JP2012179333A - Electrode - Google Patents

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Inventor
Norio Ishikawa
則夫 石川
Original Assignee
Ishikawa Toshie
石川 利枝
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a biomedical electrode capable of stimulating a living body with as small as possible a stimulation threshold value (energy) by devising size, a shape, or arrangement of a lead electrode of a pacemaker to change a density or a flow way (a current density distribution) of a stimulation current.SOLUTION: An electrode 14 for a positive electrode and an electrode 17 or 18 for a negative electrode are disposed in different positions on an insulative substance 13, and an electrochemical effective area of the electrode for the positive electrode is larger than an electrochemical effective area of the electrode for the negative electrode. When a prescribed stimulation portion of the living body is stimulated, the distance between the electrode for the positive electrode and the living body and the distance between the electrode for the negative electrode and the living body vary, and the stimulation current flowing to the negative electrode from the positive electrode flows obliquely to the central axis of the cylindrical or conical insulative substance. The shapes of the electrode for the positive electrode and the electrode for the negative electrode are shapes divided by a plane including the axis of the cylinder, and an insulator is disposed such that one of the semicylinders is projected leftward or upward, and that the other semicylinder is projected rightward or downward.

Description

本発明は、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極とで寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする生体用電極に関する。 The present invention is derived or electrical stimulation of the electrocardiogram with the electrode attached to the predetermined part of the living body to a biomedical electrode applied to the living body, the size, shape or arrangement different between the positive electrode electrode and the negative electrode electrodes about biomedical electrode, characterized in that.

ペースメーカで心筋に電気刺激を加える際は、可能な限り小さな刺激閾値(エネルギ)で有効な刺激を加えることが重要である。 When applying electrical stimulation to the cardiac muscle pacemaker, be made effective stimulation at a small stimulation threshold as possible (energy) it is important. なぜなら、小さい刺激エネルギで有効な刺激を加えることができれば、その分だけ生体に加わる悪影響が減少し、心不全等になりにくいと考えられているからである。 This is because, if the addition of effective stimulation with a small stimulation energy, reduces the adverse effects exerted on that much biological, because believed less likely to failure or the like. さらに、刺激エネルギが小さいほど消費されるペースメーカ内蔵の電池エネルギは減少し、ペースメーカの電池寿命が延びることになる。 Moreover, the battery energy of the pacemaker internal consumed more stimulation energy is small is reduced, so that the pacemaker battery life is extended. このため、可能な限り小さな刺激エネルギで有効な刺激を得る方法あるいは装置が望まれている。 Therefore, a method or apparatus has been desired to obtain an effective stimulation at a small stimulation energy as possible.
生体は電流Iで刺激される(電圧Vではない)ため、ペースメーカの電気刺激はパルス電流Iを加えることにより行われている。 Organism for stimulated with current I (not voltage V), electrical stimulation of the pacemaker is performed by applying a pulse current I. パルス電流を加える方法は2種類にあり、定電圧法と定電流法とがあるが、現在では定電圧法が一般的である。 Method of applying pulse current is in the two, but there is a constant voltage method and a constant current method, the current in the constant voltage method is common. 定電圧法における刺激強度の調整は、パルス幅Tを一定にした状態で、刺激電圧Vを変化させることによって行われる。 Adjustment of the stimulus intensity in the constant voltage method, in a state in which the pulse width T constant, is performed by varying the stimulus voltage V.
刺激電圧を増加させた際に有効な刺激が得られたときの刺激電圧は閾値と呼ばれる。 Stimulation voltage when a valid stimulation was obtained at the time of increasing the stimulation voltage is called a threshold. 通常ペースメーカの刺激電圧は、求められた刺激閾値より少し大きい値に設定される。 Stimulation voltage of the normal pacemaker is set to a slightly larger value than the determined stimulation threshold. 定電圧法における設定は電圧Vで行うが、実際の刺激は電流Iにより行われる。 Set in the constant voltage method is carried out at a voltage V, the actual stimulation is performed by the current I.
刺激電圧に設定したうえで、さらに小さな刺激エネルギを設定するためにはパルス幅を調整する。 After having set the stimulus voltage, in order to further set the small stimulation energy adjusting the pulse width. その他の方法としては、生体の刺激部位を変えて調整する方法がある。 Other method is to adjust by changing the biological stimulation sites.
しかし、以上の刺激エネルギの低減方法には限界がある。 However, the reduction method of the above stimulation energy is limited. このような背景において、正、負の刺激電極の寸法、形状あるいは配置等の工夫を行った電極の開発が望まれている。 In this context, the positive, the dimensions of the negative stimulation electrodes, the development of shape or electrodes were devised arrangement, etc. has been desired.

ペースメーカの刺激エネルギの低減を検討する際には、刺激のための1パルスあたりのエネルギWおよび刺激電流Iの密度σおよび刺激電流密度分布(電流の流れ方)を検討する必要がある。 When considering reduction of the stimulation energy of the pacemaker, it is necessary to consider the density σ and stimulation current density distribution of the energy W and stimulation current I per pulse for stimulation (flow direction of current).
第一にWは、加えた刺激電圧Vと、それによって生体に流れた刺激電流Iおよび刺激電流Iのパルス幅Tに比例する。 First the W is a stimulation voltage V plus, thereby proportional to the pulse width T of the stimulation current I and stimulation current I flows in the living body. また、このときの電極インピーダンスをZと仮定すると、Wは、I ×Z×Tに比例するともいえる。 Also, assuming the electrode impedance at this time is Z, W can be regarded as proportional to I 2 × Z × T.
第二に、生体に有効な刺激が加えられるか否かは、正確にいえば、刺激電流Iの大きさではなく、刺激電流Iの密度、つまり刺激電流密度σの大きさで決まる。 Second, whether the living body an effective stimulus is applied, to be precise, not the magnitude of the stimulation current I, density of the stimulation current I, i.e. determined by the magnitude of the stimulation current density sigma.
以上を考慮したうえで、本発明では可能な限り刺激エネルギを低減するために刺激電流密度σおよび刺激電流密度分布(刺激電流の流れ方)を変えた生体用電極を提供することを目的とする。 In consideration of the above, and an object thereof is to provide a biomedical electrode for changing the stimulation current density σ and stimulation current density distribution (flow direction of the stimulation current) in order to reduce as far stimulation energy as possible in the present invention .

本発明の請求項1に記載の生体用電極は、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極とで、寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする生体用電極である。 Biomedical electrode according to claim 1 of the present invention, a derivation or electrical stimulation of the electrocardiogram with the electrode attached to the predetermined part of the living body to a biomedical electrode applied to a living body, a positive electrode electrode and the negative electrode in an electrode, a biomedical electrode, characterized in that the size, shape or arrangement different.
また、本発明の請求項2に記載の生体用電極は、正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、正極用電極の電気化学的実効面積が負極用電極の電気化学的実効面積より大きいことを特徴とする請求項1の生体用電極である。 The biological electrode according to claim 2 of the present invention, the positive electrode electrode and the negative electrode electrodes are arranged at positions different insulation materials, electrochemical effective area of ​​the positive electrode for the electrode is a negative electrode for electrode electrochemical it is a biological electrode according to claim 1, wherein greater than manner effective area.
本発明の請求項3に記載の生体用電極は、正極用電極と負極用電極が円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の異なる位置に配置され、生体の所定の刺激部位を刺激する際に、正極用電極と生体までの距離と、負極用電極と生体までの距離とが異なり、かつ、正極から負極に流れる刺激電流は円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の中心軸に対して斜めに流れる刺激電流を含むことを特徴とする生体用電極である。 Biomedical electrode according to claim 3 of the present invention, when the positive electrode electrode and the negative electrode electrodes disposed at different positions in the cylindrical or conical insulating material, stimulates the predetermined stimulation site of the living body, Unlike the distance to the cathode electrode and the biological, the distance to the negative electrode and the living body, and stimulation current flowing from the positive electrode to the negative electrode flows obliquely with respect to the central axis of the cylindrical or conical insulating material a biomedical electrode, characterized in that it comprises a stimulation current.
さらに、本発明の請求項4に記載の生体用電極は、正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、これらの電極の形状が円筒の軸を含む面で分割された形状で、この半円筒の一方を左あるいは上に凸(トツ)に、もう一方の半円筒を右あるいは下に凸(トツ)になるように絶縁物に配置したことを特徴とする請求項1から請求項3の生体用電極である。 Further, biomedical electrode according to claim 4 of the present invention, the positive electrode electrode and the negative electrode electrodes are arranged at positions different insulation materials, the shape of these electrodes is divided by a plane including the axis of the cylinder in shape, claim 1, the semi-one the left or on the convex cylindrical (convex), characterized in that arranged in the insulator so that the convex (convex) the other semi-cylindrical right or below a biomedical electrode of claim 3.

本発明の生体用電極は、この目的を達成するために、請求項1により、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極の寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする。 Biomedical electrode of the present invention, in order to achieve this object, according to the claim 1, the derived or electrical stimulation of the electrocardiogram with the electrode attached to the predetermined part of the living body to a biomedical electrode applied to the living body , the dimensions of the positive electrode electrode and the negative electrode electrodes, the shape or arrangement, wherein different. 生体(心筋)における刺激は主に負極で行われると考えられ、少なくともひとつの細胞で刺激閾値を越えて有効な刺激が得られれば、ペースメーカのペーシングは可能とされる。 Stimulation in vivo (myocardium) is mainly considered as being performed at the negative electrode, if effective stimulation over the stimulation threshold at least one of the cells obtained, the pacemaker pacing is enabled. 刺激閾値は通常、刺激電圧の大きさで表わすが、実際は、刺激電流の密度で決まる。 Stimulation threshold is usually represented by the magnitude of the stimulus voltage, in fact, it depends on the density of the stimulation current. 生体刺激においては刺激電流密度分布、つまり刺激電流の流れ方も重要と考えられている。 Stimulation current density distribution in the biostimulation, i.e. also how the flow of the stimulation current has been considered important. 正極用電極と負極用電極の寸法、形状あるいは配置を変えることによって、刺激電流の密度分布(刺激電流の流れ方)を変えることができる。 The dimensions of the positive electrode electrode and the negative electrode electrodes, by changing the shape or arrangement, it is possible to change the density distribution of the stimulation current (flow direction of the stimulation current). 生体の電気伝導率は、刺激電流の流れ方に影響を与える。 Electrical conductivity of the biological affects the flow direction of the stimulation current. 例えば、電極が心房筋に装着された場合に心房筋のみならず横隔神経まで刺激が加わり、トイッチングという悪影響が生じる場合がある。 For example, it applied stimulation to the phrenic nerve not atrial only when the electrode is attached to the atrial and may adversely affect that Toitchingu. この原因は、心房筋の奥に横隔神経があり、心房筋の厚さが薄いこと、および神経の電気伝導率が比較的良いためである。 This is caused, there is the phrenic nerve in the back of the atrial muscle, it is thin, the thickness of the atrial muscle, and electrical conductivity of the nerve is relatively good. これらの電気伝導率は、血液が最も良く、神経、心筋の順である。 These electrical conductivity, blood best, nerves, in the order of the myocardium.

ペースメーカにおけるペーシング法は、一般に単極刺激法(ユニポーラ刺激法)あるいは双極刺激法(バイポーラ刺激法)が用いられる。 Pacing methods in pacemakers generally unipolar stimulation (unipolar stimulation) or a bipolar stimulation (bipolar stimulation) is used. 単極刺激法における正極および負極はそれぞれ、ペースメーカ本体、ペーシングリード先端に配置されたリード電極である。 Each positive and negative electrodes in the monopolar stimulation is pacemaker main body, a lead electrode disposed pacing lead tip. 一方双極刺激法おける正極および負極はそれぞれ、ペーシングリードの近位電極、遠位電極である。 On the other hand, respectively the positive and negative electrodes definitive bipolar stimulation method, proximal electrode of a pacing lead, a distal electrode. 本発明では、主に双極刺激法のための双極用ペーシングリードの電極に関する。 In the present invention, mainly an electrode of a bipolar pacing lead for bipolar stimulation. ただし本発明は、単極刺激法に用いる、ペーシングリード先端に配置された単極リードであっても有効である。 However, the present invention is used in monopolar stimulation but is effective with unipolar leads arranged pacing lead tip.

双極刺激法を用いたペースメーカの刺激部位は、心房あるいは心室である。 Stimulation site of the pacemaker with a bipolar stimulation is atrial or ventricular. 心房を刺激するための双極刺激用電極の形状は、一般にリング電極である(図1)。 The shape of the bipolar stimulation electrode for stimulating the atrium is generally ring electrode (Figure 1). つまり、絶縁性円柱の両端に導電性の円筒形状の電極(リング電極)が配置される。 That is, the conductive cylindrical electrode (ring electrode) is disposed at both ends of the insulating cylinder. これらのリング電極の一方が正極で、もう一方が負極になり、通常、少なくともどちらかの電極が心房筋に接するように配置される。 One of these ring electrode is positive electrode, becomes the other is a negative electrode, usually, at least one of the electrodes being disposed in contact with the atrial muscle. 一般にはリング電極の正極あるいは負極が心房筋に接していると考えられ、心房筋に接していない残りの部分は心房内の血液中にある。 Generally considered positive or negative electrode of the ring electrode is in contact with the atrial muscle, the remaining portion not in contact with the atrial muscle in blood in the atrium. この場合の刺激電流は、正極から負極に流れるが、刺激電流は最短距離を流れようとして、リング電極の正極の円周上から負極の円周上に一様に図2に示すように流れると考えられる。 Stimulation current in this case, flows from the positive electrode to the negative electrode, the stimulation current as to flow the shortest distance, flows uniformly on the circumference of the negative electrode from the circumference of the positive electrode of the ring electrode as shown in FIG. 2 Conceivable.

定電圧法におけるペースメーカの設定は主に、▲1▼パルス幅T、▲2▼刺激電圧V(ペーシング電圧)および▲3▼刺激周波数f(繰り返し周波数)、である。 Pacemaker settings mainly in the constant voltage method, ▲ 1 ▼ pulse width T, ▲ 2 ▼ stimulation voltage V (pacing voltage) and ▲ 3 ▼ stimulation frequency f (repetition frequency) it is. パルス幅の大きさは一般に、100μs〜1msの間で設定される。 The size of the pulse width is generally set between 100Myuesu~1ms. 刺激電圧は、刺激電圧を次第に大きくしていって有効な刺激が得られる刺激閾値より少し大きい値に設定される。 Stimulation voltage, effective stimulus is set slightly greater than the stimulation threshold obtained went stimulation voltage gradually increased. ペースメーカの一般的な仕様は1V〜20Vであるが、通常は1V〜5Vの間で設定される。 While pacemaker general specifications for a 1V~20V, usually set between 1V to 5V. 刺激周波数(Basic Rate)は、通常、健常者の心拍数と同様の60bpm〜70bpmの間で設定される。 Stimulation frequency (Basic Rate) is usually set between the heart rate and similar 60bpm~70bpm healthy individuals.

ペースメーカの場合、心筋(生体)に流れる電流の大きさは、一般に1mA〜20mAの間と考えられるが、通常は数mAと考えられる。 For pacemakers, the magnitude of the current flowing to the heart muscle (biological) is generally considered during 1mA~20mA but usually is considered a few mA. ただし、同じ数mAの電流でも、電極の形状、寸法、電極装着部位あるいは心筋と電極の接触状態によって刺激電流密度σは変わる。 However, even with the same few mA, the shape of the electrodes, the size, the stimulation current density σ varies with the contact state of the electrode attachment site or myocardium and the electrode. したがって、これらの条件が良ければ刺激電圧(刺激電流)を低減でき、ひとつの心筋細胞(生体細胞)に有効な刺激を加えるための1パルスあたりの刺激エネルギWを低減できると考えられる。 Therefore, if you prefer these conditions can be reduced stimulation voltage (stimulation current), it is considered one of the cardiomyocytes can reduce the stimulation energy W per pulse for applying an effective stimulus to (living cells).

請求項1、2、3及び4に記載の発明において、生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは生体刺激ができる。 In the invention described in claim 1, 2, 3 and 4, it is derived or biostimulation of the electrocardiogram using electrodes attached to the predetermined portion of the subject. またこれらの電極を用いて生体(心筋等)を刺激すると刺激閾値(電圧、電流あるいはパルス幅)を小さくすることができ、ひいては1パルスあたりの刺激エネルギWの低減ができる。 Further to stimulate biological (myocardium, etc.) using these electrodes stimulation threshold (voltage, current or pulse width) can be reduced, it is reduced the stimulation energy W per turn 1 pulse. この刺激エネルギの低減は、生体刺激による悪影響(心不全発生など)の抑制およびペースメーカ等の電池寿命を延ばす、等の効果をもたらす。 This reduction in irritation energy extends the battery life of the suppression and pacemaker of adverse effects of biostimulation (such as heart failure occurs), resulting in the effect and the like. 請求項5は、請求項1から請求項4の生体用電極を用いて、心内膜あるいは心外膜に電気刺激を加える方法である。 Claim 5, using a biomedical electrode of claims 1 to 4, a method of applying electrical stimulation to the endocardium or epicardium.

以下、図面を参照して本発明の生体用電極の実施例について説明する。 Hereinafter, with reference to the drawings will be described embodiments of the biomedical electrode of the present invention. 図1は、本発明の生体用電極の一実施例の構成を示す図で、ペースメーカ本体1に接続された双極性のペーシングリード電極5および7をそれぞれ、右心房4および右心室6に装着して電気刺激を加えて(ペーシング)いる状況を示す。 Figure 1 is a diagram showing the structure of an embodiment of a biomedical electrode of the present invention, the pacing lead electrode 5 and 7 connected to the pacemaker main body 1 has been bipolar respectively, attached to the right atrium 4 and the right ventricle 6 It shows a situation in which there was added electrical stimulation (pacing) Te. 図3Aは、本発明の双極性対角ハーフリング型リード電極10を示す。 3A shows a bipolar diagonal half ring lead electrode 10 of the present invention. 図3Bおよび3Cはいずれも、双極性タインド対角ハーフリング型リード電極11、12を示し、図3Bは先端電極が球状、図3Cが先端電極が円錐状である。 Both FIGS. 3B and 3C show a bipolar Taindo diagonal half ring lead electrodes 11 and 12, FIG. 3B spherical tip electrode, FIG. 3C is the tip electrode is conical. 双極性対角ハーフリング型リード電極10の一般的装着部位は右心房4である。 Generally attachment site of bipolar diagonal half ring lead electrode 10 is the right atrium 4. 一方、双極性タインド対角ハーフリング型リード電極11、12の一般的装着部位は右心室6である。 On the other hand, general attachment site of bipolar Taindo diagonal half ring lead electrodes 11 and 12 are the right ventricle 6. なお、これらの電極は、一般的には上側が正極、下側が負極になる。 Note that these electrodes, the upper positive electrode, the lower side is the negative electrode in common.

双極性対角ハーフリング型リード電極10は、絶縁性物質の円柱13の両端に導電性物質の半円筒状の電極14および電極15が正極および負極として配置され、これらの電極14および電極15は絶縁性物質の円柱13の重心に対して点対称の位置に配置されている。 Bipolar diagonal half ring lead electrode 10, the semi-cylindrical electrodes 14 and electrodes 15 of conductive material is disposed as a positive electrode and a negative electrode at both ends of the cylinder 13 of insulating material, the electrodes 14 and the electrode 15 They are arranged at positions of point symmetry with respect to the center of gravity of the cylinder 13 of insulating material. 双極性タインド対角ハーフリング型リード電極11、12の正極側には導電性物質の半円筒状の電極14が心室用ペーシングリード11に配置され、負極側には絶縁性物質15、16に導電性物質の半球状電極17あるいは半円錐状電極18が配置される。 The positive side of the bipolar Taindo diagonal half ring lead electrodes 11 and 12 semi-cylindrical electrodes 14 of conductive material is disposed in the ventricular pacing lead 11, conductive insulating material 15 and 16 to the negative hemispherical electrode 17 or the semi-conical electrode 18 sex material is disposed.

ペースメーカ本体1には、ペーシングリード接続用のコネクタがあり、図1のデュアルチャンバー型ペースメーカの場合は、心房用コネクタ8および心室用コネクタ9がある。 The pacemaker main body 1, there are connectors for pacing lead connecting, in the case of a dual-chamber pacemaker of Figure 1, there is atrial connector 8 and ventricular connector 9. 一方シングルチャンバー型ペースメーカの場合は、図示しないが、ペーシングリード接続用コネクタはひとつしかない。 On the other hand, in the case of a single-chamber pacemaker, although not shown, a connector for pacing leads connected only one.

心房電極および心室電極の正極、負極間には、一般にパルス電圧が加えられる。 The positive electrode of the atrial electrode and the ventricular electrode, between the negative electrode, generally a pulsed voltage is applied. ペースメーカ用プログラマを用いてパルス幅、パルス電圧およびパルスの周波数(繰り返し周波数)が設定され、一般的にパルス幅、パルス電圧およびパルスの周波数はそれぞれ、100μs〜1ms、1V〜20V、60ppm〜70ppmの間で設定される。 Pulse width using the pacemaker programmer, pulse voltage and pulse frequency (repetition frequency) is set, typically pulse width, respectively the pulse voltage and pulse frequency, 100μs~1ms, 1V~20V, the 60ppm~70ppm It is set between. また、このときに生体(心房筋、心室筋等)に流れる刺激電流の大きさは、1mA〜20mAと考えられる。 The size of the stimulation current flowing through the living body (atrial, ventricular muscle, etc.) in this case is considered 1MA~20mA. また、刺激電流密度は、刺激部位あるいは電極装着状態により異なるが、20μA/mm 〜1000μA/mm と推定される。 Further, stimulation current density may vary depending on the stimulation site or electrodes mounted state, it is estimated to 20μA / mm 2 ~1000μA / mm 2 .

本発明の双極性対角ハーフリング型リード電極10における刺激電流の流れ方19を図4Aに示す。 The flow direction 19 of the stimulation current in bipolar diagonal half ring lead electrode 10 of the present invention shown in FIG. 4A. 刺激電流19は正極20から負極21に向かって流れる。 Stimulation current 19 flows from the positive electrode 20 to the negative electrode 21. この正極20および負極21が絶縁性物質10の重心に対して点対称の位置に配置されているため、刺激電流は絶縁性物質13の軸22に対して斜めに流れる。 Therefore the positive electrode 20 and negative electrode 21 is disposed in a position of point symmetry with respect to the center of gravity of the insulating material 10, the stimulation current flows obliquely with respect to the axis 22 of the insulating material 13. この刺激電流の流れ方19は、図2に示す従来の双極性リング型リード電極23の刺激電流の流れ方24とは異なる。 Flow direction 19 of the stimulation current is different from the flow direction 24 of the stimulation current of the conventional bipolar ring lead electrode 23 shown in FIG. この結果、下側の負極21に接している生体(心筋等)には大きな刺激電流が流れる。 As a result, it flows a large stimulation current to a living body (myocardium, etc.) in contact with the negative electrode 21 of the lower side. 生体と接している面積が小さいこともあり、刺激電流密度σも大きい。 Sometimes the area in contact with the living body is small, larger stimulation current density sigma.

さらに詳しく説明する。 It will be described in more detail. 従来の双極性リング型リード電極23が右心房4に装着された状態における刺激電流の流れ方24を図2を用いて説明する。 The flow direction 24 of the stimulation current in a state in which the conventional bipolar ring lead electrode 23 is attached to the right atrium 4 will be described with reference to FIG. 双極性リング型リード電極23は、絶縁性円柱5両端に導電性リング型電極が正極25、負極26用として配置される。 Bipolar ring lead electrodes 23, conductive ring electrode is disposed as a positive electrode 25, negative electrode 26 to the insulating cylinder 5 at both ends. 正極25と負極26は絶縁性円柱5の重心に対して点対称の位置にある。 Cathode 25 and anode 26 is in a position of point symmetry with respect to the center of gravity of the insulating cylinder 5. このため、刺激電流は基本的に正極25から最短距離を通って負極26向かって流れる。 Therefore, stimulation current essentially flows from the positive electrode 25 toward the anode 26 through the shortest distance. また刺激電流は正極25および負極26のリング型電極の円周上に一様に、均一に流れると考えられる。 The stimulation current is uniformly on the circumference of the ring-type electrode of the cathode 25 and the anode 26, is considered to uniformly flow. したがって、有効な刺激は生体(心筋等)に流れる刺激電流によって得られるのみで、血液側に流れる刺激電流は無効になる。 Therefore, effective stimulation only obtained by stimulation current flowing through the living body (myocardium, etc.), stimulation current flowing through the blood side becomes invalid. また、対角ハーフリング型電極の面積は、リング型電極の面積の半分のため、等しい刺激電流を加えた場合、対角ハーフリング型とリング型電極の刺激電流密度の比は2対1と考えられ、対角ハーフリング型電極が有効な刺激を得られやすい。 The area of ​​diagonal half ring shaped electrode, since the half of the area of ​​the ring electrode when added equal stimulation current, the ratio of the stimulation current density diagonal half ring and the ring electrode is 2 to 1 and I thought, easily obtained effective stimulus diagonal half ring electrode. このためリング型電極より小さな刺激閾値(電圧、電流、パルス幅)となり、つまり、小さな刺激エネルギで有効な刺激が得られることも考えられる。 Small stimulation threshold than this because the ring-shaped electrode (voltage, current, pulse width), and that is, is valid stimulated a small stimulation energy is also contemplated that obtained.

本発明の双極性タインドリード型電極11(遠位電極17が球状)における刺激電流の流れ方27を図4Bに示す。 The flow direction 27 of the stimulation current in bipolar capacitor India lead electrode 11 of the present invention (spherical distal electrode 17) shown in Figure 4B. 刺激電流27は正極14から負極17に向かって流れる。 Stimulation current 27 flows from the positive electrode 14 to the negative electrode 17. この正極14および負極17がペーシングリード3の重心に対してほぼ点対称の位置に配置されているため、刺激電流はペーシングリード3の軸に対して斜めに流れる。 Since the positive electrode 14 and negative electrode 17 are arranged at positions substantially symmetrical with respect to the center of gravity of the pacing lead 3, the stimulation current flows obliquely with respect to the axis of the pacing lead 3. この結果、下側の負極17に接している生体(心筋等)には大きな刺激電流が流れる。 As a result, it flows a large stimulation current to a living body (myocardium, etc.) in contact with the negative electrode 17 of the lower side. 生体と接している面積が小さいこともあり、刺激電流密度も大きい。 Sometimes it is a smaller area in contact with the living body, stimulating current density is also large.

本発明の双極性タインドリード型電極12(遠位電極18が円錐状)における刺激電流の流れ方28を図4Cに示す。 Bipolar capacitor India lead electrode 12 (the distal electrode 18 is conical) flow direction 28 of the stimulation current at the present invention shown in FIG. 4C. 刺激電流28は、図4Cの正極14から負極18に向かって流れる。 Stimulation current 28 flows toward the negative electrode 18 from positive electrode 14 of FIG. 4C. この正極14および負極18がペーシングリード3の重心に対してほぼ点対称の位置に配置されているため、刺激電流はペーシングリード3の軸に対して斜めに流れる。 Since the positive electrode 14 and negative electrode 18 are arranged at positions substantially symmetrical with respect to the center of gravity of the pacing lead 3, the stimulation current flows obliquely with respect to the axis of the pacing lead 3. この結果、下側の負極18に接している生体(心筋等)には大きな刺激電流が流れる。 As a result, it flows a large stimulation current to a living body (myocardium, etc.) in contact with the negative electrode 18 of the lower side. 生体と接している面積が小さいこともあり、刺激電流密度も大きい。 Sometimes it is a smaller area in contact with the living body, stimulating current density is also large.
なお、球状電極17あるいは円錐状電極18は、右心室に接するあるいは心筋内にねじ込むように配置される。 Incidentally, the spherical electrode 17 or the conical electrode 18 is arranged so as screwed into contact with the right ventricle or the myocardium. いずれにしても、正極から負極に向かって一様(均一)に刺激電流が流れる。 In any event, stimulation current in uniform (homogeneous) towards the positive electrode to the negative electrode flows. 対角ハーフ型リード電極11、12の電気化学的実効電極面積は、リング型リード電極23の電極面積より小さくなる。 Electrochemical effective electrode area of ​​the diagonal half type lead electrodes 11 and 12 is smaller than the electrode area of ​​the ring-shaped lead electrodes 23. この結果、双極性ハーフリング型電極14、半球状電極17あるいは円錐状電極18を用いた場合の刺激電流密度は、リング型電極を用いた場合より刺激電流密度は大きくなるため、刺激閾値は小さくなり、つまり1パルスあたりの刺激エネルギが小さくできる可能性がある。 As a result, bipolar half ring electrodes 14, the stimulation current density in the case of using the hemispherical electrode 17 or the conical electrode 18, since the stimulation current density is greater than with a ring-type electrodes, stimulation threshold is small becomes, i.e. stimulation energy per pulse is likely to be reduced.

対角ハーフリング型リード電極、リング型リード電極、タインド型リード電極のいずれにおいても、電極は絶縁性物質の表面より少しだけ盛り上がった状態で配置されるほうが、生体(心筋等)との接触状態が良好になる。 Contact diagonal half ring lead electrodes, ring-shaped lead electrodes, in either Taindo type lead electrode also, the electrodes better placed in a state of raised slightly from the surface of the insulating material, and biological (myocardium, etc.) It is improved. この結果、電極表面から放出される刺激電流の殆どが生体(心筋等)に流れることになり、生体以外(血液等)に流れてロスとなる刺激電流を少なくすることができる。 As a result, most of the stimulation current emitted from the electrode surface will flow in vivo (heart muscle, etc.), it is possible to reduce the stimulation current to be lost flows other than a living body (blood, etc.).

本発明は、ペースメーカの心房刺激用電極および心室刺激用電極などの心内膜刺激用として有用と考えられるが、心外膜刺激用電極(心外膜リード、心筋リード)としても有用と考えられる。 The present invention is believed to useful for endocardial stimulation such as atrial stimulation electrode and a ventricular stimulation electrode of a pacemaker, be useful as epicardial stimulation electrode (epicardial leads, myocardial lead) . 心外膜リード電極は、小児の場合および成人でも開心術と同時にペースメーカを植込む場合や、三尖弁を人工弁に置換しているために心内膜リード電極を使用できない場合に用いられる。 Epicardial lead electrodes, and if implanting a pacemaker simultaneously open heart surgery in the case of children and adults are used when not available endocardium lead electrode for being replaced with an artificial valve tricuspid. 従来の心外膜用電極では、図5に示すように心筋の外から刺激電流を加えるため、心筋の厚さが厚く電極インピーダンスが心内膜刺激時と比べると大きくなり、刺激電流が通りにくい。 In conventional epicardial electrodes, for applying a stimulation current from outside the myocardium as shown in FIG. 5, thick electrode impedance thickness of the heart muscle increases as compared with the time of endocardial stimulation, hardly stimulation current passes . このため刺激閾値は大きくなり、刺激エネルギは大きくなり、電池寿命は短くなってしまう。 Thus stimulation threshold increases, stimulation energy is increased, battery life becomes short. 本発明の電極を心外膜に装着して、小さな刺激閾値つまり小さな刺激エネルギで有効な刺激が得られると考えられる。 The electrode of the present invention is attached to the epicardium, effective stimulation is considered to be obtained with a small stimulation threshold that is smaller stimulation energy.

本発明は、双極刺激法あるいは単極刺激法における刺激電流の流れ方(刺激電流密度分布)を従来のそれと異なるものにすることによって、刺激閾値(電圧、電流あるいはパルス幅)を減少させることができる。 The present invention, the flow direction of the stimulation current in bipolar stimulation or monopolar stimulation method (stimulation current density distribution) by the conventional it different, stimulation threshold (voltage, current or pulse width) to reduce it can. この結果、生体刺激による悪影響を低減させ、また1パルスあたりの刺激エネルギを低減できる。 As a result, reduce the adverse effects of biostimulation, also can reduce the stimulation energy per pulse. 刺激エネルギの低減の結果、ペースメーカ内蔵電池の寿命を延ばすこともできると考えられる。 Result of reduction of the stimulation energy, is believed also to prolong the life of the pacemaker internal battery. 新しい心外膜刺激用電極(心外膜リード、心筋リード)としても有用と考えられる。 New epicardial stimulation electrode (epicardial leads, myocardial lead) is considered useful as.

第1の実施の形態の全体の構成を示すブロック図。 Block diagram illustrating the overall configuration of the first embodiment. 図1を構成する本発明の生体用電極を説明する図で、主に心房刺激用の従来の双極性リング型リード電極を示す。 A view for explaining a biomedical electrode of the present invention which constitutes a 1, mainly showing the conventional bipolar ring lead electrode for atrial stimulation. 実施例の刺激電流の流れ方を示す図。 It shows a flow way of the stimulation current embodiment. 図3A、図3Bおよび図3Cはそれぞれ、双極性対角ハーフリング型リード電極、遠位電極が球状の双極性対角ハーフリング型リード電極、遠位電極が円錐状の双極性対角ハーフリング型リード電極、を示す。 Figure 3A, respectively 3B and 3C, bipolar diagonal half ring lead electrode, the distal electrode is spherical bipolar diagonal half ring lead electrode, the distal electrode conical bipolar diagonal half ring type lead electrodes shows. 実施例の電極における刺激電流の流れ方を示す図。 It shows a flow way of the stimulation current at the electrode of Example. 図4A、図4Bおよび図4Cはそれぞれ、双極性対角ハーフリング型リード電極、遠位電極が球状の双極性対角ハーフリング型リード電極、遠位電極が円錐状の双極性対角ハーフリング型リード電極、における刺激電流の流れ方を示す。 Figure 4A, respectively FIGS. 4B and 4C, bipolar diagonal half ring lead electrode, the distal electrode is spherical bipolar diagonal half ring lead electrode, the distal electrode conical bipolar diagonal half ring type lead electrodes, showing the flow way of the stimulation current at. 心外膜に本発明の生体用電極を直接装着した図。 Direct attachment to the figure biomedical electrode of the present invention to the epicardium.

1 ペースメーカ本体2 心房用ペーシングリード3 心室用ペーシングリード4 右心房5 リング型リード電極6 右心室7 タインド型リード電極8 心房ペーシングリード用コネクタ9 心室ペーシングリード用コネクタ10 対角ハーフリング型リード電極11 遠位電極が球状の対角ハーフリング型リード電極12 遠位電極が円錐状の対角ハーフリング型リード電極13 円柱状絶縁物質14 ハーフリング電極15 球状絶縁物質16 円錐状絶縁物質17 半球状電極18 半円錐状電極19 対角ハーフリング型リード電極における刺激電流の流れ方20 正極(ハーフリング電極) 1 pacemaker main body 2 atrial pacing lead 3 ventricular pacing lead 4 right atrium 5 ring lead electrode 6 right ventricle 7 Taindo type lead electrode 8 atrial pacing lead connector 9 ventricular pacing lead connector 10 diagonal half ring lead electrode 11 diagonal half-rings of spherical distal electrode type lead electrode 12 distal electrode conical diagonal half ring lead electrode 13 cylindrical insulating material 14 half ring electrode 15 spherical insulating material 16 conical insulating material 17 semi-spherical electrodes 18 half cone shaped electrode 19 diagonal half ring of the stimulation current at lead electrode flow direction 20 positive (half ring electrode)
21 負極(ハーフリング電極) 21 negative electrode (half-ring electrode)
22 中心軸23 従来のリング型リード電極24 従来のリング型リード電極における刺激電流の流れ方25 正極(リング極) 22 central axis 23 conventional ring-type lead electrodes 24 flow direction 25 positive stimulation current in the conventional ring-type lead electrode (ring electrode)
26 負極(リング電極) 26 negative (ring electrode)
27 遠位電極が球状の対角ハーフリング型リード電極における刺激電流の流れ方28 遠位電極が円錐状の対角ハーフリング型リード電極における刺激電流の流れ方 Flow direction of the stimulation current flow direction 28 distal electrode of the stimulation current at the cone-shaped diagonal half ring lead electrodes in 27 distal electrode diagonal half ring lead electrodes spherical

Claims (5)

  1. 生体の所定の部位に装着された電極を用いて心電図の導出あるいは電気刺激を生体に加える生体用電極であって、正極用電極と負極用電極とで寸法、形状あるいは配置が異なることを特徴とする生体用電極。 The derivation or electrical stimulation of the electrocardiogram with the electrode attached to the predetermined part of the living body to a biomedical electrode to be applied to a living body, and characterized in that dimensions in a positive electrode electrode and the negative electrode electrodes, the shape or arrangement different biomedical electrode.
  2. 正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、正極用電極の電気化学的実効面積が負極用の電極の電気化学的実効面積より大きいことを特徴とする請求項1の生体用電極。 Positive electrode electrode and the negative electrode electrodes are arranged at positions different insulation materials, according to claim 1, electrochemical effective area of ​​the positive electrode for the electrode being greater than the electrochemical effective area of ​​the electrode for a negative electrode biological use electrode.
  3. 正極用電極と負極用電極が円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の異なる位置に配置され、生体の所定の刺激部位を刺激する際に、正極用電極と生体までの距離と、負極用電極と生体までの距離とが異なり、かつ、正極から負極に流れる刺激電流は円柱状あるいは円錐状の絶縁性物質の中心軸に対して斜めに流れる刺激電流を含むことを特徴とする生体用電極。 Positive electrode electrode and the negative electrode electrodes disposed at different positions in the cylindrical or conical insulating material, in stimulating a predetermined stimulation site of a living body, and the distance to the cathode electrode and the biological, a negative electrode electrode is different from the distance to the biological and stimulation current flowing from the positive electrode to the negative electrode biomedical electrode, characterized in that it comprises a stimulation current flowing obliquely with respect to the central axis of the cylindrical or conical insulating material.
  4. 正極用電極と負極用電極が絶縁性物質の異なる位置に配置され、これらの電極の形状が円筒の軸を含む面で分割された形状で、この半円筒の一方を左に凸(トツ)に、もう一方の半円筒を右に凸(トツ)になるように絶縁物に配置したことを特徴とする請求項1から請求項3の生体用電極。 Positive electrode electrode and the negative electrode electrodes are arranged at positions different insulation materials, in these shapes of the electrodes is divided by a plane including the axis of the cylindrical shape, a convex (convex) one of the semi-cylindrical left , other biomedical electrode of claims 1 to 3, characterized in that arranged in the insulator so that the convex (convex) on the right half cylinder.
  5. 請求項1から請求項4の生体用電極を用いて、心内膜あるいは心外膜に電気刺激を加える方法。 Using biomedical electrodes of claims 1 to 4, endocardium or method of applying electrical stimulation to the epicardium.
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