JP3456663B2 - 心臓整調用導線 - Google Patents

心臓整調用導線

Info

Publication number
JP3456663B2
JP3456663B2 JP25650993A JP25650993A JP3456663B2 JP 3456663 B2 JP3456663 B2 JP 3456663B2 JP 25650993 A JP25650993 A JP 25650993A JP 25650993 A JP25650993 A JP 25650993A JP 3456663 B2 JP3456663 B2 JP 3456663B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
wire
needle
pacing
lead
electrode
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.)
Expired - Fee Related
Application number
JP25650993A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH07289647A (ja
Inventor
リー・ピー・ベンデル
テイモシー・エイ・サーデリス
レオン・ケイ・スタングリーズ
トーマス・エイ・アスタリタ
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.)
Ethicon Inc
Original Assignee
Ethicon Inc
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 Ethicon Inc filed Critical Ethicon Inc
Publication of JPH07289647A publication Critical patent/JPH07289647A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP3456663B2 publication Critical patent/JP3456663B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0587—Epicardial electrode systems; Endocardial electrodes piercing the pericardium
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A61N1/057—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart
    • A61N1/0573—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart chacterised by means penetrating the heart tissue, e.g. helix needle or hook
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0587—Epicardial electrode systems; Endocardial electrodes piercing the pericardium
    • A61N1/059—Anchoring means
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0587—Epicardial electrode systems; Endocardial electrodes piercing the pericardium
    • A61N1/0592—Introducing the lead through the pericardium with a needle
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0587—Epicardial electrode systems; Endocardial electrodes piercing the pericardium
    • A61N1/0595—Temporary leads

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明の関連する技術分野は外科
用電極導線、特に心臓の整調用及び監視用の導線であ
る。
【０００２】
【従来技術及びその課題】心臓外科処置はよく知られ、
組み合わせられた外科技術は患者に対する危険が非常に
小さくされた点にまで進歩した。心臓外科の最後に、患
者の心臓の心房又は心室の心筋内に整調用導線を一時的
に挿入することは、外科医にとって定型的なことであ
る。一時的な整調用導線の第１の目的は、心房及び心室
を整調する手段を提供することである。整調用導線は、
心電図を記録する手段も提供する。
【０００３】通常の一時的整調用導線は、典型的には、
導電性ワイヤー及び心筋内への埋込みのための外科針よ
り構成される。針は、普通は、尖った末端及びワイヤー
の末端に取り付けられた手元側端部を持つ。ワイヤーの
手元側端部には、典型的には電極針が取り付けられる。
ワイヤーは、通常、絶縁部分及び絶縁物が取り除かれた
末端の導電部分を持つ。末端の導電部分が心臓の筋肉内
に設置される。電極針は、典型的には、胸腔壁を通して
押され（即ち、内部から外部に）、ワイヤーの絶縁部分
は貫通して半ば引かれる。電極針は通常の整調用及び監
視用の装置に接続される。
【０００４】普通のワイヤーは、典型的にはステンレス
鋼のような多フィラメント導電性材料より作られる。導
線は生体融和性のポリマー被覆で絶縁される。ワイヤー
が外科医に対して通常の縫合糸と同様な触感を有するこ
とが重要である。これは、本技術においては「ハンド」
として知られる。
【０００５】通常の心臓整調用導線は次のように使用さ
れることが普通である。まず、外科医は湾曲した外科用
の針を心筋内に差し込む。次に、外科医は、整調用導線
の絶縁されていない末端の導電性部分が外科針により形
成された針通路内に埋められるように、心筋を通して外
部まで針を押す。次いで、外科針は整調用ワイヤーから
切断され、そして選択的に整調用ワイヤーは縫合糸によ
り心臓に固定される。次に、外科医は、整調用ワイヤー
の手元側端部に連結された刻線付きの電極針を胸腔壁を
通して外に押し、電極針及び整調用ワイヤーの絶縁部分
のある長さが患者の胸の外に置かれる。次いで、電極針
が刻線で破断され、通常の整調用及び監視用の装置の適
切なレセプター内に挿入される。典型的には、導線は、
患者を安定にした後で、以下の方法により患者から取り
外される。外科医は監視用／整調用装置から電極針を外
す。次いで、外科医は、整調用ワイヤーの外部部分を握
って牽引力（即ち、軸方向で後ろ向きの力）を加えてこ
れを引き、これにより心筋から導線を引き胸壁を通して
出す。
【０００６】整調用導線はある種の特徴を持たねばなら
ないことが知られている。まず第１に、導線は極めて撓
み易く、かつ繰り返し曲げサイクルによる疲労故障に抵
抗しなければならない。承知のように、心臓病患者は２
又は３週間まで及びこれ以上の期間にわたり整調用導線
を定位置に置く。この期間中の患者による（心臓の鼓
動、呼吸及び歩行のような）通常の自発運動及び非自発
運動が、ワイヤーを繰り返し曲げるであろう。心臓整調
用導線についての別の要求は、心筋に埋められた導線
が、典型的な患者の運動及び活動により生じた典型的な
歪み及びストレスを受けたときに、定位置に留まるべき
ことである。しかし、埋められた導線は、これに軸方向
の力、即ち牽引力が加えられたとき、容易に心筋から抜
けるべきである。なお別の要求は、電気抵抗の小さな材
料で整調用導線を構成することである。更に、心臓整調
用導線は製造が容易であるべきである。更に別の要求
は、心臓導線が、通常の縫合糸と同様な「ハンド」を外
科医に与えるように十分な柔軟性がなければならないこ
とである。整調用導線の更に別の要求は、整調用導線が
耐食性で、毒性がなく、かつ非アレルギー性であるよう
な生体融和性である。
【０００７】通常の心臓整調用導線は欠点を有すること
が知られている。代表的には、普通の整調用導線は、米
国特許第３１２５０９５号に明らかにされた多フィラメ
ントステンレス鋼縫合糸のような外側に電気絶縁性被覆
を持った多導体（フィラメント）ワイヤーを使用する。
多フィラメント整調用ワイヤーは、要求される「ハン
ド」、柔軟性及び耐疲労性は提供するが、外側絶縁物が
除去された部分におけるワイヤーの空間内への組織の成
長も許す。この組織は内向きに複雑に成長し、心臓から
の整調用導線の引き抜きを阻害することがある。更に、
製造の視点からは、多フィラメントワイヤーはこれによ
る作業が困難である。例えば、通常のワイヤーストリッ
パーを使用して多フィラメントワイヤーの絶縁被覆の総
てを剥ぎ取ることは困難である。フィラメント間の隙間
内の絶縁物の残渣は置き去りになることが普通である。
いかなる残渣絶縁物も整調及び監視に悪影響を与えるう
る。更に、多フィラメントワイヤーの使用時には、ワイ
ヤーを一時に切断しかつストランドの端末を溶接するこ
とが必要である。切断及び溶接は、ほどけることを防ぐ
ために同時に行わねばならない。切断され溶接された端
部が取付けのために外科針内に挿入されるときは、ワイ
ヤーの切断され溶接された端部と針との間に不十分な電
気的接続がありうることが知られている。この貧弱な電
気的接続は、切断及び溶接段階に起因する酸化又は貧弱
な物理的形状により生じうる。
【０００８】単フィラメントワイヤーの使用はこれらの
欠点の幾つかをなくす。しかし、普通の材料で作られた
単フィラメントワイヤーは心臓整調用導線に使用されて
きたが、これは適正な「ハンド」を持たずかつ疲労破損
又は事故になり易い欠点を持つ。
【０００９】通常の整調用導線の別の欠点は、整調用導
線をどうにかして心筋内に固定しなければならないこと
である。これは、しばしば、普通の縫合糸材料を使用し
て電気導線を心臓の筋肉に定位置に縫合することにより
行われる。固定に要する付加的な縫合糸が心臓の傷口を
大きくしかつ整調用導線の除去を複雑化する。別の固定
方法は、整調用導線に末端側で固定された螺旋状の縫合
構造の使用である。例えば、米国特許第４３４１２２６
号は、心臓整調用及び監視用の目的の一時的な導線を開
示している。この導線は、取り付けられた外科用縫合糸
を有しかつ手元側が整調用導線の直ぐ末端で縫合糸内に
成型された手元側螺旋を有する湾曲針を持つ。この螺旋
縫合糸及び整調用導線が心筋内に位置決めされ、螺旋縫
合糸が心筋内での導線の固定を助ける。螺旋状固定用縫
合糸は、典型的には非導電性であり、この形式の心臓整
調用導線は、心筋と接触する導電面積が小さいことが普
通である。整調用導線を固定するなお別の方法は、完全
に絶縁された整調用導線を心筋内に挿入することを含
む。余分な長さは心筋を通して引かれる。外科医は、剥
ぎ取られた絶縁材料の小さな翼を２個形成しつつワイヤ
ーの一部分の両側から絶縁物を剥ぎ取る。次に、外科医
は導線に牽引力を加え、これにより余分の導線を引張
り、ワイヤーの剥ぎ取られた部分が心筋内にくるまで導
線を心筋内に戻す。絶縁物の翼は心筋の外部又は心筋に
残り、アンカーとして作用する。剥ぎ取りは、典型的に
はメスの刃で行われる。この固定方法は、導線の剥ぎ取
り作業を行うために余分な時間が必要なこと、並びにメ
スによる導線からの絶縁物の剥ぎ取りを試みる間の患者
及び外科医に対する危険性を含んだ多くの欠点を持つ。
【００１０】心筋への整調用ワイヤーの取付けのこれら
の方法は、いずれも、整調用導線の除去が心筋にかなり
の傷口を作りうる危険性がある。加えて、米国特許第４
３４１２２６号に開示されたような整調用導線は、外科
針により心筋に形成された通路より直径が大きい導電性
部分を持つ。これは、導電性部分が挿入され又は除去さ
れるとき心筋に付加的なストレス又は傷口を生ずる。
【００１１】この技術において要求されるものは、普通
の整調用導線の欠点を克服する新規な整調用導線であ
る。
【００１２】
【課題を解決するための手段】従って、多導電体ワイヤ
ー式整調用導線の柔軟性を有する単導電体ワイヤーを有
する整調用導線を提供することが本発明の目的である。
【００１３】通常の縫合糸と同様な「ハンド」を有する
整調用導線を提供することが本発明の別の目的である。
【００１４】通常の整調用導線に使用される固定用手段
より傷口の小さな一体式の固定用手段を有する整調用導
線を提供することが本発明のなお別の目的である。
【００１５】外科針の最大寸法より小さいか又は等しい
最大直径を有する導電ワイヤーを有する整調用導線を提
供することが本発明の更に別の目的である。
【００１６】導電性のアンカーのある整調用導線を提供
することが本発明のなお別の目的である。
【００１７】従って、新規な心臓整調用導線が明らかに
される。この整調用導線は、生物融和性の低弾性係数金
属で構成する導電ワイヤーを備える。このワイヤーは手
元側端部及び末端を持つ。このワイヤーは単フィラメン
ト導電体で構成される。心臓の筋肉内に挿入しかつこれ
を通すために、外科針が前記ワイヤーの末端に導電的に
取り付けられる。外部の整調用及び監視用の装置に接続
するために、ワイヤーの手元側端部に電極針が導電的に
取り付けられる。導線を心筋内に固定するために、ワイ
ヤーの末端内に一体のアンカーが形成される。
【００１８】本発明のなお別の態様は心臓整調用導線で
ある。このワイヤーは、単フィラメント導電体を備え
る。ワイヤーは手元側端部と末端とを持つ。ワイヤーは
単フィラメント導電体を備える。心筋内に挿入しこれを
貫くために、外科針が前記ワイヤーの末端に導電的に取
り付けられる。外部の整調用又は監視用の装置への接続
のために、電極針がワイヤーの手元側端部に導電的に取
り付けられる。哺乳動物の心筋内に導線を固定するため
に、ワイヤーの末端に一体のアンカーが形成される。
【００１９】本発明の別の態様は前述の心臓整調用導線
を使用した心臓の整調又は監視の方法である。この方法
は、外科針とアンカー手段を含んだ導電ワイヤーの末端
とを哺乳動物の心臓筋肉内に挿入することを含む。次い
で導電ワイヤー手段の手元側端部と共に電極針を哺乳動
物の胸壁を通して挿入し、更に電極手段を心臓整調用及
び／又は監視用の装置内に挿入する。そして、次に、哺
乳動物の心臓の整調及び／又は監視をする。
【００２０】本発明のその他の特徴及び利点は、以下の
説明及び付属図面より明らかとなるであろう。
【００２１】
【実施例】本発明の心臓整調用導線１０が図１−６及び
図８Ａ−Ｆに示される。図１を参照すれば、心臓整調用
導線１０は、手元側端部２２と末端２４とを持った単フ
ィラメント、導電性、低弾性係数のワイヤー２０を有す
ることが分かる。ワイヤー２０は、末端の先端部２５及
び手元側端部の先端部２３も持つ。導電性、低弾性係数
のワイヤー２０が電気絶縁被覆２６を有することが見ら
れる。導電ワイヤー２０の末端部分３０から絶縁被覆の
部分が除去されたことが見られる。導電ワイヤー２０の
少なくも部分３０は電気信号の伝達及び受入れのために
心筋と電気的に接触する。部分３０には一体のアンカー
手段３５が形成される。
【００２２】外科針４０は、末端４２及び導電ワイヤー
２０の末端の先端部２５を取り付ける手元側の取付け用
凹所４４を有することが見られる（図６参照）。導電ワ
イヤー２０の末端の先端部２５は針４０の取付け用凹所
４４内に差し込まれ、据込み、溶接、鑞付け、エポキシ
のような接着剤（例えば、導電性エポキシ）の機械的な
塗布による接着、絞り嵌め及び類似作業のような通常の
方法で取り付けられる。図６を参照すれば、末端の先端
部２５は凹所４４内への取付けを容易にするためにワイ
ヤー２０より小さな直径のものであることが見られる。
凹所４４における先端部２５と針４０との連結がワイヤ
ー２０と針４０との間の効果的な電気接続を与えるに十
分であることは、必要ではないが好ましい。
【００２３】針４０は、典型的には、通常の末端の突き
刺し用尖端及び縫合糸又はワイヤーの受入れに適した凹
所４４のある通常の手元側端部４３を有する通常の湾曲
した心筋用外科針である。ワイヤー２０の直径は、針４
０の最大の軸横断方向寸法（例えば直径）より小さいか
又はこれと等しいであろう。針４０は、好ましくは、マ
ルテンサイトステンレス鋼、マレージングステンレス
鋼、メッキ炭素鋼、冷間引抜きオーステナイトステンレ
ス鋼及び同等品のような外科針の製造に普通に使用され
る導電性材料より作られる。しかし、もし付随するかも
しれないいかなる欠点も受け入れる意向であるならば、
針４０を、外科針としての使用に必要な機械的特性を有
する非金属導電材料で作ることができる。
【００２４】導電ワイヤー２０の手元側先端部２３に電
極針６０が取り付けられる。針６０は、典型的には通常
の電極針であり、手元側先端６２及び取付け用凹所６５
を含んだ末端６４を有する真っすぐな形状を持つ。電極
針６０は、針の周囲を回って中央部に位置決めされた刻
線６８を持つ。刻線６８は十分な深さのものであり、従
って電子式の心臓整調用／監視用装置８０内に挿入する
ために電極部分７０を残して針６０の手元側端部６３を
容易に折り離せる。針６０の末端６４は、ワイヤー２０
の手元側の先端部２３を受け入れる取付け用の凹所６５
を持つ。先端部２３は、有効な電気的接触を提供するよ
うに凹所６５内で針６０と十分に機械的に組み合うよう
に取り付けなければならない。据込み、半田付け、鑞付
け、及び類似の方法を含んだ通常の取付け方法を使用で
きる。針６０は、低レベルの電気信号を効果的に伝達す
るに十分な導電性を有するマルテンサイトステンレス
鋼、マレージングステンレス鋼、メッキ炭素鋼、冷間引
抜きオーステナイトステンレス鋼及び同等品のような通
常の材料より作られるであろう。電極針は、参考文献と
して組み入れられた米国特許第４０１０７５６号に明ら
かにされる。
【００２５】導電ワイヤー２０は、所要の電気特性、生
体融和性及び機械特性を有する単フィラメントの低弾性
係数の金属で作られるであろう。ここで使用される用語
「低弾性係数」は、１.４×１０5ｋｇ／ｃｍ2（２.０×
１０6ｐｓｉ）以下の引張り弾性係数を意味すると定義
される。用語「金属」は合金を含むと定義される。本発
明の導電ワイヤー２０の形成に有用な金属は、典型的に
以下の特性を持つであろう。即ち、「ハンド」、低弾性
係数、良好な耐疲労性及び耐食性を含んだ生体融和性で
ある。使用可能な低弾性係数の例は、ニチノール、金−
カドミウム合金、チタン−ニオブ合金、ニッケル−チタ
ン−銅合金、ニッケル−チタン−白金合金及びニッケル
−チタン−パラジウム合金のような種々の形状記憶合金
を含む。これら合金は、典型的に次の組成を有するであ
ろう。即ち、ニッケルが５０％又はそれ以下のニッケル
−チタン合金、銅が約５から約２０％のニッケル−チタ
ン−銅合金、白金が約１５％以上のニッケル−チタン−
白金合金、及びパラジウムが約１８％以上のニッケル−
白金−パラジウム合金である。形状記憶効果合金とよく
呼ばれるニッケル−チタン合金を使用することが好まし
い。
【００２６】低弾性係数で単フィラメントの導電ワイヤ
ー２０は、心臓整調用信号又は心筋の電気的な作動信号
の減衰の防止に十分な電気伝導率を有するであろう。こ
の材料の比電気抵抗は、典型的には約５０から約２００
μΩ・ｃｍ、より典型的には約６０から約１２０μΩ・
ｃｍ、そして好ましくは約８０から約１００μΩ・ｃｍ
である。導電ワイヤー２０は心臓病患者に埋込み中のワ
イヤー２０の疲労破損又は引張り破損を効果的に防止す
るに十分な機械的強度及び耐疲労性を有するであろう。
更に、ワイヤー２０は外科針２０により心筋内に作られ
た組織通路内で固定用手段３５が真っすぐになることを
防ぐに十分な降伏強さを有するであろう。典型的には、
ワイヤー２０は、約２８１０ｋｇ／ｃｍ2（約４０００
０ｐｓｉ）以下、より典型的には約２１１０ｋｇ／ｃｍ
2（約３００００ｐｓｉ）以下、そして好ましくは約１
４１０ｋｇ／ｃｍ2（約２００００ｐｓｉ）以下の降伏
強さを有するであろう。ワイヤー２０は、参考文献とし
て組み込まれた米国薬局方（Ｕ．Ｓ．Ｐ．）に示された
１／０、２／０又は３／０のＵ．Ｓ．Ｐ．サイズを有す
るであろう。
【００２７】図１に見られるように、ワイヤー２０は、
被覆を通じての電気伝導を効果的に防ぐに十分な電気絶
縁性ポリマー被覆２６を持つ。被覆２６は、好ましくは
約０.０５１ｍｍ（約２.０ミル）から約１.２７０ｍｍ
（約５０.０ミル）、より典型的には約０.０５１ｍｍ
（約２.０ミル）から約０.６３５ｍｍ（約２５.０ミ
ル）、そして好ましくは約０.０７６ｍｍ（約３.０ミ
ル）から約０.２０３０ｍｍ（約８.０ミル）の厚さを有
するであろう。被覆２６は、ポリエチレン、ポリプロピ
レン、テフロン（商品名、ポリテトラフルオロエチレ
ン）、弗化エチレンポリプロピレン、及びこれらの同等
品を含んだ通常の生体融和性ポリマー及びコポリマーを
含むであろう。絶縁被覆２６は、スプレイ、ロール掛
け、刷毛塗り、押し出し及び同等作業のような通常の方
法で塗布されるであろう。また、収縮式の絶縁材料の管
を使用し、これをワイヤーの周りに同心状に置き十分な
エネルギーを加えて収縮させ、ワイヤー２０と組み合わ
せて被覆２６を形成することも可能である。
【００２８】整調用導線１０のアンカー３５は、典型的
には以下の方法で形成される。非絶縁部分３０を作るた
めに、通常のワイヤー被覆の剥ぎ取り装置を使用して、
絶縁被覆２６の１部分がワイヤー２０の末端部分から除
去される。ワイヤー２０の部分３０は型を有する通常の
プレス装置内に送られ、この装置において十分な力が加
えられ、所望のアンカー形状又は波型に永久変形させら
れる。ある方法では、（図２に見られる）アンカー３５
が、２個の回転可能に取り付けられかつ噛み合っている
歯車の間で部分３０が転造され又はプレスされて作られ
る。アンカー３５を形成するためには、アンカー３５の
形状を部分３０内に設ける上述のような機械的方法を含
んだ適宜の通常の方法が使用できる。
【００２９】アンカー３５の数種の形状が図８Ａ−８Ｆ
に示される。アンカー３５に使用できる形状は、典型的
な患者の運動に応じて整調用導線１０を針通路から外す
ことなしに心筋内に十分に固定する効果的な適宜の形状
を含む。形状は、例えば図８Ａ−８Ｆに見られるような
全形又は半分の形状のサイン波、方形波、鋸歯状波、及
び歯車状波形、又はこれらの組合せを含んだ任意の普通
の波型を含む。波型は、典型的には所望の周期で繰り返
し、かつ心筋内で十分な固定作用を与えるに十分な振幅
を有するであろう。アンカーは（図３に示されるよう
に）２次元的又は３次元的の形状を有し、波型又は形状
はワイヤーの長手方向中心線の周りで周期的に回転する
形状である。アンカー３５は波型が好ましいが、螺旋を
含み心筋にワイヤー２０を固定するに効果的な種々の別
の形状とすることができる。
【００３０】心臓筋肉の針通路からアンカー３５を取り
出すための力は、アンカーの寸法及び形状並びに針通路
の長さ及び大きさにより変動する。この力は、典型的に
は約１７ｇから約１０００ｇ、より典型的には約１００
ｇから約３００ｇ、そして好ましくは約１５０ｇから約
３００ｇである。
【００３１】アンカー３５の典型的な振幅Ａが図２に見
られる。振幅Ａは、ワイヤー２０の長手方向中心線の上
下の最大距離の和であると定義される。アンカー３５の
振幅Ａは、心筋内で整調用導線１０を効果的に固定する
十分である。振幅Ａは、典型的には約０.３８１ｍｍ
（約１５ミル）から約１.９０５ｍｍ（約７５ミル）、
より典型的には約０.５０８ｍｍ（約２０ミル）から約
１.５２４ｍｍ（約６０ミル）、そして好ましくは約０.
６３５ｍｍ（約２５ミル）から約１.２７０ｍｍ（約５
０ミル）である。アンカー３５が波型形状を有する場合
は、周波数は、心臓筋肉内で十分な保持を与えるに十分
であろう。周波数は、典型的には２５.４ｍｍ（１イン
チ）当たり約１サイクルから約２０サイクル、より典型
的には２５.４ｍｍ（１インチ）当たり約５サイクルか
ら約１５サイクル、そして好ましくは２５.４ｍｍ（１
インチ）当たり約５サイクルから約１０サイクルであ
る。
【００３２】アンカー３５の長さは、患者の型と所望の
引抜き力とを含んだ変数に応じて変動するであろう。ア
ンカー３５の長さは、心臓筋肉内の針通路内での効果的
な保持を与えることにより心臓筋肉からの不慮の抜出し
を効果的に防止するに十分であろう。アンカー３５の長
さは、典型的には約１２.７ｍｍ（約０.５インチ）から
約７６.２ｍｍ（約３.０インチ）、より典型的には約１
９.１ｍｍ（約０.７５インチ）から約５０.８ｍｍ（約
２.０インチ）、そして好ましくは約２５.４ｍｍ（約
１.０インチ）から約３８.１ｍｍ（約１.５インチ）で
ある。
【００３３】適正な「ハンド」を持つために、心臓整調
用導線２０は、ワイヤーの部分２０が通常の縫合糸と同
様な触感又は剛性（即ち「ハンド」）を持たねばならな
い。通常の外科用縫合糸は、典型的には、ポリプロピレ
ン、ダクロンポリエステル及び生体吸収性材料のような
材料で作られる。通常の縫合糸の弾性係数は、約７０３
０ｋｇ／ｃｍ2（約１０００００ｐｓｉ）から約１４０
６００ｋｇ／ｃｍ2（約２００００００ｐｓｉ）の範囲
である。従って、ワイヤー２０を作るに適した材料の弾
性係数は、通常の縫合糸と比較しうる「ハンド」を効果
的に与えるに十分であろう。弾性係数は、典型的には約
７.０×１０4ｋｇ／ｃｍ2（約１×１０6ｐｓｉ）から約
１.４×１０5ｋｇ／ｃｍ2（約２×１０6ｐｓｉ）、より
典型的には約８.４×１０4ｋｇ／ｃｍ2（約１.２×１０
6ｐｓｉ）から約１.３×１０5ｋｇ／ｃｍ2（約１.８×
１０6ｐｓｉ）、そして好ましくは約９.８×１０4ｋｇ
／ｃｍ2（約１.４×１０6ｐｓｉ）から約１.１×１０5
ｋｇ／ｃｍ2（約１.６×１０6ｐｓｉ）である。図７
に、それぞれ３１６ステンレス鋼及びニチノールに対す
る曲線を示す応力対歪み線図が示される。普通の縫合糸
と同様な「ハンド」を有するニチノールがステンレス鋼
よりかなり小さな応力値において大きな歪み％を受ける
ことが見られる。この挙動は望ましい「ハンド」を有す
る低弾性係数材料の特徴である。
【００３４】本発明の心臓整調用導線１０は、典型的に
は図４Ａ、Ｂ及び図５に示されるような以下の方法で使
用される。通常の心臓外科処置が行われた後、整調用導
線１０の針４０が患者の心房又は心室の心膜を通してそ
の中に挿入され、針は先端部４２が露出するまで押され
る（これにより心臓筋肉内に針通路が作られる）。次い
で、外科医は、外科用つかみ具により先端部４２をつか
み、導電ワイヤー２０のアンカー３５が心臓筋肉の定位
置において整調用導線１０を効果的に固定するに十分で
あるまで、心臓筋肉を通して針を引き抜く。次に、針４
０がワイヤー２０の末端２４から切り離される。次い
で、外科医は、電極針６０の末端６３が胸腔壁の外側を
通って突き出るまで、患者の胸腔壁内の肋間を通して胸
腔内部から外向きに針６０を押す。次いで、外科医は、
通常の針つかみ具又は保持具により針の端部６３をつか
み、胸腔壁を通して針６０及びワイヤー２０の絶縁され
た手元側を押す。次に、外科医は、針６０の手元側端部
６３及び末端６４をつかんで刻線６８の周りに曲げモー
メントを加えて壊し、端部６３を針６０から分離させ
る。次いで、医師は、針６０の電極部分７０を心臓整調
用／監視用装置８０のレセプター内に差し込む。心臓整
調用導線１０は患者の心膜と心臓整調用／監視用装置８
０との間の電気接続として作用する。患者の心臓は、心
臓整調用導線１０を通じて心臓整調用／監視用装置８０
により監視され、又は整調される。
【００３５】患者が、もはや心臓の監視及び整調が不要
なように十分に安定し回復した後に、最初に、心臓整調
用／監視用装置から電極針６０の電極部分７０の接続を
外すことにより整調用導線１０が外される。次いで、外
科医は、心臓整調用導線１０に軸方向で手元側方向の力
を加えることにより引張り力を加え、患者の胸壁を通し
て組立体を引いてアンカー３２とワイヤー２０とを取り
去る。
【００３６】以下の例は、これに限定するものではない
が、本発明の原理と実施との説明である。
【００３７】実施例１ 直径０.３８１ｍｍ（１５ミル）のニチノールワイヤー
２０が心臓整調用導線１０の製造に使用された。ニチノ
ールの組成は４９.５％ニッケル及び５０.５％チタンで
ある。絶縁体２６の末端部分３０は、通常のワイヤース
トリッパー装置を使用して除去された。アンカー３５
は、ワイヤー２０の末端部分３０を回転歯車の組を通し
て走らせることによりワイヤー２０に形成された。アン
カー３５は図２に見られるような波型の形状を持つ。ワ
イヤー２０の末端の先端部２５に通常の外科針４０が据
え込まれる。導線１０は心臓外科で使用される２種の通
常技術を用いて豚の心臓内に埋め込まれた。第１の技術
を使用し、導線１０は心膜を通過して、アンカー３５が
右心室の心筋内に埋め込まれた。第２の技術を使用し、
導線１０のアンカー３５が心膜切除後の左心室に埋め込
まれた。
【００３８】埋め込まれた導線１０は、インストロン
（商品名 Ｉｎｓｔｒｏｎ）引張り試験機で手元側端部
２２をつかみ一定の上向きの力を加えて引き抜いた。引
抜き力が時間の関数として記録された。比較のために極
大引抜き力が使用された。試験結果は表に揚げられる。
【００３９】
【表１】 表 識別番号 振幅 周波数 引抜き力 （mm) (25.4mm当たりサイクル数） (ｇ） 48. 5.1 a 37 9 362.2 48. 3.1 a 44 9 498.1 48. 0.1 a 50 9 679.2 30.17.2 a 26 7 127.4 30.17.1 a 26 7 172.6 30.12.1 a 51 7 407.5 30.7.2 a 63 7 452.8 30.7.1 a 63 7 430.2 48. 5.2 b 37 9 82.1 48. 5.3 b 37 9 152.8 48. 3.3 b 44 9 62.3 48. 3.2 b 44 9 288.7 48. 0.2 b 50 9 308.5 48. 0.3 b 50 9 370.7 30.17.3 b 26 7 17.0 30.12.3 b 51 7 243.4 30.12.2 b 51 7 172.6 30. 7.3 b 63 7 99.1 注：ａ＝ 心膜を通る埋込み ｂ＝ 心膜切除 本発明の整調用導線１０の極大引抜き力はアンカー形状
の振幅及び周波数の関数として変動する。典型的なアン
カー形状が図７Ａ−７に図示される。この例において
は、周波数の高いアンカーが与えられた振幅に対してよ
り高い極大引抜き力を持つ。振幅が増大すると、引抜き
力もまた大きくなる。各試験に対するアンカーの振幅と
周波数とは表に列挙される。
【００４０】実施例２ 通常の外科準備技術を使用して心臓外科用に哺乳動物が
準備された。外科医は胸骨を切開し胸部拡張器により肋
骨を広げて患者の胸腔内に入る。次いで、通常の心臓バ
イパス外科処置が行われる。外科処置の最後に、外科医
は、心膜を通して左心室の心筋内に針４０を挿入して心
臓整調用導線１０を埋め込む。針４０は、アンカー３５
が針４０により形成された通路内の定位置に設置される
まで、普通の針保持具により心筋を通って引かれる。次
いで、針４０はワイヤー２０の末端２４から切り離され
胸腔から取り出される。次に、外科医は、刻線６８のあ
る電極針６０を、肋間で患者の胸壁を通して押し、針の
尖端６２を患者の胸壁を通して突き出させる。次いで、
外科医は、通常の針つかみ具で針６０の端部６３をつか
み、針６０及び胸壁を通るワイヤー２０を引く。次い
で、外科医は、電極針６０を刻線６８に隣接して折り離
し、カルフォルニア州シリマーのペースセッター・シス
テムズ社製造の２室式外部ペースメーカー、モデル３０
７０又は同等品のような通常の心臓整調用／監視用装置
８０内に電極７０を差し込む。患者の心臓は、整調用導
線１０を経て装置８０により監視され整調される。ワイ
ヤー２０は通常の縫合糸と同様な「ハンド」を持つ。整
調用導線１０は、治療期間中、患者内に留まる。アンカ
ー３５は導電部分３０を効果的に心筋内に保持する。整
調及び監視がもはや不要であるように患者が回復する
と、外科医が、電極７０を整調用／監視用装置８０から
外し、ワイヤー４０とアンカー３５とが心筋から引き抜
かれ患者の胸壁を通って外に出るようにワイヤー２０の
手元側端部をつかみ、外向きに引張ることにより、整調
用導線１０が外される。
【００４１】本発明の心臓整調用導線１０は多くの利点
を持つ。低弾性係数のワイヤー２０は単フィラメントで
あるが、多フィラメントワイヤーに伴う欠点なしに通常
の多フィラメントワイヤーの「ハンド」を持つ。導線１
０は多フィラメント導線よりも製造が容易であるが、な
おかつ所要の電気的特性及び機械的特性を持つ。導線１
０に形成された一体式のアンカー３５は、縫合又は別の
固定用要素のいずれをも必要としない固定法を提供す
る。更に、単フィラメントワイヤー２０を有する導線１
０は多フィラメントの整調用導線と組み合わせられた組
織の浸潤を最小にし又は無くす。
【００４２】本発明はその詳細な実施例に関し図示され
説明されたが、本発明の精神及び範囲から離れることな
くその形式及び詳細における種々の変更をなし得ること
が熟練技術者により理解されるであろう。
【００４３】本発明の実施態様は次の通りである。
【００４４】１． 約１４０６００ｋｇ／ｃｍ2（約２
００００００ｐｓｉ）より小さな弾性係数を有する低弾
性係数で生体融和性金属の単フィラメントを備えた導電
ワイヤー手段であって、前記ワイヤー手段が手元側端部
と末端とを有する導電ワイヤー手段；哺乳動物の心臓内
に整調用導線を固定するために効果的な前記ワイヤー手
段の末端に形成されたアンカー手段；前記ワイヤー手段
の末端に取り付けられた外科針手段；及び前記ワイヤー
手段の手元側端部に導電的に取り付けられた電極手段を
備えた心臓整調用導線。
【００４５】２．導電ワイヤー手段が少なくも部分的に
電気絶縁材料で被覆されかつワイヤーの末端が被覆され
ない実施態様１の心臓整調用導線。
【００４６】３．外科針手段が末端の突き刺し用尖端部
及びワイヤー手段の末端を受け入れる手元側凹所を有す
る湾曲した外科針を備える実施態様１の心臓整調用導
線。
【００４７】４．電極手段が電極針を備え、この電極針
は一方の端部の突き刺し用尖端部及び導電ワイヤー手段
の手元側端部を受け入れるための他方の端部の凹所を備
える実施態様１の心臓整調用導線。
【００４８】５．電極針の突き刺し用尖端部を針の本体
部から折り離し得るように電極針が刻線手段を更に備え
る実施態様４の心臓整調用導線。
【００４９】６．アンカー手段がワイヤーの末端部に形
成された波型を備える実施態様１の心臓整調用導線。
【００５０】７．金属がニチノールを含む実施態様１の
心臓整調用導線。
【００５１】８．波型が方形波を含む実施態様６の心臓
整調用導線。
【００５２】９．波型がサイン波を含む実施態様６の心
臓整調用導線。
【００５３】１０．波型が歯車波形を含む実施態様６の
心臓整調用導線。
【００５４】１１．導電ワイヤー手段が弾性係数約７.
０×１０4ｋｇ／ｃｍ2（約１×１０6ｐｓｉ）から約１.
４×１０5ｋｇ／ｃｍ2（約２×１０6ｐｓｉ）を有する
低弾性係数の生体融和性金属の単フィラメントを備える
実施態様１の心臓整調用導線。 １２． 約１４０６００ｋｇ／ｃｍ2（約２０００００
０ｐｓｉ）より小さな弾性係数を有する低弾性係数で生
体融和性金属の単フィラメントを備えた導電ワイヤー手
段であって、前記ワイヤー手段が手元側端部と末端とを
有する導電ワイヤー手段；及び哺乳動物の心臓内に整調
用導線を固定するために効果的な前記ワイヤー手段の末
端に形成されたアンカー手段；を備えた心臓整調用ワイ
ヤー。
【００５５】１３．導電ワイヤー手段が少なくも部分的
に電気絶縁材料で塗装されかつワイヤーの末端が塗装さ
れない実施態様１２の心臓整調用導線。
【００５６】１４．アンカー手段がワイヤーの末端に形
成された波型を備える実施態様１２の心臓整調用導線。
【００５７】１５．金属がニチノールを含んだ実施態様
１２の心臓整調用導線。
【００５８】１６．波型が方形波を含んだ実施態様１４
の心臓整調用導線。
【００５９】１７．波型がサイン波を含んだ実施態様１
４の心臓整調用導線。
【００６０】１８．波型が歯車波である実施態様１４の
心臓整調用導線。
【００６１】１９．導電ワイヤー手段が弾性係数約７.
０×１０4ｋｇ／ｃｍ2（約１×１０6ｐｓｉ）から約１.
４×１０5ｋｇ／ｃｍ2（約２×１０6ｐｓｉ）を有する
低弾性係数の生体融和性金属の単フィラメントを備えた
実施態様１２の心臓整調用導線。
【００６２】２０．心臓整調用導線を使用した心臓の整
調又は監視のための方法にして、この導線が約１４０６
００ｋｇ／ｃｍ2（約２００００００ｐｓｉ）より小さ
な弾性係数を有する低弾性係数で生体融和性金属の単フ
ィラメントを備えた導電ワイヤー手段であって、前記ワ
イヤー手段が手元側端部と末端とを有する導電ワイヤー
手段；哺乳動物の心臓内に整調用導線を固定するために
効果的な前記ワイヤー手段の末端に形成されたアンカー
手段；前記ワイヤー手段の末端に取り付けられた外科針
手段；及び前記ワイヤー手段の手元側端部に導電的に取
り付けられた電極手段を備え、この方法は外科針及び少
なくアンカー手段の部分を哺乳動物の心臓に挿入し；外
科針を除去し；電極手段を整調用及び監視用の装置内に
挿入し；そして心臓を監視しかつ整調を行う諸段階を含
んだ方法。
【００６３】２１．導電ワイヤー手段が少なくも部分的
に電気絶縁材料で塗装されかつワイヤーの末端が塗装さ
れない実施態様２０の方法。
【００６４】２２．外科針手段が末端の突き刺し用尖端
部及びワイヤー手段の末端を受け入れる手元側凹所を有
する湾曲した外科針を備える実施態様２０の方法。
【００６５】２３．電極手段が電極針を備え、この電極
針は一方の端部の突き刺し用尖端部及び導電ワイヤー手
段の手元側端部を受け入れるための他方の端部の凹所を
備える実施態様２０の方法。
【００６６】２４．針の突き刺し用尖端部を針の本体部
から折り離し得るように電極針が刻線手段を更に備える
実施態様２３の方法。
【００６７】２５．アンカー手段がワイヤーの末端部に
形成された波型を備える実施態様２０の方法。
【００６８】２６．金属がニチノールを含む実施態様２
０の方法。
【００６９】２７．波型が方形波を含む実施態様２５の
方法。
【００７０】２８．波型がサイン波を含む実施態様２５
の方法。
【００７１】２９．波型が歯車波形を含む実施態様２５
の方法。
【００７２】３０．導電ワイヤー手段が弾性係数約７.
０×１０4ｋｇ／ｃｍ2（約１×１０6ｐｓｉ）から約１.
１×１０5ｋｇ／ｃｍ2（約１.６×１０6ｐｓｉ）を有す
る低弾性係数の生体融和性金属の単フィラメントを備え
る実施態様２０の方法。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の心臓整調用ワイヤーの斜視図である。
【図２】例１において使用された本発明の心臓整調用ワ
イヤーのアンカー手段の平面図である。
【図３】本発明の心臓整調用ワイヤーのアンカー手段の
３次元式実施例の斜視図である。
【図４】哺乳動物の心臓内に設置された本発明の心臓整
調用ワイヤーを示す連続図面である。
【図５】哺乳動物の心臓内に設置された本発明の心臓整
調用ワイヤーを示す連続図面である。
【図６】外科針と整調用ワイヤーの細くされた末端との
接続を示すワイヤーの実施例の斜視図である。
【図７】ニチノール及びタイプ３１６ステンレス鋼の引
張り曲線の比較を示すグラフである。
【図８】本発明の整調用導線の種々のアンカー形状を示
す。
【符号の説明】
１０ 心臓整調用導線 ２０ ワイヤー ３５ アンカー手段 ４０ 針 ６０ 電極針 ８０ 心臓整調用／監視用装置
フロントページの続き (72)発明者 テイモシー・エイ・サーデリス アメリカ合衆国ニユージヤージイ州 08873サマーセツト・オールドレインハ イウツド（番地なし) (72)発明者 レオン・ケイ・スタングリーズ アメリカ合衆国ニユージヤージイ州ミド ルセツクス・フルトンストリート400 (72)発明者 トーマス・エイ・アスタリタ アメリカ合衆国ニユージヤージイ州 08822フレミントン・ユウイングドライ ブ７ (56)参考文献 特開 平２−65875（ＪＰ，Ａ) 仏国特許出願公開2670116（ＦＲ，Ａ １) 米国特許4010756（ＵＳ，Ａ) 米国特許4633880（ＵＳ，Ａ) 国際公開91／8005（ＷＯ，Ａ１) 国際公開92／15363（ＷＯ，Ａ１) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61N 1/05

Claims (3)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 約１４０６００ｋｇ／ｃｍ2（約２００
    ００００ｐｓｉ）より小さな弾性係数を有する低弾性係
    数で生体融和性金属の単フィラメントを備えた導電ワイ
    ヤー手段であって、前記ワイヤー手段が手元側端部と末
    端とを有する導電ワイヤー手段; 哺乳動物の心臓内に整調用導線を固定するために効果的
    な前記ワイヤー手段の末端に形成されたアンカー手段； 前記ワイヤー手段の末端に取り付けられた外科針手段;
    及び前記ワイヤー手段の手元側端部に導電的に取り付け
    られた電極手段を備えた心臓整調用導線。
  2. 【請求項２】 約１４０６００ｋｇ／ｃｍ2(約２０００
    ０００ｐｓｉ)より小さな弾性係数を有する低弾性係数
    で生体融和性金属の単フィラメントを備えた導電ワイヤ
    ー手段であって、前記ワイヤー手段が手元側端部と末端
    とを有する導電ワイヤー手段;及び哺乳動物の心臓内に
    整調用導線を固定するために効果的な前記ワイヤー手段
    の末端に形成されたアンカー手段； を備えた心臓整調用ワイヤー。
  3. 【請求項３】 約１４０６００ｋｇ／ｃｍ 2 （約２００
    ００００ｐｓｉ）より小さな弾性係数を有する低弾性係
    数で生体融和性金属の単フィラメントを備え、手元側端
    部と末端とを有する導電ワイヤー手段であって、少なく
    とも部分的に電気絶縁性物質で被覆されており、その末
    端は被覆されていない導電ワイヤー手段; 哺乳動物の心臓内に整調用導線を固定するために効果的
    な前記ワイヤー手段の末端に形成されたアンカー手段； 前記ワイヤー手段の末端に取り付けられた外科針手段で
    あって、末端に突き刺し用先端を、手元部に上記ワイヤ
    ー手段の末端を受け入れる凹所を有する湾曲した外科針
    からなる外科針手段;及び 前記ワイヤー手段の手元側端
    部に導電的に取り付けられた電極手段であって、その電
    極手段は、一端に突き刺し用先端を、他端に導電ワイヤ
    ー手段の手元側端 部を受け入れる凹所を有する電極針か
    らなっており、その電極針はさらに上記突き刺し用先端
    が針本体から破断され得るように刻線手段を有してい
    る、電極手段、 を備えた心臓整調用導線。
JP25650993A 1992-09-18 1993-09-20 心臓整調用導線 Expired - Fee Related JP3456663B2 (ja)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US07/947,207 US5350419A (en) 1992-09-18 1992-09-18 Cardiac pacing lead
US947207 1992-09-18

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH07289647A JPH07289647A (ja) 1995-11-07
JP3456663B2 true JP3456663B2 (ja) 2003-10-14

Family

ID=25485732

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP25650993A Expired - Fee Related JP3456663B2 (ja) 1992-09-18 1993-09-20 心臓整調用導線

Country Status (6)

Country Link
US (1) US5350419A (ja)
EP (1) EP0589633B1 (ja)
JP (1) JP3456663B2 (ja)
AU (1) AU665273B2 (ja)
BR (1) BR9303838A (ja)
DE (1) DE69327695T2 (ja)

Families Citing this family (87)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5411613A (en) * 1993-10-05 1995-05-02 United States Surgical Corporation Method of making heat treated stainless steel needles
US5527358A (en) * 1994-01-21 1996-06-18 Medtronic, Inc. Temporary medical electrical lead
US5876429A (en) * 1995-06-07 1999-03-02 Intermedics, Inc. Methods and devices for in vivo repair of cardiac stimulator leads
US5716392A (en) * 1996-01-05 1998-02-10 Medtronic, Inc. Minimally invasive medical electrical lead
DE19611777C2 (de) * 1996-03-14 2001-09-27 Biotronik Mess & Therapieg Anordnung zur elektrischen Kontaktierung
US5792217A (en) * 1996-06-28 1998-08-11 Medtronic, Inc. Temporary bipolar heart wire
US5730732A (en) * 1996-12-04 1998-03-24 Ethicon, Inc. Non-magnetic stainless steel surgical needle
EP0855196A1 (de) * 1997-01-28 1998-07-29 Sulzer Osypka GmbH Defibrillationselektrode
US6613059B2 (en) 1999-03-01 2003-09-02 Coalescent Surgical, Inc. Tissue connector apparatus and methods
US6641593B1 (en) * 1998-06-03 2003-11-04 Coalescent Surgical, Inc. Tissue connector apparatus and methods
US6387060B1 (en) * 1998-06-17 2002-05-14 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Composite radiopaque intracorporeal product
US6360130B1 (en) 1998-09-30 2002-03-19 Medtronic, Inc. Temporary bi-polar heart wire
US6620192B1 (en) * 1999-03-16 2003-09-16 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Multilayer stent
US6304786B1 (en) 1999-03-29 2001-10-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead with dissolvable coating for improved fixation and extraction
US6183512B1 (en) * 1999-04-16 2001-02-06 Edwards Lifesciences Corporation Flexible annuloplasty system
US6256543B1 (en) 1999-05-17 2001-07-03 Paul A. Spence Temporary pacemaker lead
US6306132B1 (en) 1999-06-17 2001-10-23 Vivant Medical Modular biopsy and microwave ablation needle delivery apparatus adapted to in situ assembly and method of use
US6330481B1 (en) * 1999-10-04 2001-12-11 Medtronic Inc. Temporary medical electrical lead having biodegradable electrode mounting pad
JP5090600B2 (ja) * 2000-02-18 2012-12-05 トーマス ジェイ． フォガーティー， 正確に組織に印を付けるための改善されたデバイス
US6722371B1 (en) 2000-02-18 2004-04-20 Thomas J. Fogarty Device for accurately marking tissue
US6397108B1 (en) 2000-04-03 2002-05-28 Medtronic Inc. Safety adaptor for temporary medical leads
US6746446B1 (en) 2000-08-04 2004-06-08 Cardima, Inc. Electrophysiological device for the isthmus
GB2370776B (en) * 2000-09-13 2004-10-13 Neoventa Medical Ab Fetal scalp electrode
US7976648B1 (en) * 2000-11-02 2011-07-12 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Heat treatment for cold worked nitinol to impart a shape setting capability without eventually developing stress-induced martensite
US6602272B2 (en) * 2000-11-02 2003-08-05 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Devices configured from heat shaped, strain hardened nickel-titanium
US20100125329A1 (en) * 2000-11-02 2010-05-20 Zhi Cheng Lin Pseudoelastic stents having a drug coating and a method of producing the same
US20060086440A1 (en) * 2000-12-27 2006-04-27 Boylan John F Nitinol alloy design for improved mechanical stability and broader superelastic operating window
US6855161B2 (en) 2000-12-27 2005-02-15 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Radiopaque nitinol alloys for medical devices
US6569194B1 (en) * 2000-12-28 2003-05-27 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Thermoelastic and superelastic Ni-Ti-W alloy
US6551341B2 (en) * 2001-06-14 2003-04-22 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Devices configured from strain hardened Ni Ti tubing
US7175655B1 (en) * 2001-09-17 2007-02-13 Endovascular Technologies, Inc. Avoiding stress-induced martensitic transformation in nickel titanium alloys used in medical devices
US6878147B2 (en) 2001-11-02 2005-04-12 Vivant Medical, Inc. High-strength microwave antenna assemblies
US6745079B2 (en) 2001-11-07 2004-06-01 Medtronic, Inc. Electrical tissue stimulation apparatus and method
US6941174B2 (en) * 2001-12-31 2005-09-06 Ethicon, Inc. Temporary pacing wire having a constrained anchor and method of producing same
US20030153845A1 (en) * 2002-02-11 2003-08-14 Jeremy Emken Centering brachytherapy catheter
US6752767B2 (en) 2002-04-16 2004-06-22 Vivant Medical, Inc. Localization element with energized tip
US7197363B2 (en) 2002-04-16 2007-03-27 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna having a curved configuration
US7010337B2 (en) * 2002-10-24 2006-03-07 Furnary Anthony P Method and apparatus for monitoring blood condition and cardiopulmonary function
DE10316177B4 (de) * 2003-04-10 2007-05-31 Cardiac Pacemakers, Inc., St. Paul Herzschrittmacher-Elektrodenanordnung
US20040215283A1 (en) * 2003-04-23 2004-10-28 Antoine Camps Electrical stimulation of the colon to treat chronic constipation
US7942892B2 (en) 2003-05-01 2011-05-17 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Radiopaque nitinol embolic protection frame
JP4015582B2 (ja) * 2003-05-09 2007-11-28 ニスカ株式会社 画像形成装置
US7311703B2 (en) 2003-07-18 2007-12-25 Vivant Medical, Inc. Devices and methods for cooling microwave antennas
US7184842B2 (en) * 2003-08-08 2007-02-27 Medtronic, Inc. Medical electrical lead anchoring
US7187982B2 (en) * 2003-08-08 2007-03-06 Medtronic, Inc. Medical electrical lead anchoring
US20050137672A1 (en) * 2003-10-24 2005-06-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Myocardial lead
US7499759B2 (en) * 2003-10-24 2009-03-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Distal or proximal fixation of over-the-tether myocardial leads
US20090198096A1 (en) * 2003-10-27 2009-08-06 Paracor Medical, Inc. Long fatigue life cardiac harness
US7455738B2 (en) * 2003-10-27 2008-11-25 Paracor Medical, Inc. Long fatigue life nitinol
WO2006009569A1 (en) * 2004-06-16 2006-01-26 Wojciechowicz Michael T Electrical connector to terminate, insulate and environmentally isolate a temporary cardiac pacing wire
US20060253181A1 (en) * 2005-05-05 2006-11-09 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Lead insertion tool
WO2006127509A2 (en) 2005-05-20 2006-11-30 Mayo Foundation For Medical Education And Research Devices and methods for reducing cardiac valve regurgitation
US20060271136A1 (en) * 2005-05-24 2006-11-30 Wojciechowicz Michael T Electrical connector to terminate, insulate and environmentally isolate multiple temporary cardiac pacing wires
WO2007022192A2 (en) * 2005-08-15 2007-02-22 Synecor, Llc Electrodes for implantable medical devices
US7546165B2 (en) * 2005-12-19 2009-06-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Interconnections of implantable lead conductors and electrodes and reinforcement therefor
US8038803B2 (en) 2006-03-07 2011-10-18 Abbott Laboratories Method of descaling metallic devices
US7899555B2 (en) 2006-04-11 2011-03-01 Pacesetter, Inc. Intrapericardial lead
US20080046059A1 (en) * 2006-08-04 2008-02-21 Zarembo Paul E Lead including a heat fused or formed lead body
US7917229B2 (en) 2006-08-31 2011-03-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead assembly including a polymer interconnect and methods related thereto
US8068921B2 (en) 2006-09-29 2011-11-29 Vivant Medical, Inc. Microwave antenna assembly and method of using the same
EP2134413B1 (en) 2007-03-19 2016-09-21 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Methods and apparatus for fabricating leads with conductors and related flexible lead configurations
EP2705874B1 (en) 2007-03-19 2016-09-28 Boston Scientific Neuromodulation Corporation MRI and RF compatible leads
US8500787B2 (en) * 2007-05-15 2013-08-06 Abbott Laboratories Radiopaque markers and medical devices comprising binary alloys of titanium
US8500786B2 (en) * 2007-05-15 2013-08-06 Abbott Laboratories Radiopaque markers comprising binary alloys of titanium
US8086324B1 (en) 2007-09-27 2011-12-27 Pacesetter, Inc. Intrapericardial lead with distal region configured to optimize lead extraction
US8292880B2 (en) 2007-11-27 2012-10-23 Vivant Medical, Inc. Targeted cooling of deployable microwave antenna
US8219209B2 (en) 2008-08-15 2012-07-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical lead having reduced dimension tubing transition
US8996134B2 (en) 2008-11-07 2015-03-31 W. L. Gore & Associates, Inc. Implantable lead
US8364281B2 (en) * 2008-11-07 2013-01-29 W. L. Gore & Associates, Inc. Implantable lead
WO2010124177A1 (en) * 2009-04-24 2010-10-28 The Trustees Of The University Of Pennsylvania Multiple-electrode and metal-coated probes
US8996130B2 (en) * 2010-02-23 2015-03-31 Medtronic, Inc. Temporary touch-proof connector for heartwires
US8527069B2 (en) * 2010-05-11 2013-09-03 Texas Heart Institute Sternal closure wire for sensing and therapeutic energy delivery
US8700182B2 (en) 2011-03-09 2014-04-15 Fady S. Wanna Medical pacing wires
US8532791B2 (en) 2011-03-09 2013-09-10 Fady S. Wanna Medical pacing wires
US8972027B2 (en) 2011-07-19 2015-03-03 Shalom MANOVA Implantable medical device including electrode element, anchoring element and elastic element
EP2559453B1 (fr) * 2011-08-18 2014-07-16 Sorin CRM SAS Sonde de stimulation multizone d'une cavité gauche du coeur, implantable dans le réseau coronarien
WO2014106834A1 (en) 2013-01-01 2014-07-10 Manova Shalom Temporary implantable lead
DE102013200151A1 (de) 2013-01-08 2014-07-10 AdjuCor GmbH Herzunterstützungsvorrichtung mit Markierungen
US9220824B2 (en) 2013-01-08 2015-12-29 AdjuCor GmbH Implanting cardiac devices
DE102013200148A1 (de) * 2013-01-08 2014-07-10 AdjuCor GmbH Steckersystem für eine Herzunterstützungsvorrichtung
WO2016100948A1 (en) 2014-12-19 2016-06-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical lead anchoring
US10478618B2 (en) 2015-03-05 2019-11-19 Bradley D. Vilims Adjustable length tension sleeve for electrical or thermal stimulation device
US9802037B2 (en) * 2015-03-05 2017-10-31 Bradley D. Vilims Tension loop for a spinal cord stimulator
US20200188656A1 (en) * 2016-12-20 2020-06-18 Nanjing Xin Pai Medical Technology Co., Ltd. Cardiac pacing current-providing wire, unit and device
US11033735B2 (en) 2017-02-08 2021-06-15 Ian Nolan Hess Pacer wire management devices and methods
GB2563440B (en) * 2017-06-16 2019-06-05 Cardiaccs As Securing a sensor at the heart
CN114042247A (zh) * 2021-02-24 2022-02-15 程功 一种能够防止滑脱的心脏起搏器导线

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4010756A (en) 1975-02-14 1977-03-08 Ethicon, Inc. Heart pacer lead wire with break-away needle
US4633880A (en) 1984-04-06 1987-01-06 Peter Osypka Surgical electrode
FR2670116A1 (fr) 1990-12-06 1992-06-12 Ethnor Electrode, notamment electrode temporaire pour le cóoeur.

Family Cites Families (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4341226A (en) * 1980-09-22 1982-07-27 Medtronic, Inc. Temporary lead with insertion tool
US4630617A (en) * 1980-10-09 1986-12-23 American Cyanamid Company Heart pacer lead wire with pull-away needle
US4566467A (en) * 1984-06-20 1986-01-28 Cordis Corporation Electrical connection between coiled lead conductor and lead tip electrode
US5086787A (en) * 1989-12-06 1992-02-11 Medtronic, Inc. Steroid eluting intramuscular lead
US5147370A (en) * 1991-06-12 1992-09-15 Mcnamara Thomas O Nitinol stent for hollow body conduits

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4010756A (en) 1975-02-14 1977-03-08 Ethicon, Inc. Heart pacer lead wire with break-away needle
US4010756B1 (ja) 1975-02-14 1983-11-29
US4633880A (en) 1984-04-06 1987-01-06 Peter Osypka Surgical electrode
FR2670116A1 (fr) 1990-12-06 1992-06-12 Ethnor Electrode, notamment electrode temporaire pour le cóoeur.

Also Published As

Publication number Publication date
JPH07289647A (ja) 1995-11-07
AU4758993A (en) 1994-03-24
AU665273B2 (en) 1995-12-21
EP0589633A2 (en) 1994-03-30
DE69327695D1 (de) 2000-03-02
BR9303838A (pt) 1994-04-26
US5350419A (en) 1994-09-27
EP0589633A3 (en) 1995-12-27
DE69327695T2 (de) 2000-06-21
EP0589633B1 (en) 2000-01-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP3456663B2 (ja) 心臓整調用導線
US5792217A (en) Temporary bipolar heart wire
JP2601761B2 (ja) 電気的医療用リード
US6360130B1 (en) Temporary bi-polar heart wire
EP1984072B1 (en) Device for removing lumenless leads
CA2070514C (en) Insertion and tunneling tool for a subcutaneous wire patch electrode
CA1062339A (en) Surgical electrode
US7651503B1 (en) Endocardial lead cutting apparatus
US5769858A (en) Locking stylet for extracting implantable lead or catheter
JP4620679B2 (ja) 心筋リード取付けシステム
US8712553B2 (en) Means to securely fixate pacing leads and/or sensors in vessels
US20110251661A1 (en) Lead fixation and extraction
US20060184222A1 (en) Medical electrical lead with interchangeable fixation member
US20030028232A1 (en) Method of lmplanting a medical electrical lead
US7239923B1 (en) Lead having varying stiffness and method of manufacturing thereof
EP0049780B1 (en) Heart pacer lead wire with pull-away needle
US20070239249A1 (en) Lead having varying stiffness and method of manufacturing thereof
JP7059463B2 (ja) サークラージペースメーカーリード
US8996130B2 (en) Temporary touch-proof connector for heartwires
US20020198581A1 (en) Pacemaker electrode
US20220152381A1 (en) Leadless Pacemaker Device and Method of Use Thereof
US20240009467A1 (en) Implantable medical device, method for attaching an electrode, a set and a use of an implantable medical device
WO2024102907A1 (en) Expanding temporary pacing lead
WO2009042250A1 (en) Left-ventricular lead fixation device in coronary veins

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080801

Year of fee payment: 5

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees