秒の絶対不応期が所望さ
れる。感知増幅器は刺激パルスそれ自身からもた
らされる心臓の動作（activity）を検出すべきで
なく、またその刺激パルスが自然な心臓の鼓動と
して検出されるべきでもなく解釈されるべきでも
ない。不応期制御は、リードが互いに短絡されて
いる間感知増幅器を不動作にするために付加的な
回路を設けてはならないという点において“自
動”である。通常のVVIペースメーカにとつて、
パルサ４６の出力におけるパルス期間は300ミリ、
秒と同じ位の高さであるように調節され得る。短
い不応期が望まれる他の場合においては、パルス
はより短くあるべきである。上述したように８ミ
リ秒程度のパルスは実際上、全電荷の回収をもた
らす。

トランジスタ６０に対する低い“オン”インピ
ーダンスの重要性は評価されるべきである。トラ
ンジスタが例え、300ミリ秒間オンに保たれたと
しても、急速に電荷を回収することが必要であ
る。上述したように従来のペースメーカ回路と共
に問題の１つは、実際の電荷回収の間、配分され
た容量からの漏れがあり、そして漏れ去つた電荷
は回収不可能であるということである。従来の回
路は反対のイオンの流れが不必要に生じ、それは
電極を通るゼロの正味電流を制御するという以外
に実際何の意味も為さず、そしてこのことはそれ
自体有用でない。第１図の回路においては電荷平
衡過程が能動ではなく受動（電荷の短絡）である
ので、どの電荷も電極／電解液の境界面において
配分された容量から漏れ出すことがなく、反対の
イオンの流れを不必要に補うということもない
が、さらに電荷の漏れを最小にすることが望まし
い。この理由で電極リードの最も効果的な短絡が
望まれ、これはデバイス６０に対する非常に低い
“オン”インピーダンスを提供することによつて
達成される。

スイツチ３８および６０の双方は200オーム以
下の“オン”インピーダンスを有するべきであ
る。これらのスイツチは、コンデンサーポンプと
同様、本件出願人によつて本件出願と同日に出願
された、““急速な信号の生体刺激装置のための直
接結合された出力段”という名称の係属中の出願
番号第 号にさらに詳しく記載されてお
り、その出願は本願明細書に参考として組み込ま
れている。

この発明は特定の実施例について記載したけれ
どもこの実施例は単にこの発明の原理の応用を説
明するためのものであることを理解すべきであ
る。多くの変更を為すことができ、そしてこの発
明の精神から逸脱することなく他の装置を工夫す
ることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図はこの発明の一実施例による心臓のペー
スメーカを示す回路図、第２図は従来の代表的な
AC結合されたペースメーカの出力段を部分的に
示す回路図である。図において、１０は発振器、
１２はNANDゲート、１４，１６および４２は
インバータ、１８Ａ，１８Ｂ，２０，３２Ａ，３
２Ｂ，３４Ａ，３４Ｂ，３８および６０はトラン
ジスタ、３０，３６および６８はコンデンサ、４
０はレベルトランスレータ、４４はゲート、４６
はパルサ、４８は増幅器、５０はタイマ、６２は
抵抗、６４および６６は電極リード、７０はツエ
ナーダイオード、７２は電圧源である。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ バツテリ電源と、患者の心臓に刺激パルスを
   与えるための一対の電極と、心臓の動作を感知す
   るために前記電極の少なくとも１つに接続された
   感知装置と、蓄電コンデンサ装置と、刺激パルス
   の必要性を決定するために前記感知装置に応答
   し、かつそれに応答して前記蓄電コンデンサ装置
   を前記電極を横切つて接続して刺激パルスを前記
   患者の心臓に与える接続装置と、前記患者の心臓
   に刺激パルスを印加することに続いて前記蓄電コ
   ンデンサを前記バツテリ電源から充電する装置
   と、前記患者の心臓に刺激パルスを印加すること
   に続いて前記電極を互いに直接結合するよう動作
   する結合装置であつて、前記バツテリ電源とは無
   関係に、前記刺激パルスの結果として前記電極お
   よび前記患者の組織間の境界面に蓄積された電荷
   を前記電極を通して大部分回収することができる
   ものとを備えた心臓のペースメーカ。 ２ 前記結合装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲内
   の時間期間の間動作する特許請求の範囲第１項記
   載の心臓のペースメーカ。 ３ 前記接続装置は、前記結合装置の動作と同時
   に前記蓄電コンデンサ装置を前記電極から外し、
   それ故、前記患者の心臓に蓄積された電荷が前記
   電極を通して回収されている間、前記蓄電コンデ
   ンサ装置が前記バツテリ電源から充電され得る特
   許請求の範囲第２項記載の心臓のペースメーカ。 ４ 前記結合装置は前記電極を互いに短絡する特
   許請求の範囲第２項記載の心臓のペースメーカ。 ５ 患者の心臓に刺激電流を供給する電極装置
   と、心臓の動作を感知するための感知装置と、刺
   激電流の必要性を決定するために前記感知装置に
   応答し、かつそれに応答して刺激電流を前記電極
   装置を通して流すようにする制御装置と、前記制
   御装置の動作に続いて、前記患者の心臓内に配分
   された容量の受動放電を可能とするよう動作する
   可能装置とを備えた心臓のペースメーカ。 ６ 前記可能装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲内
   での時間期間の間動作される特許請求の範囲第５
   項記載の心臓のペースメーカ。 ７ 前記電極装置は２つの電極からなり、前記可
   能装置は前記２つの電極を互いに短絡するよう動
   作する特許請求の範囲第５項記載の心臓のペース
   メーカ。 ８ ペースメーカは唯１つの電圧源から付勢さ
   れ、前記制御装置は前記電極装置を通して一方向
   にだけ電流の流れを生じるよう動作する特許請求
   の範囲第５項記載の心臓のペースメーカ。 ９ 前記感知装置は前記電極装置に接続され、前
   記可能装置が動作している間、心臓の動作の感知
   を不能とした特許請求の範囲第５項記載の心臓の
   ペースメーカ。 １０ 前記可能装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲
   内での時間期間の間動作する特許請求の範囲第９
   項記載の心臓のペースメーカ。 １１ 前記電極装置は２つの電極からなり、前記
   可能装置は前記２つの電極を互いに短絡するよう
   動作する特許請求の範囲第１０項記載の心臓のペ
   ースメーカ。 １２ ペースメーカは唯１つの電圧源から付勢さ
   れ、前記制御装置は前記電極装置を通して一方向
   にだけ電流を流すように動作する特許請求の範囲
   第１１項記載の心臓のペースメーカ。 １３ 最小の正味電荷を移入すべき部位に、急速
   に変化する信号を与えるための生体組織刺激装置
   であつて、前記部位に刺激電流を与えるための電
   極装置と、急速に変化する直接結合された刺激電
   流が前記電極装置を通つて流れるようにする制御
   装置と、前記制御装置の動作に続いて、前記部位
   における配分された容量の受動放電を可能とする
   よう動作する装置とを備えた生体組織刺激装置。 １４ 前記可能装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲
   内の時間期間の間動作する特許請求の範囲第１３
   項記載の生体組織刺激装置。 １５ 前記電極装置は２つの電極からなり、前記
   可能装置は前記２つの電極を互いに短絡するよう
   に動作する特許請求の範囲第１３項記載の生体組
   織刺激装置。 １６ 刺激装置は、唯１つの電圧源から付勢さ
   れ、前記制御装置は前記電極装置を通して一方向
   にだけ電流を流すよう動作する特許請求の範囲第
   １３項記載の生体組織刺激装置。 １７ 前記制御装置は、前記可能装置が動作して
   いる間は動作不能とされる特許請求の範囲第１３
   項記載の生体組織刺激装置。 １８ 前記可能装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲
   内の時間期間の間動作される特許請求の範囲第１
   ７項記載の生体組織刺激装置。 １９ 前記電極装置は２つの電極からなり、前記
   可能装置は前記２つの電極を互いに短絡するよう
   動作する特許請求の範囲第１８項記載の生体組織
   刺激装置。 ２０ 刺激装置は唯１つの電圧源から付勢され、
   前記制御装置は、前記電極装置を通して一方向に
   だけ電流を流すよう動作する特許請求の範囲第１
   ９項記載の生体組織刺激装置。 ２１ 低い正味電荷の移入が望まれた部位を刺激
   するために、前記部位を通して電流を流すための
   一対の電極と、電荷蓄積装置と、刺激電流が出力
   されるべき時に前記電荷蓄積装置を前記一対の電
   極と直列に接続する接続装置と、この接続装置の
   動作に続いて、前記一対の電極を互いに結合する
   結合装置とを備えた生体組織刺激装置のための出
   力回路。 ２２ 前記接続装置は、前記電荷蓄積装置と前記
   電極の一方との間に接続され、前記結合装置は前
   記電極の他方を、前記接続装置と前記一方の電極
   との接続点に結合する特許請求の範囲第２１項記
   載の生体組織刺激装置のための出力回路。 ２３ 前記結合装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲
   内の或る時間期間の間動作する特許請求の範囲第
   ２２項記載の生体組織刺激装置のための出力回
   路。 ２４ 前記刺激装置は唯１つの電圧源から付勢さ
   れ、前記電荷蓄積装置は、前記電極を通して一方
   向に電流が流れる時だけ前記電極に接続される特
   許請求の範囲第２３項記載の生体組織刺激装置の
   ための出力回路。 ２５ 前記刺激装置は唯１つの電圧源から付勢さ
   れ、前記電荷蓄積装置は、前記電極を通して一方
   向に電流が流れる時だけ前記電極に接続される特
   許請求の範囲第２２項記載の生体組織刺激装置の
   ための出力回路。 ２６ 前記結合装置は、0.01〜400ミリ秒の範囲
   内の或る時間期間の間動作する特許請求の範囲第
   ２１項記載の生体組織刺激装置のための出力回
   路。 ２７ 前記刺激装置は唯１つの電圧源から付勢さ
   れ、前記電荷蓄積装置は、前記電極を通して一方
   向に電流が流れた時のみ前記電極に接続される特
   許請求の範囲第２１項記載の生体組織刺激装置の
   ための出力回路。