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JPH09173475A - Heart pacemaker - Google Patents

Heart pacemaker

Info

Publication number
JPH09173475A
JPH09173475A JP33666995A JP33666995A JPH09173475A JP H09173475 A JPH09173475 A JP H09173475A JP 33666995 A JP33666995 A JP 33666995A JP 33666995 A JP33666995 A JP 33666995A JP H09173475 A JPH09173475 A JP H09173475A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
output
pacing
drive
transformer
impedance measurement
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
JP33666995A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Takashi Kawakami
隆史 川上
Kenji Kojima
研二 小島
Kenji Nobuhara
賢治 信原
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
KAAJIOPEESHINGU RES LAB KK
KAJIO PAGING RES LAB KK
Original Assignee
KAAJIOPEESHINGU RES LAB KK
KAJIO PAGING RES LAB KK
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by KAAJIOPEESHINGU RES LAB KK, KAJIO PAGING RES LAB KK filed Critical KAAJIOPEESHINGU RES LAB KK
Priority to JP33666995A priority Critical patent/JPH09173475A/en
Publication of JPH09173475A publication Critical patent/JPH09173475A/en
Pending legal-status Critical Current

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  • Electrotherapy Devices (AREA)

Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a constant-current measurement pulse wave-form having high safety and good accuracy by providing a transformer at the output section of a constant-current measurement drive means, connecting the positive electrode output of the secondary winding of the transformer to the lead terminal of the indifferent electrode of bipolar electrode lead, and connecting the negative electrode output of the secondary winding of the transformer to a case metal section. SOLUTION: At the time of breast impedance measurement drive, the desired constant-current pulses are induced on the secondary side of a transformer T, and the prescribed constant current flows in pulses on a metal case 6 storing a heart pacemaker from an indifferent electrode I through the thorax via an indifferent electrode lead. The earths of a pacing output drive circuit 3 and a thorax impedance measurement drive circuit 4 are connected to the output path of the secondary winding of the transformer T constituting the thorax impedance measurement drive circuit 4. No floating current parallel path exists, and the small thorax impedance measurement drive circuit 4 generating the constant-current wave-form having a short pulse width and high accuracy is obtained.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【0001】[0001]

【発明の属する技術分野】本発明は心臓ペースメーカに
関するものであり、特に、レートレスポンス(RR)指
標として胸郭インピーダンス測定機能を有する埋め込み
型心臓ペースメーカに関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a cardiac pacemaker, and more particularly to an implantable cardiac pacemaker having a chest impedance measuring function as a rate response (RR) index.

【0002】埋め込み型心臓ペースメーカは、リード電
極を鎖骨下静脈を通して右心房や右心室に連結して、生
体との結合組織膜を形成させている。そして、心筋細胞
の収縮から生じる心電位を検出して、心筋の刺激伝導系
の障害による心筋収縮の欠落等を検知した場合に、電気
的刺激パルスにより心筋細胞に興奮を与え、心筋を適切
なタイミングで収縮させることによって、あたかも心筋
の刺激伝導系が正常であるように心筋を収縮させる。
In an implantable cardiac pacemaker, a lead electrode is connected to the right atrium or right ventricle through a subclavian vein to form a connective tissue film with a living body. Then, when the cardiac potential resulting from the contraction of myocardial cells is detected, and when the lack of myocardial contraction due to an impaired stimulating conduction system of the myocardium is detected, the electrical stimulation pulse excites the myocardial cells to appropriately adjust By contracting at the timing, the myocardium is contracted as if the stimulation conduction system of the myocardium is normal.

【0003】この心筋を収縮させる単位時間当たりの回
数は心拍数で表され、通常1分間当たりの回数で示され
る。この心拍数は、患者に固有であるだけでなく、同一
患者でも、例えば昼間の起床期間と夜間の就寝期間とで
は変化し、休息期間と運動時や精神的な興奮時などでも
変化すると共に、心拍数の増減に対する時間的変化が大
きいことがたびたび生ずる。
The number of times per unit time of contracting the myocardium is represented by the heart rate, and usually the number of times per minute. This heart rate is not only unique to each patient, but also changes in the same patient, for example, during the daytime wake-up period and the nighttime sleep period, and during the rest period and during exercise and mental excitement. Frequently, there is a large temporal change with respect to changes in the heart rate.

【0004】そのような心拍数の大きな時間的変化に対
応するための心臓ペースメーカとして、運動量、分時換
気量、体温などの生理的な指標の変化に対応して心拍数
を自動的に制御するレートレスポンス型心臓ペースメー
カが最近開発されている。
As a cardiac pacemaker for responding to such a large temporal change in heart rate, the heart rate is automatically controlled in response to changes in physiological indexes such as exercise amount, minute ventilation, and body temperature. Rate-responsive cardiac pacemakers have recently been developed.

【0005】[0005]

【従来の技術】そのようなレートレスポンス型の埋め込
み型心臓ペースメーカとして、レートレスポンス(R
R)指標に胸郭インピーダンスを測定する機能を有する
ものが増えてきており、ペーシング出力駆動回路と胸郭
インピーダンス計測駆動回路とを含む制御回路を、全体
又は一部が金属製のケースに収容して構成されている。
2. Description of the Related Art As such a rate response type implantable cardiac pacemaker, a rate response (R
R) The number of devices having a function of measuring chest impedance as an index is increasing, and a control circuit including a pacing output drive circuit and a chest impedance measurement drive circuit is wholly or partially housed in a metal case. Has been done.

【0006】そして従来は、胸郭インピーダンスを測定
するにあたり、計測駆動パルス供給駆動の際と通常のペ
ーシング出力駆動の際とで、電気的な経路を切替える手
法が用いられており、この切替えに電磁リレーや半導体
スイッチ(トランジスタ)を用いた切替えスイッチが使
用されていた。
Conventionally, in measuring the chest impedance, a method has been used in which the electrical path is switched between the measurement drive pulse supply drive and the normal pacing output drive. An electromagnetic relay is used for this switching. A changeover switch using a semiconductor switch (transistor) was used.

【0007】図6及び図7は、そのような従来の心臓ペ
ースメーカの制御回路を示しており、通常のペーシング
出力駆動の際と胸郭インピーダンス計測駆動パルス供給
の際の電気的な経路を切替えるために、図6のものは電
磁リレーRELを用い、図7のものは半導体スイッチT
rSWを用いている。
FIG. 6 and FIG. 7 show a control circuit of such a conventional cardiac pacemaker, which is used to switch an electric path during a normal pacing output drive and a chest impedance measurement drive pulse supply. The one in FIG. 6 uses the electromagnetic relay REL, and the one in FIG. 7 uses the semiconductor switch T.
rSW is used.

【0008】そして、通常のペーシング出力駆動時に
は、ペーシング出力回路の接地部とバイポーラ電極リー
ドの不関電極側端子Q2とが双方向接続されるように、
電磁リレーRELを所定接点側に切替えたり、トランジ
スタTr11,Tr12を所定のタイミングで導通する
よう制御している。
During normal pacing output drive, the ground portion of the pacing output circuit and the indifferent electrode side terminal Q2 of the bipolar electrode lead are bidirectionally connected.
The electromagnetic relay REL is switched to a predetermined contact side, and the transistors Tr11 and Tr12 are controlled to be conductive at a predetermined timing.

【0009】また、胸郭インピーダンス計測駆動パルス
供給時には、胸郭インピーダンス計測駆動回路の正極性
出力が不関電極側端子Q2に接続されるように、電磁リ
レーRELの接点を他接点側に切替えたり、トランジス
タTr11,Tr12を共に非導通状態にしてトランジ
スタTr13を導通状態にするよう制御している。
Further, when the chest impedance measurement drive pulse is supplied, the contact of the electromagnetic relay REL is switched to another contact side so that the positive output of the chest impedance measurement drive circuit is connected to the indifferent electrode side terminal Q2. The transistors Tr11 and Tr12 are both turned off so that the transistor Tr13 is turned on.

【0010】ペーシング出力駆動回路のアースと端子Q
2とは、図6のものでは、切替えスイッチとして電磁リ
レーRELを介して接続されており、図7のものでは、
切替えスイッチとして半導体スイッチTrSWを構成す
るトランジスタTr11,Tr12を介して接続されて
いる。
Ground of pacing output drive circuit and terminal Q
In FIG. 6, 2 is connected via an electromagnetic relay REL as a changeover switch, and in FIG. 7,
The changeover switches are connected via transistors Tr11 and Tr12 that form a semiconductor switch TrSW.

【0011】そして、図6のものでは、ペーシング出力
駆動波としてペーシング駆動パルスとそれに続くアフタ
ーポテンシャルとが印加される一連の期間は、胸郭イン
ピーダンス計測駆動波の出力接続を停止するよう、予め
定められた計測駆動波出力期間指示信号が端子P10か
ら入力されることによって、電磁リレーRELの接点接
続がペーシング出力駆動回路のアースとの結線側に押下
され、端子Q2がアースに接続される。
In FIG. 6, a series of periods in which the pacing drive pulse and the subsequent after potential are applied as the pacing output drive wave are predetermined to stop the output connection of the chest impedance measurement drive wave. When the measurement drive wave output period instruction signal is input from the terminal P10, the contact connection of the electromagnetic relay REL is pushed down to the connection side with the ground of the pacing output drive circuit, and the terminal Q2 is connected to the ground.

【0012】また、図7のものでは、ペーシング駆動パ
ルスの出力期間指示信号を端子P12に入力させて、ト
ランジスタTr12を導通させると共に、アフターポテ
ンシャルの出力期間指示信号を端子P11に入力させ
て、トランジスタTr11を導通させることにより、端
子Q2がペーシング出力駆動回路のアースに接続され
る。
In the configuration of FIG. 7, the pacing drive pulse output period instruction signal is input to the terminal P12 to make the transistor Tr12 conductive, and the after-potential output period instruction signal is input to the terminal P11. By making Tr11 conductive, the terminal Q2 is connected to the ground of the pacing output drive circuit.

【0013】一方、胸郭インピーダンス計測駆動は、図
6のものでは、予め定められた一連のペーシング駆動パ
ルスとアフターポテンシャルとの連続する期間を除いた
期間を計測駆動期間と見なし、この期間の指示信号が端
子P10に入力されることにより、トランジスタTr1
0が導通し、電磁リレーRELの接点切替え駆動電流が
流れる。
On the other hand, in the chest impedance measurement drive shown in FIG. 6, a period excluding a continuous period of a predetermined series of pacing drive pulses and afterpotential is regarded as a measurement drive period, and an instruction signal of this period is taken. Is input to the terminal P10, the transistor Tr1
0 becomes conductive, and the contact switching drive current of the electromagnetic relay REL flows.

【0014】その結果、電磁リレーRELの接点は、定
電流駆動トランジスタTr4のコレクタに接続される接
点側に切替え押下されると共に、連動した他の接点は、
胸郭インピーダンス計測駆動回路のアースに接続されて
いる抵抗R′の他端子側接点に切替え押下され、その指
示計測期間の間所定の周期で端子P4に入力される計測
駆動パルス要求信号に基づいて、不関電極側バイポーラ
電極リードを経由して、不関電極から心臓ペースメーカ
の金属ケースに所定の定電流計測パルスが印加される。
As a result, the contact of the electromagnetic relay REL is switched and pushed to the contact side connected to the collector of the constant current drive transistor Tr4, and other interlocked contacts are
Based on the measurement drive pulse request signal input to the terminal P4 at a predetermined cycle during the instruction measurement period by pressing and switching to the other terminal side contact of the resistor R'connected to the ground of the chest impedance measurement drive circuit, A predetermined constant current measurement pulse is applied from the indifferent electrode to the metal case of the cardiac pacemaker via the indifferent electrode side bipolar electrode lead.

【0015】一方、図7のものでは、ペーシング駆動パ
ルスおよびアフターポテンシャルの駆動にあたって、ト
ランジスタTr12,Tr11にそれぞれ対応する端子
P12,P11に導通期間指示信号をそれぞれ入力する
ことにより、ペーシング駆動パルスおよびアフターポテ
ンシャルのそれぞれの出力期間を包含する若干時間幅の
大きな所望期間導通させた状態において、ペーシング駆
動パルスおよびアフターポテンシャル波の駆動に対する
それぞれの電気的経路を形成する。
On the other hand, in the case of FIG. 7, in driving the pacing drive pulse and the after potential, the pacing drive pulse and the after potential are input by inputting the conduction period instruction signals to the terminals P12 and P11 corresponding to the transistors Tr12 and Tr11, respectively. Each electrical path for driving the pacing drive pulse and the after-potential wave is formed in a state in which the potential is output for a desired period having a slightly larger time width including each output period.

【0016】そして、胸郭インピーダンス計測駆動にあ
たっては、予め定められた一連のペーシング駆動パルス
とアフターポテンシャルとが連続する期間を除いた計測
駆動期間指示信号を、端子P13およびP14にそれぞ
れ入力することにより、半導体スイッチTrSWを構成
するトランジスタTr13およびTr14を共に導通さ
せる。
In driving the chest impedance measurement, a measurement drive period instruction signal excluding a period in which a predetermined series of pacing drive pulses and afterpotential are continuous is input to terminals P13 and P14, respectively. The transistors Tr13 and Tr14 that form the semiconductor switch TrSW are both turned on.

【0017】その結果、指示計測期間の間所定の周期で
端子P4に入力される計測駆動パルス要求信号に基づい
て、不関電極から心臓ペースメーカの金属ケースに所定
の定電流計測パルスが印加される。
As a result, a predetermined constant current measurement pulse is applied from the indifferent electrode to the metal case of the cardiac pacemaker based on the measurement drive pulse request signal input to the terminal P4 at a predetermined cycle during the instruction measurement period. .

【0018】[0018]

【発明が解決しようとする課題】しかし、胸郭インピー
ダンスを測定するにあたり、計測駆動パルス供給駆動の
際と通常のペーシング出力駆動の際とで電気的な経路を
切替えるようにして、そのために電磁リレーや半導体ス
イッチ(トランジスタ)等を用いると、切替え構成部品
が故障したときに計測駆動パルスの印加が不能になるば
かりでなく、アフターポテンシャルを伴う通常のペーシ
ング出力の駆動も正常に行えなくなるような障害が発生
する可能性があり、安全動作という面での信頼性が十分
でない。
However, when measuring the chest impedance, the electrical path is switched between the drive of the measurement drive pulse supply drive and the drive of the normal pacing output. If a semiconductor switch (transistor) is used, not only will the application of the measurement drive pulse be disabled when the switching component fails, but the normal pacing output drive with after-potential cannot be driven normally. This may occur and the reliability of safe operation is not sufficient.

【0019】そして、電気的な経路の切替えに電磁リレ
ーRELを使用していると、心拍数に応じて絶えず電磁
リレー接点の切替えが要求されるので、長期間にわたる
接点の機械的着脱に起因する変形や接点擢動子の歪化な
どによって、接続不良あるいは接点と擢動子との溶着な
どの故障発生の可能性があり、信頼性の点で問題があ
る。
When the electromagnetic relay REL is used for switching the electrical path, switching of the electromagnetic relay contacts is constantly required according to the heart rate, which results in mechanical attachment / detachment of the contacts for a long period of time. Due to deformation or distortion of the contact slider, there is a possibility of failure of connection or welding of the contact and the slider, and there is a problem in terms of reliability.

【0020】そして、電磁リレーを使用する構成におい
ては、心拍数に応じて、電磁リレーの接点断続に基づく
切替えが絶えず必要で、数〜10数ミリアンペア(m
A)程度と比較的大きな切替え駆動電流を必要とするの
で、電池寿命が短くなるなどの欠点がある。
In the configuration using the electromagnetic relay, switching based on the intermittent contact of the electromagnetic relay is constantly required depending on the heart rate, and is several tens to several milliamperes (m).
Since a relatively large switching drive current of about A) is required, there are drawbacks such as shortened battery life.

【0021】また、半導体スイッチを使用する構成にお
いては、トランジスタ遮断時の逆方向リーク電流や浮遊
容量が存在することから、微小な定電流計測駆動パルス
の波形が歪化したり、損失電流を補うために駆動回路出
力電流が大きくなるなどの欠点がある。
Further, in the structure using the semiconductor switch, since there is a reverse leakage current and a stray capacitance when the transistor is cut off, the waveform of a minute constant current measurement drive pulse is distorted or a loss current is compensated. However, there is a drawback that the output current of the drive circuit becomes large.

【0022】また、半導体スイッチTrSWを構成する
トランジスタに、ソース・ドレイン間に構成される浮遊
静電容量やトランジスタの遮断(非導通)状態時におけ
る漏れ電流が存在する。
In addition, the transistor forming the semiconductor switch TrSW has a floating electrostatic capacitance formed between the source and the drain and a leakage current when the transistor is in a cutoff (non-conduction) state.

【0023】しかも、ペーシング駆動パルスやアフター
ポテンシャルの駆動時に流れる電流値は、前述のように
数〜10数mAと胸郭インピーダンス計測駆動電流値に
比べて100倍程度大きい。
In addition, the value of the current that flows when driving the pacing drive pulse and the after-potential is several to several dozen mA as described above, which is about 100 times larger than the chest impedance measurement drive current value.

【0024】このため、胸郭インピーダンス計測駆動電
流の経路を構成するためのトランジスタTr13,Tr
14に比べて、ペーシング出力駆動電流の経路を構成す
るためのトランジスタTr11,Tr12は、ドレイン
やソースなどのトランジスタを構成する電極の面積が大
きくて、許容電流値の大きなトランジスタが必要であ
り、これらのトランジスタの浮遊静電容量や漏れ電流が
大きい。
For this reason, the transistors Tr13 and Tr for forming the path of the chest impedance measurement drive current.
Compared with 14, the transistors Tr11 and Tr12 for forming the path of the pacing output drive current require a transistor having a large allowable current value because the electrodes of the transistors such as drain and source have a large area. The transistor's floating capacitance and leakage current are large.

【0025】その結果、胸郭インピーダンス計測駆動時
には、トランジスタTr11,Tr12は共に遮断状態
であるにもかかわらず、これらのトランジスタのソース
・ドレイン間に一時的に電流が流れて、通常共通に接続
構成されるペーシング出力駆動回路のアースと胸郭イン
ピーダンス計測駆動回路のアースを介する浮遊経路が、
本来のバイポーラ電極リードを介して不関電極から胸郭
を経由して心臓ペースメーカの金属ケースに計測電流を
流す経路と並列して構成される。
As a result, at the time of driving the chest impedance measurement, even though the transistors Tr11 and Tr12 are both in the cutoff state, a current temporarily flows between the source and drain of these transistors, and they are normally connected in common. Floating path through the ground of the pacing output drive circuit and the ground of the chest impedance measurement drive circuit
It is configured in parallel with the path for flowing the measurement current from the indifferent electrode through the original bipolar electrode lead, through the rib cage, and into the metal case of the cardiac pacemaker.

【0026】このため、電流値が数10マイクロアンペ
ア(μA)程度でパルス持続時間が10マイクロ秒(μ
s)程度と微小であり、しかもパルス時間幅の短い定電
流駆動が要求される胸郭インピーダンス計測駆動波の波
形歪が大きくなってしまい、計測駆動電流に応じて誘起
されるセンシング電圧に大きな歪が生じる。その結果、
胸郭インピーダンスの計測値の算出に当たって大きな誤
差が生じる場合がある。
Therefore, when the current value is about several tens of microamperes (μA), the pulse duration is 10 microseconds (μA).
The waveform distortion of the chest impedance measurement drive wave, which is as small as s) and requires constant current drive with a short pulse time width, becomes large, and a large distortion occurs in the sensing voltage induced according to the measurement drive current. Occurs. as a result,
A large error may occur in the calculation of the chest impedance measurement value.

【0027】そこで本発明は、通常のペーシング出力駆
動の際の電気的経路と胸郭インピーダンス計測駆動パル
ス供給の際の電気的経路とを切替えるためのスイッチを
用いることなく、安全性が高く、省電力でしかも精度の
良い定電流計測パルス波形を得ることのできる心臓ペー
スメーカを提供することを目的とする。
Therefore, the present invention does not use a switch for switching between an electric path for driving a normal pacing output and an electric path for supplying a thoracic impedance measurement driving pulse. Moreover, an object of the present invention is to provide a cardiac pacemaker capable of obtaining an accurate constant current measurement pulse waveform.

【0028】[0028]

【課題を解決するための手段】上記の目的を達成するた
め、本発明の心臓ペースメーカは、ペーシング駆動パル
スの印加に続いてそのペーシング駆動パルスの電圧極性
とは逆極性の電圧を有するアフターポテンシャルをバイ
ポーラ電極リードの関電極と不関電極との間に印加する
ために上記両電極のリード端子に接続されたペーシング
出力駆動手段と、上記バイポーラ電極リードの不関電極
から心臓ペースメーカのケースの金属部に所定の周期で
パルス状の計測用定電流を導通させるために上記ペーシ
ング出力駆動手段の不関電極リード端子と上記ケースの
金属部とに接続された胸郭インピーダンス計測駆動手段
とを有する心臓ペースメーカにおいて、上記定電流の計
測駆動手段の出力部に変成器を設けて、上記変成器の2
次巻線正極出力を上記バイポーラ電極リードの不関電極
のリード端子に接続し、上記変成器の2次巻線負極出力
を上記ケースの金属部に接続したことを特徴とする。
In order to achieve the above object, the cardiac pacemaker of the present invention provides an afterpotential having a voltage having a polarity opposite to the voltage polarity of the pacing drive pulse following the application of the pacing drive pulse. Pacing output driving means connected to the lead terminals of both electrodes for applying between the related electrode and the indifferent electrode of the bipolar electrode lead, and the metal part of the case of the cardiac pacemaker from the indifferent electrode of the bipolar electrode lead In a cardiac pacemaker having a thoracic impedance measurement drive means connected to the indifferent electrode lead terminal of the pacing output drive means and the metal part of the case in order to conduct a pulsed constant current for measurement at a predetermined period. A transformer is provided at the output of the constant current measuring and driving means, and
The secondary winding positive electrode output is connected to the lead terminal of the indifferent electrode of the bipolar electrode lead, and the secondary winding negative electrode output of the transformer is connected to the metal part of the case.

【0029】なお、上記変成器の1次巻線インダクタン
ス値が、25ミリヘンリーから55ミリヘンリーの範囲
であるとよく、上記ペーシング出力駆動手段におけるペ
ーシング駆動パルスの開始時期からアフターポテンシャ
ルの印加終了時期までの期間、上記定電流の計測駆動波
の送出が停止されるとよい。
The primary winding inductance value of the transformer may be in the range of 25 millihenries to 55 millihenries, and the start timing of the pacing drive pulse in the pacing output drive means to the end timing of the application of the after potential. It is preferable that the transmission of the measurement drive wave of the constant current is stopped during the period up to.

【0030】[0030]

【発明の実施の形態】図面を参照して本発明の実施の形
態を説明する。図2は、胸郭インピーダンス計測機能を
有するレートレスポンス型の埋め込み型心臓ペースメー
カ1の全体構成を略示しており、各種入力信号の識別や
出力制御など総合的な判断処理を行うための制御部2、
ペーシング出力駆動回路3、胸郭インピーダンス計測駆
動回路4等を含む制御回路と、図示されていない電池な
どから心臓ペースメーカ1が構成されている。
Embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 2 schematically shows the overall configuration of a rate-response type implantable cardiac pacemaker 1 having a chest impedance measurement function, and a control unit 2 for performing comprehensive judgment processing such as identification of various input signals and output control.
A cardiac pacemaker 1 is composed of a control circuit including a pacing output drive circuit 3, a chest impedance measurement drive circuit 4 and the like, and a battery (not shown).

【0031】心臓ペースメーカ1全体は、金属ケース6
に収容されている。ただし、ケースの一部が金属製であ
ってもよく、本願の金属ケース6には、そのようなケー
スの金属部も含むものとする。
The entire cardiac pacemaker 1 has a metal case 6
It is housed in. However, a part of the case may be made of metal, and the metal case 6 of the present application includes the metal portion of such case.

【0032】5は、バイポーラ電極リードであり、金属
ケース6の一部を貫通して、制御回路端部の関電極リー
ド端子Q1と不関電極リード端子Q2とに接続されると
共に、電極リードの関電極Dおよび不関電極Iは、心房
あるいは心室の所定の組織膜に固定されている(ここで
は、心室に各電極が固定された状態を示す)。
Numeral 5 is a bipolar electrode lead, which penetrates a part of the metal case 6 and is connected to the related electrode lead terminal Q1 and the indifferent electrode lead terminal Q2 at the end of the control circuit, and at the same time, is connected to the electrode lead. The indifferent electrode D and the indifferent electrode I are fixed to a predetermined tissue membrane of the atrium or ventricle (here, the electrodes are fixed to the ventricle).

【0033】図3は、ペーシング出力駆動波と胸郭イン
ピーダンス計測駆動波の、それぞれの波形形状および時
間関係の一例を示したものである。ペーシング出力駆動
波は、心筋細胞に興奮を与えるための刺激パルスであ
り、図2における関電極Dと不関電極Iとの間に、バイ
ポーラ電極リード5を介して印加される。
FIG. 3 shows an example of respective waveform shapes and time relationships of the pacing output drive wave and the chest impedance measurement drive wave. The pacing output drive wave is a stimulation pulse for giving excitement to myocardial cells, and is applied between the related electrode D and the indifferent electrode I in FIG. 2 via the bipolar electrode lead 5.

【0034】この駆動波は、図3に示されるように負極
性のペーシング駆動パルスと、それに続いて印加される
波高値がペーシング駆動パルスの1/10程度以下の正
極性電圧、すなわち、ペーシング駆動パルスとは逆極性
のアフターポテンシャル波とから構成される。
As shown in FIG. 3, this drive wave is composed of a negative pacing drive pulse and a positive voltage whose crest value applied subsequently is about 1/10 or less of that of the pacing drive pulse, that is, pacing drive. It is composed of a pulse and an after-potential wave of opposite polarity.

【0035】胸郭インピーダンス計測駆動波は、心室か
ら所定の埋め込まれた心臓ペースメーカ1の部位との間
の胸郭のインピーダンスが平静に比べて運動時や精神的
な興奮時の比較的大きな変化量を計測するために、不関
電極Iから埋め込まれた心臓ペースメーカ側に所定の微
小なパルス状の定電流を一定周期で導通させるものであ
り、関電極Dに生じる電位を計測することにより、イン
ピーダンス値に換算される。
The thoracic impedance measurement drive wave measures a relatively large amount of change in impedance of the thoracic region between the ventricle and a predetermined part of the cardiac pacemaker 1 when exercised or mentally agitated, as compared to when it is static. In order to do so, a predetermined minute pulsed constant current is conducted from the indifferent electrode I to the cardiac pacemaker side at a constant cycle, and the impedance value is measured by measuring the potential generated at the indifferent electrode D. Converted.

【0036】この計測に適するパルスの電流値は数10
マイクロアンペア(μA)であり、パルスの持続時間
(パルス時間幅)は数10マイクロ秒(μs)、パルス
の繰り返し周期は数ミリ秒(ms)程度である。
The pulse current value suitable for this measurement is several tens.
It is microampere (μA), the pulse duration (pulse time width) is several tens of microseconds (μs), and the pulse repetition period is about several milliseconds (ms).

【0037】一方、ペーシング出力駆動波の電流値は通
常数〜10数ミリアンペア(mA)であり、アフターポ
テンシャル波を含む一連のパルス時間幅は10ミリ秒
(ms)程度である。
On the other hand, the current value of the pacing output drive wave is usually several to several tens of milliamperes (mA), and the pulse time width of a series including the after-potential wave is about 10 milliseconds (ms).

【0038】このため、微小な胸郭インピーダンス駆動
電流により生じる関電極Dと心臓ペースメーカ1の金属
ケース6との間の電位は数ミリボルト(mV)程度であ
り、ペーシング出力駆動波による干渉や心筋雑音による
影響が生じる懸念がある。したがって、胸郭インピーダ
ンス計測駆動波の供給がペーシング出力駆動波と時間的
に競合しないような計測駆動波の出力制御が望まれる。
Therefore, the potential between the related electrode D and the metal case 6 of the cardiac pacemaker 1 which is caused by a minute thoracic impedance driving current is about several millivolts (mV), which is caused by interference due to the pacing output driving wave or myocardial noise. There is a concern that it will be affected. Therefore, it is desired to control the output of the measurement drive wave so that the supply of the chest impedance measurement drive wave does not temporally compete with the pacing output drive wave.

【0039】図1は、ペーシング出力駆動回路3と胸郭
インピーダンス計測駆動回路4の回路構成およびリード
電極から見た生体負荷等を示しており、ペーシング出力
駆動回路3の主要部は、図6及び図7に示された従来の
ものと変わらない。
FIG. 1 shows the circuit configurations of the pacing output drive circuit 3 and the chest impedance measurement drive circuit 4 and the biological load as seen from the lead electrodes. The main part of the pacing output drive circuit 3 is shown in FIGS. It is the same as the conventional one shown in FIG.

【0040】生体負荷としての胸郭インピーダンスZth
は、不関電極Iと心臓ペースメーカ1の金属ケース6と
の間のインピーダンスであり、心室刺激インピーダンス
Zvpは、関電極Dと不関電極Iとの間のインピーダンス
である。
Chest impedance Zth as a biological load
Is the impedance between the indifferent electrode I and the metal case 6 of the cardiac pacemaker 1, and the ventricular stimulation impedance Zvp is the impedance between the indifferent electrode D and the indifferent electrode I.

【0041】胸郭インピーダンス計測駆動回路4におい
ては、計測パルス指示信号が端子P4に入力されるとそ
の期間だけ一定電圧を維持するツェナーダイオードDz
をトランジスタTr4のベースに接続するとともに、抵
抗器ReをトランジスタTr4のエミッタに接続して形
成された定電流回路の駆動負荷として、トランジスタT
r4のコレクタと電源との間に直列に変成器Tを設けて
いる。
In the chest impedance measurement drive circuit 4, when the measurement pulse instruction signal is input to the terminal P4, the Zener diode Dz which maintains a constant voltage for that period.
Is connected to the base of the transistor Tr4, and the resistor Re is connected to the emitter of the transistor Tr4 as a driving load of a constant current circuit formed by the transistor T4.
A transformer T is provided in series between the collector of r4 and the power supply.

【0042】そして、変成器Tの2次巻線正極出力を、
ペーシング出力駆動回路3の片側出力端子であるバイポ
ーラ電極リード5の不関電極リード端子Q2に接続し、
変成器Tの2次巻線負極出力を金属ケース6に接続して
いる。
The output of the secondary winding positive electrode of the transformer T is
Connected to the indifferent electrode lead terminal Q2 of the bipolar electrode lead 5, which is one output terminal of the pacing output drive circuit 3,
The negative output of the secondary winding of the transformer T is connected to the metal case 6.

【0043】次に上記実施の形態の装置の動作を説明す
る。ペーシング出力駆動回路3においては、ペーシング
駆動パルスの電圧とパルスの持続時間幅とによって予め
演算処理されたアフターポテンシャルの電圧に相当する
信号電圧が端子P1に入力され、演算増幅器OPにより
所定の倍率の増幅が実施される。
Next, the operation of the apparatus of the above embodiment will be described. In the pacing output drive circuit 3, a signal voltage corresponding to an after-potential voltage which is pre-calculated by the voltage of the pacing drive pulse and the duration of the pulse is input to the terminal P1 and the operational amplifier OP outputs a signal having a predetermined magnification. Amplification is performed.

【0044】端子P2には、アフターポテンシャルの出
力時刻を指定するための負極タイミング信号が入力さ
れ、トランジスタTr1が導通すると共に抵抗Rに生じ
る電圧によりトランジスタTr2が導通し、所定のアフ
ターポテンシャル電圧に応じた演算増幅器OPの出力電
圧が静電容量Cに印加される。
A negative polarity timing signal for designating the output time of the after-potential is input to the terminal P2, the transistor Tr1 is turned on, and the transistor Tr2 is turned on by the voltage generated in the resistor R, depending on a predetermined after-potential voltage. The output voltage of the operational amplifier OP is applied to the electrostatic capacitance C.

【0045】端子P3には、ペーシング駆動パルスの出
力時刻を指定するための正極タイミング信号が入力さ
れ、トランジスタTr3が導通して、静電容量Cに蓄積
されている電荷をトランジスタTr3を介して放電す
る。
A positive polarity timing signal for designating the output time of the pacing drive pulse is input to the terminal P3, the transistor Tr3 becomes conductive, and the electric charge accumulated in the electrostatic capacitance C is discharged through the transistor Tr3. To do.

【0046】静電容量Cを介して接続される端子Q1お
よびペーシング出力駆動回路3のアースに接続される端
子Q2からは、バイポーラ電極リード5を経由して電極
間の生体負荷である心室組織膜に刺激パルスを供給す
る。ペーシング出力駆動回路3のアースと端子Q2とは
直続結線されている。
From the terminal Q1 connected via the electrostatic capacity C and the terminal Q2 connected to the ground of the pacing output drive circuit 3, the ventricular tissue membrane which is a bioload between the electrodes via the bipolar electrode lead 5 is formed. Deliver stimulation pulses to. The ground of the pacing output drive circuit 3 and the terminal Q2 are directly connected.

【0047】胸郭インピーダンス計測駆動回路4は、ト
ランジスタTr4、ツェナーダイオードDzおよび抵抗
器Reからなる定電流回路の出力に変成器Tを設けるこ
とにより構成されている。変成器Tの2次巻線正極出力
は、バイポーラ電極リード5の不関電極端子Q2あるい
はその近傍に接続され、2次巻線負極出力は、心臓ペー
スメーカ1を収容する金属ケース6に接続されている。
The chest impedance measurement drive circuit 4 is constructed by providing a transformer T at the output of a constant current circuit composed of a transistor Tr4, a zener diode Dz and a resistor Re. The secondary winding positive electrode output of the transformer T is connected to the indifferent electrode terminal Q2 of the bipolar electrode lead 5 or the vicinity thereof, and the secondary winding negative electrode output is connected to the metal case 6 accommodating the cardiac pacemaker 1. There is.

【0048】ペーシング出力駆動時においては、ペーシ
ング出力駆動回路3を構成する静電容量Cに蓄積される
電荷の放電および充電を、それぞれトランジスタTr3
およびTr2で行うことにより、バイポーラ電極リード
5を経由して関電極Dと不関電極Iとの間に、ペーシン
グ駆動パルスおよびアフターポテンシャルを印加して、
心室組織膜に刺激を与える。なお、心房組織膜に刺激を
与えるには、これらの電極を心房組織に固着すればよい
ことは周知である。
When the pacing output drive circuit is driven, the electric charge accumulated in the electrostatic capacitance C forming the pacing output drive circuit 3 is discharged and charged, respectively.
And Tr2, a pacing drive pulse and an afterpotential are applied between the related electrode D and the indifferent electrode I via the bipolar electrode lead 5.
Stimulates the ventricular tissue membrane. It is well known that these electrodes may be fixed to the atrial tissue to give stimulation to the atrial tissue membrane.

【0049】胸郭インピーダンス計測駆動の際は、所望
の定電流パルスが変成器Tの2次側に誘起され、不関電
極リードを介して不関電極Iから胸郭を経由して心臓ペ
ースメーカ1を収容する金属ケース6に所定の定電流が
パルス状に流れる。
When driving the chest impedance measurement, a desired constant current pulse is induced on the secondary side of the transformer T, and the cardiac pacemaker 1 is accommodated from the indifferent electrode I via the indifferent electrode lead and the chest. A predetermined constant current flows in a pulse shape in the metal case 6 to be operated.

【0050】そして、胸郭インピーダンス計測駆動回路
4を構成する変成器Tの2次巻線出力間の経路に、ペー
シング出力駆動回路3および胸郭インピーダンス計測駆
動回路4のそれぞれのアース間が接続されることによ
り、浮遊的に構成される電流の並列経路が存在しないた
め、微小でしかもパルス幅の短い精度の高い定電流波形
を有する胸郭インピーダンス計測駆動波が得られる。
Then, the grounds of the pacing output drive circuit 3 and the chest impedance measurement drive circuit 4 are connected to the path between the secondary winding outputs of the transformer T constituting the chest impedance measurement drive circuit 4. As a result, since there is no parallel current path that is configured in a floating manner, a chest impedance measurement drive wave having a minute and highly accurate constant current waveform with a short pulse width can be obtained.

【0051】また、ペーシング出力駆動と胸郭インピー
ダンス計測駆動とにおける経路切替えに、電磁リレーや
トランジスタなどの切替えスイッチを用いていないの
で、スイッチの故障による信頼性低下の欠点がない。ま
た、スイッチの切替え駆動に要する無駄な電力の消費が
ないため省電力の点からも大きな利点がある。
Further, since the changeover switch such as the electromagnetic relay or the transistor is not used for the path switching between the pacing output drive and the chest impedance measurement drive, there is no drawback of reliability deterioration due to switch failure. In addition, since there is no unnecessary power consumption required for switch driving, there is a great advantage in terms of power saving.

【0052】図4は、変成器Tに必要な1次インダクタ
ンスを例示している。胸郭インピーダンス計測駆動波
は、パルスの時間幅が数μs程度であり、繰り返し周期
は数〜数10ms程度である。
FIG. 4 illustrates the primary inductance required for the transformer T. The drive wave of the chest impedance measurement has a pulse time width of about several μs and a repetition period of about several to several tens ms.

【0053】そのため、繰り返し周期に対するパルス時
間幅の比すなわちデューティが大略1/1000と小さ
いので、変成器Tの1次インダクタンスが小さいと2次
側に伝送されるパルス波が歪む。すなわち、サグが大き
くなる。
Therefore, the ratio of the pulse time width to the repetition period, that is, the duty is as small as about 1/1000. Therefore, if the primary inductance of the transformer T is small, the pulse wave transmitted to the secondary side is distorted. That is, the sag becomes large.

【0054】変成器Tの必要な1次インダクタンスL
(H)は、駆動回路の実効負荷をRr(Ω)、パルス時
間幅をtw(秒)およびサグの度合D(%)とすると、
次式で表される。
Required primary inductance L of transformer T
(H), where Rr (Ω) is the effective load of the drive circuit, tw (seconds) is the pulse time width, and D (%) is the degree of sag,
It is expressed by the following equation.

【0055】 L=Rr・tw/ln(100/(100−D)) この式をもとに、サグの度合を10%、実効負荷を20
0Ωとした場合のパルス時間幅と変成器Tの1次インダ
クタンスとの関係が図4に示されている。同図中におけ
る黒点は、比透磁率5000程度で外形5〜8mmの磁
性材トロイダルコアに巻線数を変えて、実測した例を示
している。
L = Rr · tw / ln (100 / (100−D)) Based on this equation, the sag degree is 10% and the effective load is 20%.
The relationship between the pulse time width and the primary inductance of the transformer T when 0Ω is shown in FIG. The black dots in the figure show an example of actual measurement by changing the number of windings to a magnetic material toroidal core having a relative magnetic permeability of about 5000 and an outer diameter of 5 to 8 mm.

【0056】胸郭インピーダンスの計測駆動にあたって
は、生体に及ぼす影響が極めて少ない範囲におけるパル
ス時間幅や繰り返し周期などの設定が必要であり、パル
ス時間幅については8〜32μsが実用上適切と考えら
れている。したがって、変成器Tの1次インダクタンス
値は25ミリヘンリーから55ミリヘンリー程度の範囲
がよい。
In driving the measurement of the chest impedance, it is necessary to set the pulse time width and the repetition period in a range where the influence on the living body is extremely small, and it is considered that the pulse time width of 8 to 32 μs is practically appropriate. There is. Therefore, the primary inductance value of the transformer T is preferably in the range of 25 millihenries to 55 millihenries.

【0057】図5は、ペーシング出力駆動波と胸郭イン
ピーダンス計測駆動波とに時間的競合が生じないように
するため、ペーシング出力駆動の際に、ペーシング駆動
パルスの開始時期からアフターポテンシャルの終了時期
までの期間、胸郭インピーダンス計測駆動パルスの要求
を停止させる論理回路を例示したものである。
In FIG. 5, in order to prevent a time conflict between the pacing output drive wave and the chest impedance measurement drive wave, the pacing output drive is started from the start timing of the pacing drive pulse to the end timing of the after-potential. 3 illustrates a logic circuit for stopping the request for the chest impedance measurement drive pulse during the period.

【0058】入力端子P3およびP2は、図1における
ペーシング出力駆動回路3のペーシング駆動パルスの指
示入力端子および同回路3のアフターポテンシャルの印
加指示入力端子であって、それぞれ同図に示したような
論理レベルを有するパルス信号が入力される。
Input terminals P3 and P2 are a pacing drive pulse instruction input terminal of the pacing output drive circuit 3 and an after potential application instruction input terminal of the circuit 3 in FIG. 1, respectively, as shown in FIG. A pulse signal having a logic level is input.

【0059】図5において、端子P3に入力されるペー
シング駆動パルスの指示信号は、インバータINV1で
反転され、セット/リセット型フィリップフロップFF
のセット入力端子/Sに入力される。これにより、フィ
リップフロップFFの出力端子Qは、ペーシング駆動パ
ルスの開始時期にセットされ、出力を“1”状態に保
つ。
In FIG. 5, the instruction signal of the pacing drive pulse input to the terminal P3 is inverted by the inverter INV1 and set / reset type flip-flop FF.
Is input to the set input terminal / S. As a result, the output terminal Q of the flip-flop FF is set at the start timing of the pacing drive pulse, and the output is kept in the "1" state.

【0060】ペーシング駆動パルスの指示終了後に端子
P2に入力されるアフターポテンシャル印加指示信号
は、インバータINV2で反転され、次にアンドゲート
AND1の一方の入力端子に入力される。そのアンドゲ
ートAND1の他方の入力端子にはフィリップフロップ
FFの出力が入力されており、“1”状態の入力となっ
ている。
The after-potential application instruction signal input to the terminal P2 after the instruction of the pacing drive pulse is inverted by the inverter INV2 and then input to one input terminal of the AND gate AND1. The output of the flip-flop FF is input to the other input terminal of the AND gate AND1 and is in the "1" state.

【0061】これにより、アンドゲートAND1の出力
は、アフターポテンシャルの印加終了時期に“0”状態
に遷移し、フィリップフロップFFのリセット入力端子
/Rに入力される当該出力により、フィリップフロップ
FFの出力は“0”状態になる。
As a result, the output of the AND gate AND1 transits to the "0" state at the end of application of the after-potential, and the output of the flip-flop FF is output by the output input to the reset input terminal / R of the flip-flop FF. Becomes "0".

【0062】すなわち、これらの構成により、ペーシン
グ駆動パルスの開始時期からアフターポテンシャルの印
加終了時期までの期間は、フィリップフロップFFの出
力Qの“1”状態の期間として出力される。
That is, with these configurations, the period from the start timing of the pacing drive pulse to the end timing of the application of the afterpotential is output as the period in which the output Q of the flip-flop FF is in the "1" state.

【0063】入力端子Pthは、胸郭インピーダンス計測
駆動パルスの要求信号であり、ペーシング出力駆動の要
求とは独立に、パルス時間幅を“1”の状態にする一定
繰り返し周期の信号である。
The input terminal Pth is a request signal for the chest impedance measurement drive pulse, and is a signal of a constant repetition period that sets the pulse time width to the state "1" independently of the request for pacing output drive.

【0064】フィリップフロップFFの出力端子Qから
出力される信号は、インバータINV3により反転さ
れ、第2のアンドゲートAND2の一方の入力端子に入
力されている。第2のアンドゲートAND2の他方の入
力端子には、胸郭インピーダンス計測駆動パルスの要求
信号が入力されている。
The signal output from the output terminal Q of the flip-flop FF is inverted by the inverter INV3 and input to one input terminal of the second AND gate AND2. A request signal for the chest impedance measurement drive pulse is input to the other input terminal of the second AND gate AND2.

【0065】このため、第2のアンドゲートAND2の
出力、すなわち、端子P4には、フィリップフロップF
Fの出力端子Qが“1”状態の期間、計測駆動パルス要
求を禁止した要求信号が生成される。その端子P4は、
インピーダンス計測駆動回路4の計測駆動指示信号入力
端子として用いられる。
Therefore, the output of the second AND gate AND2, that is, the terminal P4, is connected to the flip-flop F.
While the output terminal Q of F is in the "1" state, a request signal that prohibits the measurement drive pulse request is generated. The terminal P4 is
It is used as a measurement drive instruction signal input terminal of the impedance measurement drive circuit 4.

【0066】図5に示した構成により、ペーシング出力
駆動波と胸郭インピーダンス計測駆動波とが、電極リー
ドに時間的に競合することにより生じるそれぞれの駆動
波間の干渉による波形歪、生体部位における規定値を越
える電流の流出などのおそれを除去することができる。
With the configuration shown in FIG. 5, the pacing output drive wave and the thoracic impedance measurement drive wave temporally compete with the electrode lead, resulting in waveform distortion due to interference between the drive waves and a specified value in the body part. It is possible to eliminate the risk of current flowing out of the range.

【0067】なお、図5は、ペーシング出力駆動波と胸
郭インピーダンス計測駆動波との時間的競合を防ぐた
め、その処理を論理回路で構成した例を示したものであ
るが、これらの処理をマイクロプロセッサ等を用いてソ
フトウェアにより処理してもよい。
FIG. 5 shows an example in which the pacing output drive wave and the chest impedance measurement drive wave are configured by a logic circuit in order to prevent the time conflict between the drive wave and the chest impedance measurement drive wave. It may be processed by software using a processor or the like.

【0068】このようにして、この実施の形態の装置に
おいては、心室の組織膜に固定された不関電極Iから胸
郭を通して心臓ペースメーカ1本体の埋め込み部位との
間に定電流のパルスを印加して、平均的には200Ω程
度の胸郭インピーダンスに対し、運動時や精神的な興奮
時などにおけるインピーダンスの変化量を常時計測し、
その変化量に応じて予め設定された心拍数に自動的に調
整変更することにより生理的ペーシングが行われる。
As described above, in the device of this embodiment, a constant current pulse is applied from the indifferent electrode I fixed to the tissue membrane of the ventricle through the rib cage to the implantation site of the main body of the cardiac pacemaker 1. For the chest impedance of about 200Ω on average, the amount of impedance change during exercise or mental excitement is constantly measured,
Physiological pacing is performed by automatically adjusting and changing to a preset heart rate according to the amount of change.

【0069】[0069]

【発明の効果】本発明によれば、心房あるいは心室に電
気的刺激を与えるための心臓ペースメーカのリード電極
を利用して胸郭インピーダンスを計測するにあたり、ペ
ーシング出力駆動の際の電気的経路と胸郭インピーダン
ス計測駆動の際の電気的経路とを切替えるためのスイッ
チを用いることなく、心臓ペースメーカのケースの金属
部に不関電極から所定のパルス状の定電流を流すのに、
定電流駆動手段の出力部に変成器を使用して、その2次
巻線正極出力をペーシング出力駆動回路の不関電極リー
ド端子部に接続し、2次巻線負極出力をケースの金属部
に接続したので、切替えスイッチを用いることによる障
害発生の危険性がなく、さらにスイッチの切替え駆動の
ための電力消費や切替えスイッチの浮遊容量や漏れ電流
などに基づく波形歪などが無い。
According to the present invention, in measuring thoracic impedance using a lead electrode of a cardiac pacemaker for applying electrical stimulation to the atrium or ventricle, the electrical path and thoracic impedance during pacing output drive are measured. To send a predetermined pulsed constant current from the indifferent electrode to the metal part of the case of the cardiac pacemaker without using a switch for switching the electrical path during measurement drive,
A transformer is used for the output part of the constant current drive means, the secondary winding positive electrode output is connected to the indifferent electrode lead terminal part of the pacing output drive circuit, and the secondary winding negative electrode output is connected to the metal part of the case. Since the connection is made, there is no risk of occurrence of a failure due to the use of the changeover switch, and there is no power consumption for switching drive of the switch or waveform distortion due to stray capacitance or leakage current of the changeover switch.

【0070】その結果、不関電極を利用して胸郭のイン
ピーダンスを計測するのに、安全性が高く、少ない電力
消費で精度の高い計測を行うことができる。
As a result, when measuring the impedance of the thorax using the indifferent electrode, it is possible to perform highly accurate measurement with high safety and low power consumption.

【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]

【図1】本発明の実施の形態のペーシング出力駆動回路
と胸郭インピーダンス計測駆動回路の回路図である。
FIG. 1 is a circuit diagram of a pacing output drive circuit and a chest impedance measurement drive circuit according to an embodiment of the present invention.

【図2】本発明の実施の形態の全体構成図である。FIG. 2 is an overall configuration diagram of an embodiment of the present invention.

【図3】本発明の実施の形態の胸郭インピーダンス計測
駆動波形とペーシング出力駆動波形の関連例を示す線図
である。
FIG. 3 is a diagram showing an example of a relationship between a chest impedance measurement drive waveform and a pacing output drive waveform according to the embodiment of the present invention.

【図4】本発明の実施の形態の変成器の構成インダクタ
ンスを例示する線図である。
FIG. 4 is a diagram illustrating a constituent inductance of a transformer according to an embodiment of the present invention.

【図5】本発明の実施の形態の胸郭インピーダンス計測
駆動とペーシング出力駆動との時間的競合を防止するた
めの制御回路を例示する回路図である。
FIG. 5 is a circuit diagram illustrating a control circuit for preventing temporal competition between the chest impedance measurement drive and the pacing output drive according to the embodiment of the present invention.

【図6】従来のペーシング出力駆動回路と胸郭インピー
ダンス計測駆動回路の回路図である。
FIG. 6 is a circuit diagram of a conventional pacing output drive circuit and a chest impedance measurement drive circuit.

【図7】従来のペーシング出力駆動回路と胸郭インピー
ダンス計測駆動回路の回路図である。
FIG. 7 is a circuit diagram of a conventional pacing output drive circuit and a chest impedance measurement drive circuit.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

1 心臓ペースメーカ 2 制御部 3 ペーシング出力駆動回路 4 胸郭インピーダンス計測駆動回路 5 バイポーラ電極リード 6 金属ケース D 関電極 I 不関電極 T 変成器 1 Cardiac Pacemaker 2 Control Unit 3 Pacing Output Drive Circuit 4 Chest Impedance Measurement Drive Circuit 5 Bipolar Electrode Lead 6 Metal Case D Custom Electrode I Indifferent Electrode T Transformer

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 信原 賢治 神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地 株式会社カージオペーシングリサーチ・ラ ボラトリー内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Kenji Nobuhara 1500 Inoguchi, Nakai-cho, Ashigarakami-gun, Kanagawa Prefecture Cardio Pacing Research Laboratory Co., Ltd.

Claims (3)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項1】ペーシング駆動パルスの印加に続いてその
ペーシング駆動パルスの電圧極性とは逆極性の電圧を有
するアフターポテンシャルをバイポーラ電極リードの関
電極と不関電極との間に印加するために上記両電極のリ
ード端子に接続されたペーシング出力駆動手段と、上記
バイポーラ電極リードの不関電極から心臓ペースメーカ
のケースの金属部に所定の周期でパルス状の計測用定電
流を導通させるために上記ペーシング出力駆動手段の不
関電極リード端子と上記ケースの金属部とに接続された
胸郭インピーダンス計測駆動手段とを有する心臓ペース
メーカにおいて、 上記定電流の計測駆動手段の出力部に変成器を設けて、
上記変成器の2次巻線正極出力を上記バイポーラ電極リ
ードの不関電極のリード端子に接続し、上記変成器の2
次巻線負極出力を上記ケースの金属部に接続したことを
特徴とする心臓ペースメーカ。
1. A method for applying an afterpotential having a voltage having a polarity opposite to that of a voltage polarity of the pacing drive pulse following the application of the pacing drive pulse between the related electrode and the indifferent electrode of the bipolar electrode lead. Pacing output driving means connected to the lead terminals of both electrodes, and the pacing for conducting a pulsed constant current for measurement at a predetermined cycle from the indifferent electrode of the bipolar electrode lead to the metal part of the case of the cardiac pacemaker. In a cardiac pacemaker having an indifferent electrode lead terminal of the output drive means and a chest impedance measurement drive means connected to the metal part of the case, a transformer is provided at the output portion of the constant current measurement drive means.
The secondary winding positive output of the transformer is connected to the lead terminal of the indifferent electrode of the bipolar electrode lead,
A cardiac pacemaker characterized in that the negative output of the secondary winding is connected to the metal part of the case.
【請求項2】上記変成器の1次巻線インダクタンス値
が、25ミリヘンリーから55ミリヘンリーの範囲であ
る請求項1記載の心臓ペースメーカ。
2. The cardiac pacemaker according to claim 1, wherein the primary winding inductance value of the transformer is in the range of 25 millihenries to 55 millihenries.
【請求項3】上記ペーシング出力駆動手段におけるペー
シング駆動パルスの開始時期からアフターポテンシャル
の印加終了時期までの期間、上記定電流の計測駆動波の
送出が停止される請求項1又は2記載の心臓ペースメー
カ。
3. The cardiac pacemaker according to claim 1, wherein the sending of the constant-current measuring drive wave is stopped during the period from the start of the pacing drive pulse in the pacing output drive means to the end of the afterpotential application. .
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