JP6104537B2

JP6104537B2 - 冠状静脈網に植込み可能な左心腔用のマルチエリアペーシングリード

Info

Publication number: JP6104537B2
Application number: JP2012181256A
Authority: JP
Inventors: オリビエジャン−フランソワ; アンセルムフレデリック; シャンニコラス
Original assignee: Sorin CRM SAS
Current assignee: Sorin CRM SAS
Priority date: 2011-08-18
Filing date: 2012-08-18
Publication date: 2017-03-29
Anticipated expiration: 2032-08-18
Also published as: US9216283B2; US20130046370A1; EP2559453B1; EP2559453A1; JP2013056150A

Description

関連出願

本件出願は、発明の名称を「冠状静脈網に植込み可能な左心腔用のマルチエリアペーシングリード」とし、２０１１年８月１８日付けで出願された仏国特許出願第１１／５７３９４号の優先日の利益を主張するものである。

本発明は、１９９０年６月２０日付けの欧州共同体理事会指令９０／３９５／ＣＥＥによって定義される「能動植込み型医療装置」であって、患者の心臓のリズムを継続的に監視し、必要に応じて、心臓刺激、心臓再同期、心臓除細動及び／又は細動除去のための電気パルスを心臓に送る装置を含む装置に関し、さらに詳細には、左又は右の心腔（心室又は心房）を刺激するために心臓の冠状静脈網に植込みされる心臓ペーシングリードに関する。本発明は神経刺激装置にも関する。

心臓の右側の末梢静脈網を介して心内膜リードを植込むのに概して十分である右心腔とは異なり、左心腔への常設リードの植込みは、特に左心室の下流に位置する脳血管系を泡が通過するなど、手術上の大きなリスクを伴う。

周知技術の一例としては、例えば米国特許出願公開第２００９／０２９９４４７号Ａ１明細書に記載されている技術があり、これは心外膜リード電極を刺激対象の心腔に対向する心筋の外壁に取り付けるものである。しかし、左心腔を刺激するための技術としてしばしば使用されており本願において参照される技術は、リードを心腔へと直接導入するのではなく、リードを冠状静脈網に導入する技術である。そのリードは、心外膜の壁に取り付けられて、必要に応じて左心室または左心房に配向される電極を備える。このリードは、１またはそれ以上の電極を介して心筋を刺激するものであり、その電極の位置は、カニューレを挿入した静脈の所定の軌道に依存する。

この種のリードの一例としては、ＳＩＴＵＳＬＶモデルがあり、これはＳｏｒｉｎＣＲＭＳ．Ａ．Ｓ．（フランス国、クラマール）から入手可能であり、欧州特許出願公開第０９９３８４０号Ａ１明細書及びその米国対応である米国特許第６３８５４９２号明細書（双方ともＳｏｒｉｎＣＲＭＳ．Ａ．Ｓ．（旧ＥＬＡＭｅｄｉｃａｌ）に譲渡）に記載されている。また、米国特許出願公開第２００３／０２２０６７７号Ａ１明細書も同じ種類のリードを開示している。

この種のリードは、右心房における冠状静脈洞の開口部から冠状静脈洞に導入される。そしてそのリードは、冠状静脈網に沿って選択された部位へと押し進められて配向される。この処置は、静脈網及びそのアクセス経路の特殊性、すなわちリードが弁や蛇行部分を通過すること、そして選択された冠状静脈内をリードが前進するにつれて静脈の直径が徐々に減少していくこと、を考慮すると、細心の注意を払わなければならない。

リードが目標の静脈に到達すると、外科医は刺激電極の心外膜組織への良好な電気的接触を可能とする満足なペーシング部位を探す。この電気的接触は経時的に生じる様々な変動や応力にもかかわらず維持される必要がある。

これまで、リード本体に沿って複数の電極を設置し、また必要に応じてリード本体に特定の構造を与えることで、受容可能な妥協の可能性を増すことが提唱されてきた。こうして外科医は、電気的及び血行力学的観点から最大の効率性を提供する電極を、リード本体上に設置される様々な電極の中から選択することが可能となる。この種のマルチ電極リードは、例えば欧州特許出願公開第１９３８８６１号Ａ１明細書及びその米国対応である米国特許出願公開第２００８／０１７７３４３号明細書（双方ともＳｏｒｉｎＣＲＭＳ．Ａ．Ｓ．（旧ＥＬＡＭｅｄｉｃａｌ）に譲渡）に記載されている。このリードによって「電子的再位置決め（ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｒｅｐｏｓｉｔｉｏｎｉｎｇ）」として知られる概念の実践が可能となる。「電子的再位置決め」とは、左心室のペーシングリードに沿って配置された、及び／又は右心室のペーシングリードの電極のうちの１つを有する、相異なる電極の間に電場を方向付けし又は再方向付けすることである。この技術により、大きな外科的介入を必要とせずに、患者の皮膚を介したテレメトリを介してジェネレータを再プログラムするだけで、血行力学的挙動（リバース・モデリングなど）の微小な移動又は変化を管理することが可能となる。

この解決手法に代替される手法は、リードの構造の複雑さを増すことである。例えば、電極の数を増加させることで、構成部品の数を増加させ、またそれによって電気的接続の数を増加させることである。またはリード上に設置される様々な電極から選択をなすための多重化回路を用いることである。しかし、これらの代替手法は機械の故障のリスク増大という結果に終わる。

米国特許出願公開第２００９／１５７１３６号Ａ１明細書は、冠状静脈洞に導入される仮のマッピング・カテーテルを用いて、最適なペーシング部位を探す技術を記載する。このカテーテルは、両端が開口した可撓管であるか、またはガイドワイヤである。いずれにしても、このカテーテルは、電気的に独立した複数の遠位端電極を備えており、また前記カテーテルの近位側には、最良の刺激部位を心臓運動に基づくアルゴリズムを用いて識別するためのデータ取得システムへの接続のためのコネクタを備える。そして、ガイドワイヤを用いる場合はオーバー・ザ・ワイヤ（「ＯＴＷ」）技術を用いて、又は仮の誘導針カテーテルを用いる場合は当該仮の導入カテーテルの管腔を通して、４．５〜６フレンチ（１．５〜２ｍｍ）の標準直径を有する常設型の従来周知のマルチ電極リードが、選択された位置に配置される。

左心室ペーシング分野での他の最近の開発は、冠状静脈網内に植込まれる部分の直径を４フレンチ（１．３３ｍｍ）程度に削減することである。リード本体の寸法は、冠状静脈系内へとリードを制御及び誘導して、ある特定の側副静脈内に位置する特定の刺激部位を選択するようにさせる能力と直接関連する要因である。この特定の刺激部位に到達するためには、選択された部位に誘導スタイレットを導入するのに用いる静脈下位選択カテーテルを通常使用する。静脈の選択とスタイレットの導入が済むと、外科医はスタイレット上でリード本体を摺動させることによってリード本体を前進させる。スタイレットは、リード本体が選択された位置に到着するまでリード本体を軸方向に誘導する小直径の支持ガイドワイヤとして機能する（すなわちＯＴＷ技術）。

しかし、上記の解決手法は２つの競合する限界を有することが知られている。すなわち、
・リードの細さという限界（リードの直径はリードが側副静脈の最深部に到達し得るかどうかを左右する）：上記のＳＩＴＵＳＬＶリードの場合、リードの直径は６．６フレンチ（２．２ｍｍ）であり、直径７フレンチ（２．３３ｍｍ）の誘導針を必要とする。
・心外膜の壁に刺激を与えるためになす組織に電極の電気的接触の正確な位置決め及び電極の良好な接触の維持の点での限界。

これまで提案されてきた解決手法はこれら２つの制約の間の妥協であった。例えば、上述の、マルチ電極リードまたは電子的再位置決めの技術によって、前記第２の限界を幾分克服することが可能とはなる。しかしこの技術は、前記第１の限界を増幅させる。なぜなら、電極又は内部導電線及び内部品の増加は必然的にリード本体の直径の増加とリード本体の可撓性の減少をもたらし、蛇行部分におけるリードの通過が困難あるいは不可能にさえなるからである。

本発明は、左心室（又は心房）用の以下のようなペーシングリードを提供することによって上記２つの限界を克服することを目的とする。すなわち、かかるペーシングリードの能動部分は、
・非常に小さい直径を有していて、静脈の全長の活用と、基底領域に存在するすべての静脈の最適利用とを可能にし、
・刺激対象の組織との極めて良好な電気的接触を確実にし、
・さらに重要なことには、刺激領域を増加又は拡張し、同時に、（従来型のリードとは異なり）心外膜の複数の領域への刺激を可能とし、それによって最適な心臓再同期療法（ＣＲＴ）の可能性が向上するのである。

上記３番目の点については、左心室上の多数の刺激点がＣＲＴの質の大幅な向上に関わる要素であることが判明した。

しかし最近の研究は、冠状静脈系に２本のリードを同時に植込むことは極めて困難であることを示している。周知の代替手法としては、リード本体に複数の電極（あるモデルの場合は最大４つの電極）を備えさせることがある。しかし、この種のリードの場合、電子的再位置決めのための電極の選択に必要とされる構成部品や接続が複雑になることから、直径が４フレンチ（１．３３ｍｍ）と比較的大きいものになる。さらに、選択された対の電極の相対的位置は非常に限られており、またこの対の電極は同一の冠状静脈（通常は後外側静脈）に必然的に位置されるものである。

したがって、本発明の目的は、冠状静脈系に植込むペーシングリードであって、直径が非常に小さく刺激の効率性が向上したペーシングリードの新しい構成を提案することである。この新しい構成は、（ｉ）刺激対象領域の拡大によって達成され、（ｉｉ）２つの分離された領域を２つの異なる静脈を介して刺激する能力を有し、（ｉｉｉ）１本のリードの植込みであることによって簡便性が維持される。

本発明の出発点は、冠状静脈系での遠位吻合部がかなりの高い確率で存在すること（典型的には患者集団の６０〜８０％）、すなわち、特定の静脈の端部には他の静脈への通路が存在しており、そのため２つの異なる静脈の遠位端における吻合部を介して当該２つの異なる静脈間の連通の可能性が存在する、という認識である。

本発明の一態様は、マイクロケーブルと、最大２フレンチ（０．６６ｍｍ）の直径を有する可撓要素と、選択された数の「コーティング剥離領域」（電気絶縁素材が除去されているか、電気絶縁素材がマイクロケーブルを覆っていない領域）を除いて施された電気絶縁素材による外側コーティングとを備えるリードであって、前記コーティング剥離領域はその下のマイクロケーブルを露出させており、かくして前記コーティング剥離領域は電気的に接続された刺激電極を形成する。そのため、この種のリードは１本であってもよい。すなわち、第１静脈（以下「往路」静脈と称する）内を通過して、吻合部を通過して、第２静脈（以下「復路」静脈と称する）に至るマイクロケーブルである。

マイクロケーブルの直径が小さくなったことで、これまでは従来技術の常設型の冠状静脈リードの直径が大きかったために到達不可能であった非常に小さい直径の静脈にカニューレを挿入することが可能になった。

一実施形態では、選択された数の電極（コーティング剥離領域）はマイクロケーブル上に分布して２つの異なる組に分類される。第１組の電極は「往路」静脈における刺激部位を画定し、第２組の電極は「復路」静脈における刺激部位を画定する。これら２組の電極は、「往路」静脈の最遠位部分に相当する領域、吻合部領域、そして「復路」静脈の最遠位部分、における単離した中間的長さ部分によって分離される。

このようなマイクロケーブルの電極構成によって、１本のリードのみで、２つの分離された静脈に位置する２つの比較的離れた領域を同時に刺激することが可能となる。これらの領域が離れていること、そして各領域において刺激部位が拡散していることによって、心臓機能の再同期（ＣＲＴ）に際して非常に有益な効果がもたらされる。

一実施形態では、マイクロケーブルは、電極が静脈壁に接触しそれによって電気性能が向上するような予め成形された構成を備えてもよい。

有利には、後述のように、マイクロケーブルを医師に周知の従来技術によって製作し植込むようにすることで、追加的な学習や技術訓練を必要としないようにすることもできる。

好ましい実施形態において、前記「往路」静脈に沿って吻合部分及び前記「復路」静脈を通るようにガイドワイヤを導入することによって、本発明のマイクロケーブルは、従来の方法で前記「往路」静脈にカニューレを挿入するために用いられる。マイクロカテーテルはガイドワイヤ上に沿ってガイドワイヤ端部まで前進する。その後、ガイドワイヤは取り除かれて、それぞれ刺激電極の組を備えた２つの領域を有するマイクロケーブルに置き換えられる。マイクロケーブルがマイクロカテーテル（ここでは誘導針として機能する）の管腔を通って目標位置まで前進すると、マイクロカテーテルは、マイクロケーブルの２つの刺激領域を提供する２組の電極を露出させるのに十分な程度に少なくとも部分的に後退される。前記各刺激領域は前記「往路」及び「復路」静脈のうちいずれか１つにおいて能動である。マイクロカテーテルの継続的な存在が必要でなくなったときは、マイクロカテーテル全体を後退させてもよい。

１つの好ましい実施形態において、本発明は左心室を刺激するために冠状静脈網の静脈内に植込まれる新規なペーシングリードを提供する。このリードは、上述の米国特許出願公開第２００３／０２２０６７７号Ａ１明細書に開示されるように、導電素材で形成される可撓要素であって、前記可撓要素の遠位端において複数のコーティング剥離領域から構成される自由能動部分を備えた可撓要素を具備しており、ここで前記コーティング剥離領域は、冠状静脈系の目標静脈の壁と接触させて電気的に連結された刺激電極のネットワークを形成することを目的としたものである。前記可撓要素は、その近位側において、例えば心臓ペースメーカや心臓再同期装置などの能動植込み型医療装置のジェネレータに連結するコネクタプラグをさらに備える。可撓要素の自由能動部分は、好適には、少なくとも、近位波形部分と、中間部分によって分離された遠位波形部分とを備える。近位波形部分及び遠位波形部分は、前記波形部分が応力無負荷の構成を有している自由状態と、前記波形部分が前記可撓要素を導入する目標静脈によって付加されることがある半径方向応力を受ける展開状態との間で弾性的に変形可能である。

好ましい実施形態において、可撓要素は内部管腔を有さず、直径は約２フレンチ（０．６６ｍｍ）以下であり、前記波形部分の各々の軸方向の長さは、展開状態時において約１〜５ｃｍであり、前記中間部分の軸方向の長さは約５〜２０ｃｍである。

一実施形態では、前記各波形部分の半径方向の全長寸法は、自由状態時において１０〜２５ｍｍである。

一実施形態において、自由状態時の前記各波形部分は、正弦曲線の各半周期の頂部におけるコーティング剥離領域と、前記正弦曲線の遠位側の端部におけるコーティング剥離領域とを備えた正弦曲線の形態を有する。

一実施形態において、マイクロケーブルの自由能動部分のコーティング剥離領域の全体露出表面積は最大で１０ｍｍ２である。

一実施形態では、マイクロケーブルは互いに縒り合わされたまたは編組みされた複数のマイクロワイヤ縒り線で形成される。好適には、前記縒り線の少なくとも何本かは、機械的耐久性のあるＮｉＴｉ又はステンレス鋼などの素材のシースの中に包まれたプラチナ・イリジウム又はタンタルなどの放射線不透性物質の心材であるか、又はその逆の包み方をされた心材を有している。

好ましい実施形態において、リードは、変形可能素材で形成される中空マイクロカテーテルであって、近位端と、遠位端と、両端が開口した中央管腔とを有する中空マイクロカテーテルをさらに具備し、前記マイクロケーブルは前記マイクロカテーテルの全長にわたってまた全長に沿って摺動するように配置されて、展開状態時において、前記マイクロケーブルの遠位端は、中空マイクロカテーテルの遠位端を超えて延在し、前記マイクロカテーテルの遠位端を超えて出現したマイクロケーブルの遠位端は前記自由能動部分を形成する。好適には、前記中空マイクロカテーテルは、その遠位端において、マイクロケーブルとは電気的に接続されていない少なくとも１つの双極刺激電極を備え、より遠位の双極刺激電極はマイクロケーブルの最近位のコーティング剥離領域とは５〜１５ｍｍの間隔を隔てて離間している。一実施形態において、マイクロケーブルの自由能動部分を認識させるために、中空マイクロカテーテルはその遠位端において少なくとも１つの放射線不透過性マーカーを備えてもよい。中空マイクロカテーテルはまた、マイクロケーブルを目標静脈に植込むための誘導針カテーテルとして用いてもよい。

有利には、本発明は、単純な構造を有する（したがって安価に製造でき、最大限の信頼性を有する）リードであって、上述のように構造上及び機能上の複雑さを有するマルチプル電極リードの設計及び使用に関連する上述の２つの限界を克服するリードを提案する。

本発明のさらなる機能、特徴及び利点は、当業者においては、同じ参照符号が同じ構成要素を指す添付図面を参照した本発明の好ましい実施形態の以下の詳細な説明によって明らかになるであろう。

図１は概して、本発明の好ましい実施形態に記載のリードが左心室を刺激するために導入されている心筋と冠状静脈系の大静脈とを示す。図２は図１のリードの端部を示す。図３は、単極ペーシングのための本発明の第２の好ましい実施形態に係るリードのすべての要素を示す。図４ａは、双極ペーシングのための本発明の第３の実施形態に係るリードの変形例を示す。図４ｂは、双極ペーシングのための本発明の第３の実施形態に係るリードの変形例を示す。図５は、図４ｂのリードの１セクションの上面斜視図を示す。

図１〜５を参照しつつ、本発明のリードの様々な実施形態を説明する。図１は概して、心筋と、本発明のリードが左心室を刺激するために導入される冠状静脈系の大血管とを示す。符号１０は概して本発明に係るリードを表す。

リード１０は、上大静脈と、右心房と、冠状静脈洞の静脈のＣＳ入口部とを介して、心臓内冠状静脈系に植込まれる。冠状静脈系は大心臓静脈（「ＧＶＣ」）からいくつかの分枝に分かれ、その分枝は後外側静脈（「ＶＰＬ」）と側脈（「ＶＬ」）と前外側静脈（「ＶＡ」）と後静脈（「ＶＰ」）とを含む。

リード１０は、好適には、前外側静脈ＶＡに導入されて、静脈ＶＡの多数の部位から左心室を刺激するための第１組の複数の刺激電極１４を搭載するマイクロケーブル１２（その遠位部分が図２において単独で図示されている）を備える。リード１０は、リード１０の近位領域においてマイクロカテーテル１８をさらに備え、図ではリード１０の遠位部分が冠状静脈洞及び大心臓静脈ＧＶＣに入り前外側静脈ＶＡの出口部に至る様子を示す。

好ましい実施形態において、マイクロケーブル１２は、他の静脈、例えば後外側静脈ＶＰＬから、前外側静脈ＶＡと後外側静脈ＶＰＬとを接続する吻合部２２による連通を介して左心室を刺激するための第２組の複数の電極１６を、電極１４から離れたところで、さらに備える。マイクロケーブル１２は、吻合部２２と交差し、そして２つの静脈ＶＡ及びＶＰＬの、好適には電極を有しない中間部分２０沿いのより遠位の領域と交差する。

この構成によって、前記静脈のいずれか１つ沿いのいくつかの箇所において左心室を刺激することが可能になり（電極１４または１６の数が増えたことによる）、その上、２つの比較的離れた領域、すなわち２つの異なる静脈の近位領域に配置された第１組の電極１４の領域と第２組の電極１６の領域のそれぞれに刺激を与えることも可能となる。前記２つの異なる静脈の近位領域の内部で左心室刺激用の従来型のリードを安定化させたり固定したりすることは、これらの静脈の開口部の直径が大きかったことから、困難であった。

マイクロケーブル１２の直径は最大で２フレンチ（０．６６ｍｍ）、典型的には約０．５〜２フレンチ（０．１６〜０．６６ｍｍ）である。マイクロケーブル１２は、有利には、ニチノール（ＮｉＴｉ合金）またはＭＰ３５ＮＬＴ鋼など、極度の耐久性及び耐疲労性という主要な利点を有する素材で構成される。この素材はまた、露出電極において必須の耐腐食性も有する。

図５を参照すると、好ましい実施形態において、マイクロケーブル１２の構造は、互いに編組みされた複数のマイクロワイヤ縒り線５１で形成されたケーブルを備える。ここで、耐腐食性及び耐疲労性という二重の要件への対応を最適化するため、マイクロワイヤ縒り線５１は、ＭＰ３５ＮＬＴ鋼またはニチノールの厚みによって包まれたプラチナ・イリジウムの心材、あるいはその逆の包み方をされた心材であるのが好適である。

アセンブリは絶縁素材５２でコーティングや被覆をされてもよい。絶縁層の必要な厚さは、良好な電気的絶縁を提供するのに十分な厚さ、例えば０．１ｍｍを上回る厚さであり、この点は当業者が十分に理解するところである。一実施形態において、前記コーティングはパリレン（例えばパリレンＣ）の薄い層によって形成することとしてもよい。この実施形態において、マイクロケーブル１２に沿って所望の位置において、例えばプラズマアブレーションによって、コーティングが剥離され、すなわち前記コーティングの多かれ少なかれ複雑な開口部が設けられる。このコーティング剥離領域５３は電気的能動部分（電極）１４、１６を形成する。電気性能を向上させるために、この能動部分５３を例えば窒化チタンでさらにコーティングしてもよい（図示せず）。

他の実施形態において、コーティングはポリウレタン管で形成してもよく、前記管がマイクロケーブル１２を覆うように置かれるとき、前記ポリウレタン管の内部では、電極１４、１６の能動領域５３の位置に設けられた穴部によってコーティング剥離領域が形成される。この実施形態において、前記管に形成された前記孔部は、その下のマイクロワイヤ縒り線５１を露出させるコーティング剥離領域５３を提供する。

さらに他の実施形態において、コーティングは、ＰＥＴ（ポリエチレンテレフタレート）、フッ素重合体、ＰＭＭＡ（ポリメチルメタクリレート）、ＰＥＥＫ（ポリエーテルエーテルケトン）、ポリイミド、またはその他の適切な同様の素材から形成される１またはそれ以上の層から形成してもよい。

この種のマイクロケーブルの構造は、内部管腔を有さない構造であって、互いに編組みされたいくつかのマイクロワイヤを有する構造であり、（心臓の動きに対する）耐久性と、植込みに関連する圧迫と腐食に対する耐性とを有する構造である。

この型式のマイクロケーブルとマイクロワイヤは、例えば米国インディアナ州フォートウェインのＦｏｒｔＷａｙｎｅＭｅｔａｌｓＩｎｃから市販されており、医療分野で、特に細動除去導電体製造用に使用されてきたことが知られているが、しかし本発明とは異なる素材の配置である。これらの従来周知の用途において、その構造は、各縒り線が、鋼層でコーティングされた銀の心材（導電率向上のため）を備えている縒り線構造である。これらの従来技術のマイクロ構造は、単離していると否とに関わらず、古典的構造のマルチ管腔のリード本体に組み込まれる。

本発明の他の実施形態において、マイクロケーブル１２を、１ｘ７型のマルチ・マイクロワイヤ構造の中心に配置されたプラチナ・イリジウムワイヤの周囲で編組みされた上述のマイクロワイヤから構成して、その後、より壊れやすいプラチナ・イリジウムの縒り線をより耐久性の高い外部縒り線で巻き付ける構造としてもよい。

さらに別の実施形態では、プラチナ・イリジウムはタンタルなどいかなる放射線不透過性素材と置き換えてもよい。

コーティング露出電極１４、１６のコーティング剥離部分は、一連の個々の電極を形成し、前記一連の個々の電極は、好適には少なくとも２組の電極として設計され、直列に接続されて静脈壁との接触点を増やす電極アレイを構成する。このことにより、冠状静脈系のしたがって左心室のいくつかの点において刺激エネルギーのマルチエリア伝播が確保される。

個々の電極の表面積は、好適には最大で１ｍｍ^２であり、これにより比較的多数の電極を設けることが可能となるが、累積の総表面積は約１０ｍｍ^２を超えない。累積の総表面積が小さいことに伴い、刺激の生理的有効性及びより少ないエネルギー消費という「高電流密度」型リードの利点が提供される。またその一方で、これらの電極の数が増加して、これらの電極が波形の頂部に位置されることによって、電極１４、１６の興奮組織との物理的そしてそれゆえ電気的な接触の機会が最大化する。

図２を参照すると、マイクロケーブル１２の遠位部分の好適な構成が示されている。例えば２つの波形部分２４、２６が正弦曲線の１周期の形態で図示されている。これら２つの波形部分２４、２６はそれぞれ、２つの刺激領域に対応する。すなわち、一方で前外側静脈ＶＡにおける第１組の電極１４、他方で後外側静脈ＶＰＬの第２組の電極１６である。

なお、本実施例においては２つの波形部分を示しているが、各静脈の単一の領域への刺激の代わりに１つの及び／またはその他の静脈のいくつかの領域への刺激が好適である場合には、例えば２つよりも多くの数の波形部分を設けてもよいことに留意されたい。同様に、この図示された実施例では各波形部分につき３つの電極、それゆえ各領域について３つの刺激箇所を示しているが、それに限定されるものではなく、これらの領域のそれぞれにつき３つよりも少ないまたは多い数の電極を設けることもできる。また、各組の電極が同数の電極を備えている必要がないことも理解されるべきである。

好適には、各波形部分２４、２６の波形部分は自由状態のマイクロケーブルに与えられた前形状であり、例えば、約３０ｍｍの正弦曲線の１周期の長さｘと、約１０〜２５ｍｍの半径方向の総振幅ｙとを有する。これに限定されるものと理解されるべきではない本明細書に記載の実施例において、前記２つの部分２４、２６は共通平面において延在する２つの波形を形成する。しかしあるいは、前記波形部分２４、２６の波形が空間の三次元に延在する構造を形成することもできる。ここで各波形部分２４、２６は典型的には所与の面において約２５ｍｍの三次元エンベロープとして延在する。

前記２つの波形部分２４、２６は、長さＬが好適には約５〜１５ｃｍである中間部分２０によって分離される。

本明細書に記載の実施例において、電気的に単離された中間部分２０は、波形ではなくて直線として表される。あるいは、中間部分２０に波形または適切な前形状を与えて、吻合部の直径の減少した部分を通過してもマイクロケーブル１２を保持するよう局所的に促させることもできる。

マイクロケーブル１２の弾性の結果として、図１に示す構成において図示されるように、波形部分２４、２６の前形状は冠状静脈系の静脈を通過する際に生じる半径方向応力によって変形され得る。この前形状が、電極１４、１６の組織との接触を促し、それによって電極１４、１６の電気性能の向上を促すバイアスを提供するものと理解されるべきである。

好適には、図２において「Ａ」との記号のある詳細な図示においてより具体的に示されるように、電極１４、１６は正弦曲線の各半周期の頂部に配置される。

有利なことに、単純な構造――マイクロケーブルが単離し、時折コーティングが剥離された領域が電極を形成する――によって、電極を正弦曲線の頂部に配置することが、困難を何ら伴わずに可能となる。このような配置は、従来型の冠状静脈リード構造を用いた場合には実現がはるかに困難であった。実際のところ、最大限の湾曲を有するこれらの領域は、先験的に言って、作動中の応力が最も多い領域である。そしてこのことにより、従来型のリードの製造業者は概してピークとピークとの中間に電極を配置することになるのであるが、その領域は電極が静脈壁との良好な電気的接触をなすにはあまり好ましくはない。

さらに、電極１４、１６の露出部分のこうした配置によって、電極をセクターに分割する可能性が現われる。換言すると、これを確実にするために、断面で見るとき、電極はマイクロケーブルの外面全体の周囲に延在するのではなく、湾曲の外層の側に位置する角度セクター上、すなわち電極が接触して作用を及ぼす組織と対向する表面上にのみ延在する。かくして、上述の利点を伴いつつ、マイクロケーブル１２の湾曲の内側をコーティングによって単離させて刺激電極の表面積を最小とすることが可能となる。

好ましい実施形態において、電極１４、１６は正弦曲線の周期の遠位側の端部にも配置される。実際のところ、別の実施形態においては、正弦曲線の周期の近位端に配置される第４の電極も各組の電極内に存在する。

図３を参照すると、リードのすべての要素が示されており、ここでマイクロケーブル１２はマイクロカテーテル１８に収納されている。マイクロケーブル１２の近位部分３０は、コネクタ３２から延在しており、このコネクタは、先験的に言うと、ＩＳ−１規格などの適切な工業規格に従って製造され、工場で組み立てられている。

本発明に係るリード１０の適切な植込み技術を以下に詳述する。まず外科医は、冠状静脈洞の開口部に到達するための主カテーテルと、目標静脈への到達を可能にする静脈系の経路を蛍光透視法によって選択するための下位選択カテーテルとを用いる。その後、リード１０が好適には、ガイドワイヤを形成する非常に細いスタイレットを用いて従来のＯＴＷ技術に従って植込みされ、前記スタイレットは、外傷を生じさせない終端部であって、穿孔の重大なリスクなしに冠状静脈系の血管内への前記スタイレットの直接の導入を許容する、可撓性が非常に高い終端部をその遠位端に備えている。

マイクロケーブルの追跡性能に関して言うと、例えばマイクロケーブルの近位端からの弱いトルク伝達及び押し圧力性能、そして高い可撓性は、「往路」及び「復路」静脈への直接のカニューレ挿入を許容しない特性である。かくして、まずガイドワイヤ（図示せず）を導入して、その後にマイクロカテーテル１８を導入することが重要である。

この目的のため、外科医は、特定の側副静脈を選択するために、ガイドワイヤを下位選択カテーテルに導入して、冠状静脈系の中にガイドワイヤを押し込んで前進させる。本発明の場合、特定の側副静脈とは、選択された「往路」静脈（ここでは好適には前外側静脈ＶＡ）、その後、吻合部２２、そして選択された「復路」静脈（ここでは好適には後外側静脈ＶＰＬ）であり、そしてガイドワイヤを前記選択された「復路」静脈に通す。

その後、外科医は、マイクロカテーテル１８をガイドワイヤ上に置き、ガイドワイヤ上でかつガイドワイヤ沿いにマイクロカテーテル１８を摺動させて前進させ、ガイドワイヤの先端に到達させる。その後、ガイドワイヤを取り除く。ガイドワイヤを除去した後、マイクロケーブル１２をマイクロカテーテル１８の近位端からマイクロカテーテル１８の管腔に導入して、マイクロカテーテル１８の全長にわたってマイクロケーブル１２を押し込む。その後、波形部分２４、２６及び電極１４、１６、すなわちマイクロケーブル１２の自由能動部分を露出させるのに少なくとも十分な距離分だけマイクロカテーテル１８を移動させる。（例えば図１、３、４ａ、４ｂを参照）。さらに詳細には、このことにより、２組の電極１４、１６がそれぞれの選択された刺激部位に配置された図１に示す構成が達成される。

静脈へのカニューレ挿入に関するこれらの工程は既にこの植込み技術の専門家によって広く実施されており、そのため本発明に係るリードの植込みには何らの新しい操作技術も追加的な特殊技術も必要とはされないことは、当業者に理解されるところであろう。

本発明は、構成要素の直径が非常に小さいにもかかわらず、ガイドワイヤとマイクロカテーテル、そして組立ての単純さと構造安定性の組合せを採用した結果としてマイクロケーブルの最適配置を可能にするものであることが理解されるべきである。実際のところ、マイクロケーブルの電気導電線は溶接や接着剤による接着など機械的損傷のリスクを示す決定的な接続を含むものではなく、むしろ前記電気導電線は唯一のかつ構造安定的な要素すなわちマイクロケーブルから構成される。

図４ａ及び４ｂは、双極ペーシング用の構成をとった本発明の実施形態の２つの変形例を示す。これらの図において、マイクロカテーテル１８は、特定の導電線３８に個々にまたは集合的に接続されてマイクロケーブル１２から単離した電極３６を備えている。

この接続は接続装置４０を介して実現されるが、この点は例えば本願出願人の仏国特許出願公開第１０５９８４７号明細書（２０１０年１１月２９日）及びその米国対応である米国特許出願公開第２０１２／０１３６４２３号明細書（発明の名称「心内膜からまたは冠状静脈系の静脈から左心室を刺激及び／または細動除去するためのシステム（Ｓｙｓｔｅｍｆｏｒｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎａｎｄ／ｏｒｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎｆｏｒｔｈｅｌｅｆｔｖｅｎｔｒｉｃｌｅｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌｌｙｏｒｆｒｏｍａｖｅｉｎｉｎｔｈｅｃｏｒｏｎａｒｙｓｙｓｔｅｍ）」）に記載されており、本明細書中に参考として援用される。この文書は、シース沿いに延在しリード本体に備えられる電極に接続された他の導電線の電気的導通を確保しつつ、シースすなわち本発明の文脈におけるマイクロカテーテルのマイクロケーブルへの電気的接続及びマイクロケーブルの機械的固定を実施する装置を記載する。

追加電極３６をマイクロカテーテル１８の主要部上に（図４ａ）またはマイクロカテーテル１８の遠位部分２４上に（図４ｂ）配置することとしてもよい。第１の場合、電極３６と電極２４との間に約５〜１０ｃｍの最小間隔Ｌ１が設けられ、第２の場合、約５〜１５ｃｍの１５の最小間隔Ｌ２が設けられる。これらのパラメータは、マイクロカテーテルの部分的除去によって決定される。

このような構成によって、一方で電極３６と、他方で電極１４及び１６との間の双極刺激が可能となる。電極３６が存在しない場合、刺激は、一方でジェネレータのハウジング（図示せず）と、他方で電極１４及び１６との間の単極刺激となる。

双極構成のその他の変形（図示せず）は、共通の小型マルチ管腔シース内において固定及び単離された２つのマイクロケーブルを並置させ、両マイクロケーブルが各々の極においてコネクタ３２に接続されるものである。そのため、マイクロケーブルの外面の一部にわたって絶縁シースを選択的に除去することによって、同一の刺激領域（電極１４または１６の領域）において電極の極性を互い違いに並べることが可能である。同じ原理に基づく四極構成の変形もまた可能である。

当業者においては、前述した実施形態は単に説明の目的のものであり、本発明はこれに限定されることはなく本明細書に記載されている以外の実施形態によっても実施し得ることが理解される。

Claims

患者の左心腔を刺激するために冠状静脈網の目標静脈に植込むためのペーシングリードであって、前記ペーシングリードは、遠位端と、近位端と、導電素材から形成される可撓要素と、前記可撓要素を取り巻く電気絶縁素材のコーティングとを具備し、前記遠位端は、複数の電極１４、１６を備え前記コーティングの複数の分離されたコーティング剥離領域によって形成された自由能動部分を有し、前記電極は、目標静脈の壁に接触するために互いに電気的に接続される第１組の電極を形成し、前記近位端は、ペースメーカや再同期装置などの能動植込み型医療装置のジェネレータに連結するためのコネクタを備え、
・前記自由能動部分は、中間部分（２０）によって分離された近位波形部分（２４）と遠位波形部分（２６）とをさらに備え、
・前記近位波形部分及び遠位波形部分は、半径方向応力が存在しない自由状態と、半径方向応力が存在する展開状態との間で弾性的に変形可能であるとともに、自由状態と展開状態のいずれにおいても波形を呈しており、
・前記可撓要素（１２）は内部管腔を有しておらず、２フレンチ（０．６６ｍｍ）以下の直径を有するマイクロケーブルを備え、
・前記波形部分（２４、２６）の各々の軸方向の長さは展開状態時において１〜５ｃｍであり、前記中間部分の軸方向の長さは５〜２０ｃｍであるとともに、
各前記波形部分（２４、２６）は自由状態時において正弦曲線の１周期の形態を有するペーシングリード。
前記各波形部分（２４、２６）の半径方向の全長寸法は、自由状態時において１０〜２５ｍｍである請求項１に記載のペーシングリード。
前記複数の電極は、前記正弦曲線の各半周期の頂部に配置されたコーティング剥離領域を備える請求項１に記載のペーシングリード。
前記複数の電極は、前記正弦曲線の前記周期の遠位側においてコーティング剥離領域を備える請求項１に記載のペーシングリード。
前記マイクロケーブルの前記自由能動部分の前記複数の電極の全体露出表面積は１０ｍｍ^２を超えない請求項１に記載のペーシングリード。
前記マイクロケーブルは複数のマイクロワイヤ縒り線をさらに備え、前記複数のマイクロワイヤ縒り線の少なくとも何本かは、機械的耐久性のある素材のシースの中に包まれた放射線不透性物質の心材を有し、又はその逆の包み方をされた心材を有する請求項１に記載のペーシングリード。
前記機械的耐久性のある素材はＮｉＴｉ合金又はステンレス鋼である請求項６に記載のペーシングリード。
変形可能素材で形成されて、近位端と遠位端と、前記近位端及び遠位端において開口している中央管腔とを有する中空マイクロカテーテル（１８）をさらに備えるペーシングリードであって、
前記マイクロケーブルは前記マイクロカテーテルの全長にわたってまた前記マイクロケーブルの遠位端を超えて摺動可能であり、
前記マイクロケーブルの一部は、展開状態時において、前記マイクロカテーテルの遠位端を超えて出現して前記自由能動部分を構成する請求項１に記載のペーシングリード。
前記中空マイクロカテーテル（１８）は、前記マイクロケーブルとは電気的に接続されていない少なくとも１つの遠位の双極刺激電極（３６）をさらに備える請求項８に記載のペーシングリード。
前記中空マイクロカテーテルの最遠位の双極刺激電極は、前記マイクロケーブルの最近位の電極とは５〜１５ｍｍの間隔（Ｌ１、Ｌ２）を隔てて離間している請求項９に記載のペーシングリード。