JPH03170171A - 編組電極リード及びカテーテル並びにその使用方法 - Google Patents

編組電極リード及びカテーテル並びにその使用方法

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JPH03170171A
JPH03170171A JP2304177A JP30417790A JPH03170171A JP H03170171 A JPH03170171 A JP H03170171A JP 2304177 A JP2304177 A JP 2304177A JP 30417790 A JP30417790 A JP 30417790A JP H03170171 A JPH03170171 A JP H03170171A
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lead
electrical
braided
catheter
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Steven E Scott
スティーブン・イー・スコット
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Telectronics NV
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    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
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    • A61N1/02—Details
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    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems

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  • Veterinary Medicine (AREA)
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 免旦立豆ヱ 本発明は、埋め込み可能な細動除去器と共に使用するた
めの電極装置に向けられている。特に、埋め込みのため
に胸部の空洞に入り込むことを必要としない電極装置に
向けられている．窪１」え街 今日まで、患者に使用される殆どの埋め込み型細動除去
電極装置は、絶縁された裏装を有する２つの柔軟な金属
編組電極から成っている。いわゆるバッチと言われるこ
れらは、心外膜または心膜（もしくは心臓周囲）の表面
に埋め込まれて置かれ、一般に縫合でもって適所に保持
される。より少ない頻度で用いられる代替的な電極装置
は、心外股または心膜に置かれる１つのバッチ電極、及
び上大静脈（ＳＶＡ）に置かれるカテーテル上に担持さ
れた巻かれた金属のリボン電極を用いている。巻かれた
電極は、「ばね電極」として一般に知られている． 「バッチーバッチ」電極装置及び「ばわ−バッチ」電極
装置の双方は、埋め込むために全身麻酔の下で大手術を
必要とするという欠点を被っている．埋め込むために大
手術を必要としない電極装置は、多くの研究者により現
在研究されている。
このような装置の１つは、多数電極のカテーテルと、皮
下の空間に置かれる任意選択的な外部のバッチ電極とか
ら成る。カテーテルは次の３つの電極を担持する：（１
）遠位の小面積のボタン先端電極；（２）遠位のボタン
のすぐ近位部分に配置される大面積のばね電極；及び（
３）先端に対して或る距離で近位に配置される大面積の
ばね電極．電！｛２＞と電極（３｝との間の空間は、電
極（１）及び（２）が右心室にあって、電極（１）が右
心室先端にあるときに、電極（３）が高い右心房及び／
またはＳＶＣにあるようにされる。
自動埋め込み可能な電気的除細動器、細動除去器（ＡＩ
ＣＤ）のためのカテーテルの電気的接続は、一般に、ベ
ーシング、細動感知及び速度感知に対しては電極（１）
及び（２）を用い、そして、電気的除細動及び細動除去
に対しては電極（２）及び（３）を用いる。
この装置のカテーテルは、以下の欠点を有することが知
られている： ■．カテーテルは電極において「堅固」である。この柔
軟性の欠如は、主に、金属リボンの特性に起因している
。
２．カテーテルは、遠位端に作用固定 機構が無いので、一度埋め込まれると心臓内のその位置
を必ずしも保持しない。能動的な固定が用いられ得るが
、これは鋭い安定性を保証せず、このことはリードがペ
ーシングのためにも用いられる場合には重要である。
３．電極間の間が固定されるので、心 臓内に電極（３）を配置する場合、心臓の大きさの変化
に起因して患者から患者に変わる。このことは、或る患
者においては細動除去の効能を少なくし得る。
４．同じリード体に２つの離れた個別 のショッキングもしくは刺激を行う電極があり、かつ対
向極性の高エネルギ・ショックが担持される場合には絶
縁破壊が生じ得る。
５．大直径の電極の回りでの凝固が報 告されている。
魚処ノヨｌ丞 本発明の主な目的は、心臓にカウンタショック（すなわ
ち電気的除細勤または細動除去ショック）を出力するた
めの大表面面積を有したカテーテルを提供することであ
る． 本発明のもう１つの目的は、精密に制御された場所に電
流を提供する主に皮下使用のためのカテーテルを提供す
ることである。
本発明のもう１つの主な目的は、大表面面積を持った細
動除去電極を含んだ心臓のカテーテルを提供することで
ある。
本発明のもう１つの目的は、柔軟で比較的小さい直径を
有した心臓の細動除去カテーテルを提供することである
． 本発明によれば、電気エネルギ源からのカウンタショッ
クを導通させるために体内に埋め込まれるリードは、長
い円筒形の絶縁物質と、該絶縁物質の部分の回りでしば
りばめする鞘を形成する電気的に導通する編組の第１の
部分と、前記エネルギ源を前記リードに結合するための
電気的結合手段と、メッシュと電気的結合手段とを電気
的に接続するための電気的に絶縁される接続手段と、を
備えている。
本発明によれば、また、心臓のカテーテルは、患者の心
臓にカウンタショックを与えることができるように構戒
される。該カテーテルは、長い絶縁部材と、該部材の一
端における第１の端子手段と、カテーテルの部分に沿っ
て該部材を取り巻く円筒形の編組電極と、を備えている
。該電極は、前記長い部材上に外方に配置される．第１
の電気的接続手段は、前記編組宅極を前記第１の端子手
段に接続する。
編組電極は複数のワイヤ導体を含んでいる。該導体は長
い絶縁部材の回りに螺旋状に巻かれる。
また、本発明によれば、カテーテルは、さらに、第１の
端子手段から最も遠位の絶縁部材の端に先端電極を備え
ている。第２の端子手段、及び前記先端電極手段を該第
２の端子手段に接続するための第２の電気的接続手段が
設けられる。
本発明のもう１つの実施例によれば、リング電極が、先
端電極の近位で絶縁部材を取り巻いている。第３の端子
手段、及び前記リング電極を前記第３の端子手段に接続
するための第３の電気的接続手段もまた設けられる。
これらカテーテルの２つのバージョンもしくは変形が生
戒され得る．ｌつのバージョンは右心室に用いるのに適
している。もう１つのバージョンは、右心房に使用する
のに適している。
また、本発明によれば、心臓のカテーテルは、大表面面
積のバッチ・カウンタ電極、もしくは心臓に近接した皮
下の埋め込みに適した長い管状のカウンタ電極のいずれ
かと組み合わせて用いられる。第４の電極接続手段は、
選択された皮下の電極に接続される第１の端と第２の端
とを有している。第４の端子手段は第４の電気的接続手
段の第２の端に接続される。
長いカウンタ電極は、長い絶縁内部管と、該内部管を取
り巻く絶縁される長い外部管と、を備え、前記第１の電
気的接続手段は、内部管と外部管との間に配置された円
筒形の編組であるのが好ましい。
本発明のもう１つの実施例は、複数の長い電気的絶縁部
材と；前記長い部材の各々に対し、前記長い部材の１つ
を取り囲むそれぞれの管状の編組電極と：前記複数の部
材を機械的に接続するための機械的接続手段と；前記電
気エネルギ源に前記リードを結合するための電気的結合
手段と；前記編組７ｒｊ．ｉを互いにかつ前記電気的結
合手段に電気的に接続するための電気的接続手段と；を
備えたリードである。このリードは、皮下に用いられ得
る。
本発明は、また、患昔の心臓に電気的な刺激を与えるた
めの方法であって、露出された編組＠極を有する心臓の
カテーテルをその長さの部分に沿って埋め込み、前記編
組電極と前記追加の電極との間で患者を通して電流が流
れ得るように位置付けられる追加の電極を提供し、そし
て前記編組電極及び前記追加の電極を電気的刺激エネル
ギ源に電気的に接続するようにした方法にも向けられて
いる。
本発明のさらなる目的、特徴並びに長所は、添付図面と
共に以下の詳細な説明を熟慮すれば明白となるであろう
． 冫　　の＠　ｔ：口 本発明を、主に、心臓内の心室のカテーテルに対して説
明しかつ示すが、本発明の原理は、心房のカテーテルに
対しても同様に適用され得るのを当業者には理解される
であろう。
第１図を参照すると、臨時の三極心臓内の細動除去及び
ペーシング用のカテーテル（ａ　ｔｅｍｐｏｒａｒｙｔ
ｒｉｐｏｌａｒ　ｅｎｄｏｃａｒｄｉａｌ　ｄｅｆｉｂ
ｒｉｌｌａｔｉｏｎ　ａｎｄｐａｃｉＢ　ｃａｔｌ＋ｅ
Ｌｅｒ）　１　０は、当業者に良く知られているような
ベーシング（　ｐａｃｉｎｇ）及び感知のためのバンド
またはリング電極１６及び遠位（もしくは末端）の先端
電極工４を有した通常の先端組立体１２を含んでいる。
また良く知られているように、先端電ｆ！１４及びリン
グ電極１６は、多孔質白金で覆われた白合一イリジウム
合金から形成され得る。
臨時カテーテルとしてのカテーテル１０の構成は、２つ
の小さい穴及び１つの大きい穴もしくは内腔を有するデ
ュコール（Ｄｕｃｏｒ）ポリウレタン管を基礎としてい
て良い。
２つの別々のワイヤ導体によって先端電極１４及びリン
グ電極１６に対して電気接続が為される．各導体は、カ
テーテル１０の穴のｌつの長さに沿って延び、当業者に
良く知られた型の接続器２６で終結する。接続器２６は
、心臓の電気的刺激を与えるまたはそこからの信号を記
録するための除脈支持ベースメーカまたは他の装置のよ
うな適切な電子モジュールのすぐ後に受けられるピン２
８及び３０を含んでいる．カテーテル１０は、ハブまた
はＹ接続器３２を含んでおり、そこから別々のポリウレ
タン管３４及び３６が接続器２６まで延びる．ワイヤ導
体はハブ３２を通して次にそれぞれの管３４及び３６を
通して延び、このようにビン２８及び３０の一方Ｉ＼の
電気接続をもたらす。
本発明によると、カテーテル１０は、その長さの部分に
沿って外方に円崎形の編組電極４２を置いている。電８
ｉ４２への電気接続は、電極４２として用いられない編
組の部分をローブに折り畳み、そして該ローブを小さい
開口を通して大きい穴内に通過させることによって為さ
れる。このローブ導体は、ハブ３２で終端する第１の端
部と細動除去器接続器５０で終端する第２の端部とを有
する絶縁管４８内に延びる。接続器５０は、そこから延
びる接続ビン５２を有する。接続ビン５２は、ローブ導
体の端部に電気的に接続される。
第２図を参照すると、永久二極カテーテル１１が示され
ている。通常、らせんばわ１８のような動作固定装置が
、先＠組立体１２内で受けられる。
内部絶縁管２２０穴２０内に配置された適切な附勢部材
または探り針（図示せず）が、回転的に支持された駆動
部材２５のスロッＩ〜２３に係合して、当業者に良く知
られたように回転されるとき、らせんばね１８は、先端
組立体１２から突出するように延ばされ得る。ワイヤ　
コイル導体２４が、先端重極１４を第１図の接続器２６
と同様の適切な接続器（図示せず）とで気的に接続させ
るために管２２内で縦方向に延びる６つセンチメーＩ・
ルの長さのシラスティックＲ　（Ｓｉｌａｓｔｉｃ　Ｒ
　）管３８が、内部管２２を覆って置かれる。管３８の
内部直径は、内部管２２に粘着されたとき締りばめを有
ずるような寸法であり、外部直径は、ほぼ先端組立体１
２の外部直径であるように選択される。
管３８は、遠位端（末端）４０Ａに二重の円錐テーパを
有する：すなわち、外部直径は、内方に先細りそして内
部直径は、外方に先細る．管３８の最も遠位の部分及び
内部Ｉ！２２間には実質的に三角形の横断面の円周空間
４１がある。管３８は、単に円錐状のテーパの外測直径
を近位端４０Ｂに有する。内部管２２及びシラスティッ
ク　Ｒ　管３８は、円筒形の編組４２によって囲まれて
いる（第３図）。編組４２は、管３８を覆ってすべりば
めする直径を持った遠位端部分４３を有する。編組４２
の最も遠位の部分４５は、内部管２２の外側表面及び管
３８の先細り内部表面間の空間４１内に折りたたまれる
。このことが為された後、先端組立体１２は、クリンブ
領域４９で内部管２２の遠位端にクリンブもしくは縁曲
げされる。
次に、歩測もしくはベーシング電極１４の近位のシャン
ク（柄）を絶縁し、そして編組されたワイヤの端を患者
の体から隔離するために、シラステイックＲスリーブ５
１が、クリンブ領域４９の部分及び管３８の遠位端を覆
って置かれる。スリーブ５１は、内部管２２の回りでし
ばりばめずる内部直径を持った主円筒形部分５ＬＡを有
する。円筒形部分５１Ａは、クリンプ領域４つの近位部
分の回りでしばりばめする第２の円筒形部分５１Ｂまで
その遠位端で先細る。スリーブ５１の第３の近位の円筒
形部分５１Ｃは、編組４２の遠位部分の回りでしばりば
めする。スリーブ５１の配置に先だって、Ｄ　ｏｗ　Ｃ
ｏｒｎｉＢ医療用粘着物がスリーブ５１の円筒形部分５
１Ｃによって取り囲まれる１！１１４２の部分に塗布さ
れる。
編組４２の減じられた直径の近位部分４７が内部管２２
を取り囲む。編組４２の近位部分４７の直径は、該編組
が内部管２２の回りでずベリばめずるように選択される
。
本発明によるカテーテルは、当業者に良く知られている
ように種々の方法で終結され得る。編組４２が第１図に
対して示されたように二またの態様で終結されるべきで
あるならば、内部管２２は、その近位端からほぼ９セン
チメートルの編組から除去され得る。編組４２の残りの
部分は、次に、絶縁管４８内に挿入され、接続ピン５２
に電気的に接続される。
編組４２に対し、二またの終端よりむしろ直線的な終端
（図示せず）が望まれるならば、編組４２の近位部分が
、事実上のその全本の長さに沿って管２２を囲むことが
必要である。先端電極と関連する導体に対して端子ピン
が用いられる。編組を終結するために端子リングを用い
ても良い。
ポリウレタンの外側管５４は、編組４２を覆って置かれ
、該外測管５４は、その遠位端がシラステックＲ管３８
の近位端に隣接するように位置付けられ、この場合、編
組４２は、外測管５４及び管３８の隣接した端部間を通
る。ポリウレタンから形成される成型スリーブ５６は、
過渡領域を覆って置かれる。スリーブ５６は、円筒形の
内部面を有する近位部分５６Ｃまで５６Ｂにおいて内方
に先細る実質的に円筒形の第１の部分５６Ａを有する。
近位部分５６Ｃの外部表面は、その直径が実質的に外側
管５４の直径になるまで、近位方向に先細る。スリーブ
５６は、カデーテル１０上の配置に先立ってその内部表
面に塗布されるドウコーニング　（　Ｄｏｗ　Ｃｏｒｎ
　ｉｎｇ　）医療用粘着物で固着される。
従って、スリーブ５↓及びスリーブ５６間で、ワイヤ編
組電極は、ほぼ６　ａｍの縦方向距離を覆って冗出され
、電気的除細動または細動除去ショックを発するために
利用される。この設計でもって達戒される有利な結果が
、以下に詳細に述べられる。
第２図に示された設計において、編組は導体及び電極の
双方として用いられる。別々の導体ワイヤが編組に熔接
され得るが、該編組を導体及び電極の双方として用いれ
ば製造を容易にし、そしてそうでなければ腐食に起因し
て土じるかもしれない困難を有利に解決する。
第３図を参照すると、編組４２は、ほぼ４０度の螺旋角
度を限定するために１インチにつき４８ビックで巻かれ
た０．００３−インチ（０．０７６　ｆａｉｎ）の直径
を有した１６本のチタニウム　ワイヤから成る．８本の
ワイヤは第１の方向に巻かれ、池の８本は第２の方向に
巻かれる。好ましくは、電気めっきの白金被覆が、ワイ
ヤのチタニウム表面を覆りて形成される．代替的には、
ワイヤは、白金イリジウム合金から形成され得る。編組
４２は、該編組がスリーブ３８の外部輪郭に追従するよ
うに、そして組立に先立って焼き戻されて応力を減じか
つ最大の可能な寿命を提供するように、５３で先細りさ
れる。
第４図を参照すると、心臓内の心房の臨時編組カテーテ
ルＩＯＡは、３１６のステンレス鋼から成る球形のペー
シング先端を有する。リング電極１６Ａは、９０％の白
金（プラチナ）、１０％のイリジウム合金から形成され
る。編組４２Ａはチタニウムから成り、そして第１図及
び第２図に示された実施例の場合、導体として働くよう
６センチメートルの長さの編組から続く。接続器２６と
同様の接続器２６Ａから延びるベーシング及び感知端子
ビン２８Ａ及び３０Ａは、めっきされた真ちゅうもしく
は黄銅及び金から形或される。カテーテル体の管はＤｕ
ｃｏｒのポリウレタンがら形成される。
ベーシング及び感知電［１　４Ａ及び１．　６　Ａは、
標準の臨時ベーシング・カテーテルに対して用いられる
ものと同じ型のものである。ビン５２と同様の細動除去
器出力に接続されるピン５２Ａは、チタニウムから形成
される。
第５図は、永久三ｔｉ編組電極細動除去カテーテル６０
のための好適な構成を示す。該構成は、活動固定部材１
８、多孔性の先端電極６１、及びアノード・バンド６２
を有して二極ペーシング・カテーテルのものと同様であ
る。第１のポリウレタン管６３Ａの穴には、先端電ｉ６
１に延びる導体６４Ａが配置されている。第２の導体６
４Ｂは、管６３Ａを取り巻き、アノード・バンド６２に
延びる。導体６４Ｂは、アノード・バンド６２に延びる
第２の絶縁管６３Ｂにより取り巻かれる。円筒形の編組
電極６５はカテーテル６０の長さの部分に沿って延びる
が、最も遠位の６センチメートルを除くすべてにおいて
、ポリウレタン管６３Ｃにより取り巻かれ、該管６３Ｃ
は、胴体がら編組電極６５の露出されない都分を絶縁す
るように働く。しばりばめ及び粘着される弾性の管スリ
ーブ６７Ａ及び６７Ｂは、異なった直径の要素間で円滑
な並進運動を提供する． カテーテル６０の近位端での電気接続は、第１図の臨時
二極カテーテル１０に対して図示したものと同様のＢ様
で行われる。
編組電極を用いた心臓のカテーテルのすべては、電気シ
ョックを与えるための非常に大きい表面を与えるが、心
臓組織を擦り減ら（ａｂｒａｉｄ）さないという点で長
所的である．編組のワイヤ上もしくは該ワイヤ間に線維
症の組織の戊長が生じる。かかる組織の成長は、他の場
合には編組の幾何学から生じ得る何等かの研磨もしくは
擦り減らしを最小にするが，それはＪ動除去ショックの
効率的な出力を妨害しない、すなわち細動除去の閾値を
高めないということが分かった。
従来技術である第６図を参照すると、絶縁されたバック
（ｂａｃｋ）　９　２及び活動面ワイヤ・メッシコ電極
９４を有する皮下のバッチ（ｐａｔｃｈ）電ｆｆｉ９０
が示されている。絶縁された電気導体９６は、パ・〉チ
電極９０から延び、接続器５０と同様の細動除去接続器
（図示せず〉で終端し，そこがら延びるビン５２と同様
のチタニウム・ビンを有する，本発明による細動除去シ
ステムは、編組電極を有する１つもしくは２つ以上のカ
テーテルを用い得る。２つのカテーテルが用いられると
き、一方は心室のカテーテルであり、他方は心房のカテ
ーテルである。これらのカテーテルは、単独で用いられ
ても良いし、また１つもしくは２つの皮下電極と一緒に
用いられても良い。
第７図は、本発明による編組電極を有した心臓のリード
と一緒に用いられるべき皮下電極として最も有用な本発
明の実施例を示す。リード７０は、編組７４によって取
り囲まれた内部管７２を含む。
編組７４の最も遠位の部分の小さい長さ７６が、管７２
の遠位端を取り巻く。長さ７６は管７２の穴７８内に押
し込まれる。リード７０は、半球形もしくは球形形状を
有するシラスチックＲキャップ８０により、その最も遠
位の端で終端される。
内部管７２内に延びる円同形部分８１を有するシラスヂ
ックＲキャップ８０は、上述の型の適切な医療用粘着材
で適所に固着される．シラスチックＲもしくはポリウレ
タンのような絶縁物質の外部管８２は、リード７０の長
さの殆どを覆い、ａ組７４のほぼ９センチメートルの長
さだけを露出したままで残ず。しばりばめ及び粘着弾性
管スリーブ８７Ａ及び８７Ｂは、異なった直径の要素間
で円滑な並進運動を提供する。該リードは、当該技術分
野で良く知られているような、電気的な導体ビン８６を
有した通常の接続器８４によって終端される． 第７図のリード７０は、心臓に近接した胸部の部分で皮
下的に用いる際に特に長所的である。このことは、リー
ドの配置のために皮膚内に小さい外利的な切開だけが必
要であるという点においてとくに長所的である。このま
しくは、編組７４の露出された部分は、肋骨もしくは肋
間の空間の１つに配置され、従って、低体重の患者に余
病もしくは併発病を生じる可能性を非常に少なくする。
しかしながら、適当な場合には、編組７４の露出された
部分は、リブを渡って配置され得るＪｕｌ動除去閾値エ
ネルギは、肋骨空間での配置とリブを渡る配置との間で
相当に変わるとは思えない。編組は筋肉組織に縫い合わ
せることにより適所に固着される。もし長所的と思われ
る場合には、こｆＬら単一電極リードの複数が特定の患
者で用いられ得る。
第８図を参照すると、皮下に用いられ得る本発明のもう
ｌつの実施例のリード９０が示されている。シラスティ
ックＲもしくはポリウレタン物質から形成される内部管
９２は、［１９４で取り囲まれ、遠位端９６に延びて指
９７を形成する。
内部管９２及び編組９４は、第７図のり一ド７０の終端
と同じ態様でシラスティックＲキャップ９８で終端され
る。ポリウレタンもしくはシラスティックで形成される
外部絶縁管１００は、編組９４の近位部分の回りにすべ
りばめする。
２つの編組１０４Ａ及び１０４Ｂの各々の近位端は、編
組９４の回りですべりばめされる金属接続スリーブ１０
２の外部表面の回りに包まれる。
編組１　０４Ａ及び１０４Ｂは、遠位端９６から接続ス
リーブ１０２の距離よりもわずがに大きい寸法に切断さ
れる。ｍＭｉ９４、スリーブ１　０　２　、ｔｍ組１　
０４Ａ及び編組１０４Ｂを機械的かつ電気的に接続する
ようろうづけが用いられる。
このましくは内部管９２と同じ物質で形成され、かつ遠
位端９６から接続スリーブ１０２の距離よりも幾分短い
長さを有するそれぞれの管１０６Ａ及び１０６Ｂは、そ
れぞれ指９７のものと匹敵し得る堅さの指１０７Ａ及び
１０７Ｂを形成するよう編組１０４Ａ及び１０４Ｂ内に
適含される。
指１０７Ａ及び１０７Ｂの遠位端は第７図のり一ド７０
と同じ態様でそれぞれキャップ１０８Ａ及び１０８Ｂで
終端される。外部管１００の遠位端１１０を含むリード
９０の部分は区域１０５に対して遠位的に延びる。編組
１　０４Ａ及び１０４Ｂの折り畳まれた部分は、管１０
６Ａ及び１０６Ｂの近位端、従って指１０７Ａ及び１０
７Ｂの近位端１１２Ａ及び１１２Ｂを通して延びる。こ
れらの要素は、次に、空洞を有するモールド（図示せず
）内にすべて保持され、該空洞内には、３つに分岐され
た部材１１４を形成するようシラスティックＲ物質が置
かれる。
指９７、１０７Ａ及び１０７Ｂは、それらが隣接の肋骨
空間に適合され得るようそれらの間に横方向の空間を有
することが意図されている。従って、小さいテーパ角が
外部管１００及び指１０７Ａ及び１０７Ｂ管に創設され
得る． 好適な使用方法において、第１の二極のカテーテル、例
えば第５図のカテーテル６０が、右心室先端（　Ｒ　Ｖ
　Ａ　−　ｒｉｇｈｔ　ｖｅｎＬｒｉｃｕｌａｒ　ａｐ
ｅ×）内のテイップもしくは先端と共に置かれる。編組
電極４２並びに先端（テイップ）及びリング電極１４及
び１６は、従って、右心室内に配置される．テイツプ及
びリング電極は、右心室の電気図を感知するために用い
られ、もし必要ならば、アンチ頻拍（ａｎＬｉｔａｃｈ
ｙｃａｒｄｉａ　）もしくは除脈のペーシング（ｐａｃ
ｉｎｇ＞のために用いられる。編組電極は、以下に説明
されるように他の電極と一緒に電気的除細動もしくは細
動除去のために用いられる．好ましくは、該第２のカテ
ーテルの編組電極が高い右心房もしくは上大静脈（　Ｓ
　Ｖ　Ｃ　−　ｓｕｐｅｒｉｏｒｖｅｎａ　ｃａｖａ）
に配置されるように、第２のカテーテルが右心房内に置
かれる。第２のカテーテルは第１のものと同じ横成であ
って良い。代替的には、第２のカテーテルは、第１のカ
テーテルとは異なったリング及びスリーブ電極間の空間
を持って設計され得る。加うるに、第２のカテーテルは
、普通或る心房のペーシングのカテーテルで使用される
ものと同様のあらかじめ形成された「．Ｊ」形状でもっ
て設計され得る。
心房にわいて、ティップ及びリング電極は、種々のモー
ドでペーシング及び感知を行うように用いられ得る。こ
れらは、２室の除脈ペーシング、心房のアンチ頻拍ペー
シング、及び心室より上部の頻拍もしくは他動運動の頻
拍（頻脈）からの心室頻拍の弁別を含む。第２のカテー
テルの編組電極は、電気的除紺動及び細動除去のために
用いられ得る。
好適な方法によれば、１つまたは２つ以上の皮下の宅極
も用いられる。これらのＴＬ極は胸部の空洞の外側に、
しかし心臓に近接して置かれる。２つのカテーテルの編
組電極及び１つもしくは２つの皮下の電極が、電気的除
細動もしくは細動除去のカウンタショックの適用のため
に選択された組み合わせで接続される．電極及びカウン
タショックの種々の組み合わせが文献に記載されてきた
。
これらは、単一の電流通路、２つの電流の同時の通路、
逐次的なショック、及び２つの相のショックを含む。
本発明を用いる第２の方法は、右心室に置かれる本発明
による１つのカテーテル、及び１つもしくは２つ以上の
皮下の電極を使用する．電極のカウンタショックは、カ
テーテルの編組されたスリーブ電極及び皮下の電極間に
与えられる。心室のペーシング及び感知は、二極のティ
ップ及びリング電極を用いて達成される。心房の感知及
びベーシングは、除脈ペーシングにおいて通常用いられ
る型の第２の任意選択的なカテーテルが心房内に置かれ
るならば、達成され得る。
第３の方法は、右心房に置がれる本発明による１つの心
臓のカテーテル、及び１つまたは２つ以上の皮下の電極
を用いる．除脈ペーシングで通常用いられる型の第２の
カテーテルは、感知及びペーシングのために右心室に置
かれる。電気的除綱動または綱動除去のカウンタショッ
クは、カテーテルの編組されたスリーブ及び皮下の宅極
間に与えられる。
非開胸の細動除去カテーテル・システムを植え込むため
の現在の技術は以下を含む；第１に、１・ランスヴイー
ノス（　ｔｒａｎｓｖｅｎｏｕｓ　）な除細動カテーテ
ル右心室（ＲＶ）内に埋め込まれる。次に、皮下の斑も
しくはバッチ（　ｐａｔｃｈ　）に対する位置を最適に
するために胸部がＲ２電極でもって「マッピング」され
る（　ｍａｐｐｅｄ）。マッピング（ｍａｐｐｉｎｇ）
は、幾つかの細動除去の閾値（ＤＦＴｓ）が、臨時の心
臓の細動除去のカテーテルを用いて種々のＲ２配置に対
して見付けられるということを必要とする．最低のＤＦ
Ｔｓを提供するＲ２の配置は、皮下のバッチ電極が置か
れる所である．カテーテルは次に胸部を通して穴を開け
られそして発電機に接続される。全手続きは非常に時間
がかがり、，低者にとって退屈である。
上述の手続きは、マッピング及びシステムの植え込みが
別の日に行われるならば、さらに最′Ｊｒ！ｉ（ヒされ
得る。このことは、マッピングのためのＲ２電極と一緒
に、例えば第１図のカテーテル■０のような本発明によ
るカテーテルの臨時のバージョンもしく（よ変形を用い
ることにより最も容易に達成される。
細動除去カテーテル・シスデムの埋め込みに加えて、本
発明による臨時のカテーテルは、患者及びカテーテルの
形態を評価するための探索工具としても働き得、そして
心室もしくは心房の細動（ＶＦもしくはＡＰ）に対する
患音の傾向を含め手続き中に安全防設として用いられる
べきルーチンの電気生理学のカテーテルを評価するため
の探索工具としても働く。
細動除去を必要とする入院させられたもしくは寝たきり
の患者にとって、本発明による心臓内のリードは、１つ
′ｉたは２つ以上の皮膚の細動除去電極と共に使用され
得る．紺動除去のために必要とされるエネルギは減少さ
れる。
このように、上述の本発明は、現存する心臓内のカテー
テル、及びカテーテルとバッチの細動除去電極システム
に渡る多くの改良を提供する。特に、編組電極はカテー
テルに対して非常に少ない堅さを付与する．編組電極を
含むカテーテルの区分は、編組から離れた部分と殆ど同
じくらい柔軟であり、そして小さい直径のものであるよ
うに構成され得る．例えば、本発明によるリードの臨時
の変形もしくはバージョンは、７　　Ｆｒもしくはさら
に小さい大きさを有し得る。単位Ｆｒはフランスのゲー
ジ（　Ｆｒｅｎｃｈ　ｇｕａｇｅ　）を示し、ミリメー
｝・ルでリードの直径の３倍に対応する。永久のバージ
ョンは８　　Ｆｒの大きさを有する。さらに、カテーテ
ルの永久のバージョンは、一時的に堅くしてかつカテー
テルを植え込みを容易にするよう形作るために用いられ
得るスタイレットを受け入れる．さらに、多数の導体の
編組の存在は、多数の高電界強度の点を持った大きい表
面面積を提供し、該高電界強度の点は、効果的な■動除
去を容易にすると共に、合埋的な低い細動除去の閾値を
提供する。編組電極はまた、比較的大きい面積の堅いバ
ンド電極の代わりに比較的小さい面積の柔軟な編組電極
でもって、ペーシングのためにも用いられ得る。最後に
、多数導体編組は、多数の電気的な導体通路があるとい
う点において、木質的に「故障に対して寛容的」である
。このように、編組ワイヤの１つ、もしくは幾つかであ
っても、破損した場合にリードの故障とはならないであ
ろう。
本発明を特定の実施例を参照して説明してきたけれども
、これらの実施例は、単に本発明の原理の応用もしくは
適用を説明するためだけのものであることを理解すべき
である。かかる実施例に才３いて多くの変更が為され得
、そして本発明の精神並びに範囲を逸脱することなく、
曲の配列が工夫され得る。
【図面の簡単な説明】
第１図は、本発明による右心室で用いるための臨時二極
カテーテルを示す平面図、第２図は、本発明による二極
カテーテルの永久の実施例の遠位端を示す拡大断面図、
第３図は、第２図のカテーテルで用いられるｔｉ組を示
す斜視図、第４図は、本発明の臨ＩＩ？心房ｒＪ」の実
施例を示す平面図、第５図は、本発明による永久三極カ
テーテルの遠位端を示す拡大断面図、第６図は、本発明
と共に使用され得る従来技術による皮下のバッチ電極を
示す斜視図、第７図は、本発明による皮下のリードの第
１の実施渕を、一部断面で示す拡大図、第８図は、本発
明による皮下のリードの第２の実施例を、部分的に断面
で示す平面図、である。図にＪ３いて、１０（ま臨時三
極心臓細動除去及びペーシングのカテーテル、１２は先
端組立体、１４は遠位の先端電極、１６はリング電極、
１８は螺旋ばね、２０は穴、２２は絶縁管、２３はスロ
ッｌ−、２５は支持部材、２６は接続器、２８及び３０
はピン、３２は接続器、３４及び３６はポリウレタン管
、３８はスラスティック管、４１は環状の空間、４０Ｂ
Ｇ．ｔ．近位端、４２は編組ｒ．極、４３は遠位部分、 ４ ８は絶縁管、 ４９はク リンプ領域、 ５０は相動除去器接続器、 ５ ２は接続ビン、 であ る。

Claims (28)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）電気装置と体内の場所との間で電流を導通させる
    ために体内に埋め込まれるリードであって、長い管状の
    絶縁部材と、 前記絶縁部材の部分の回りでしばりばめする鞘を形成す
    る電気的に導通する編組の第１の露出部分と、 前記電気装置を前記リードに結合するための第１の電気
    的結合手段と、 を備え、前記管状の絶縁部材は、前記編組から前記電気
    的結合手段に対して遠位に延びる部分を有し、 前記部分上の電極であつて、前記編組から離れて間を置
    かれた前記電極と、 前記編組及び前記電気的結合手段を電気的に接続するた
    めの電気的に絶縁された第１の接続手段と、 前記電気装置を前記リードに電気的に結合するための第
    ２の電気的結合手段と、 前記電極を前記第２の電気的結合手段に電気的に接続す
    るための第２の電気的接続手段と、を備えたリード。
  2. （２）前記電気的に絶縁される接続手段は、前記電気的
    結合手段に延びる前記編組の一体部分と、 前記電気的結合手段から前記電気的に導通する編組の前
    記第１の部分まで延びる管状の絶縁手段と、 を備えた特許請求の範囲第１項記載のリード。
  3. （３）前記電極は、遠位方向に延びる前記絶縁部材の前
    記部分に沿って配置された環状のリングである特許請求
    の範囲第１項記載のリード。
  4. （４）前記電極は、遠位方向に延びる前記絶縁部材の前
    記部分の端に配置される特許請求の範囲第１項記載のリ
    ード。
  5. （５）患者の心臓にカウンタショックを与えるための心
    臓のカテーテルであって、 絶縁物質で形成された長い部材と、 電源に接続するための前記長い部材の一端における第１
    の端子手段と、 前記カテーテルの部分に沿って前記長い部材を取り巻く
    管状の編組電極であって、前記長い部材上に外部に配置
    された前記電極と、 前記編組電極を前記端子手段に接続するための第１の電
    気的接続手段と、 前記第１の端子手段から最も遠位の前記絶縁部材の端に
    おける先端電極と、 第２の端子手段と、 前記先端電極を前記第２の端子手段に接続するための第
    ２の電気的接続手段と、 を備えた心臓のカテーテル。
  6. （６）前記先端電極に近接して前記絶縁部材を取り囲む
    リング電極と、 第３の端子手段と、 前記リング電極を前記第３の端子手段に接続するための
    第３の電気的接続手段と、 をさらに備えた特許請求の範囲第５項記載の心臓のカテ
    ーテル。
  7. （７）心臓に近接して皮下に埋め込むよう適合されたバ
    ッチ電極と、 前記皮下のバッチ電極及び第２の端に接続される第１の
    端を有した第４の電気的接続手段と、前記第４の電気的
    接続手段の前記第２の端に接続される第４の端子手段と
    、 を組み合わせた特許請求の範囲第６項記載の心臓のカテ
    ーテル。
  8. （８）長い管状の絶縁物質と、 前記絶縁物質の部分の回りでしばりばめする鞘を形成す
    る電気的に導通する編組の第１の部分と、前記リードに
    前記電源を結合する電気的結合手段と、 前記編組及び前記電気的結合手段を電気的に接続するた
    めの電気的に絶縁される接続手段と、を備えた皮下のリ
    ードと組み合わせた特許請求の範囲第５項記載の心臓の
    カテーテル。
  9. （９）患者の心臓にカウンタショックを与えるための、
    心臓のカテーテルと皮下のリードとの組み合わせであつ
    て、 前記カテーテルは、 絶縁物質で形成された長い部材と、 電源に接続するための前記長い部材の一端における第１
    の端子手段と、 前記カテーテルの部分に沿って前記長い部材を取り囲む
    管状の編組電極であって、前記長い部材上で外部に配置
    された前記編組電極と、 前記編組電極を前記端子手段に接続するための第１の電
    気的接続手段と、を備え、 前記皮下のリードは、 複数の長い電気的絶縁部材と、 前記長い部材の各々に対し、前記長い部材の１つを取り
    囲むそれぞれの管状の編組電極と、前記複数の部材を機
    械的に接続するための機械的接続手段と、 前記電気エネルギ源に前記リードを結合するための電気
    的結合手段と、 前記編組電極を互いにかつ前記電気的結合手段に電気的
    に接続するための電気的接続手段と、を備えている心臓
    のカテーテルと皮下のリードとの組み合わせ体。
  10. （１０）前記カテーテルの前記長い絶縁部材が、長い絶
    縁内部管と、該内部管を取り囲む長い絶縁外部管と、を
    備えている特許請求の範囲第９項記載の組み合わせ体。
  11. （１１）前記第１の電気的接続手段は、前記内部管と前
    記外部管との間に配置された電気的に導通する円筒形の
    編組である特許請求の範囲第１０項記載の組み合わせ体
    。
  12. （１２）前記電気的に導通する編組は前記編組電極と一
    体の伸長体である特許請求の範囲第１１項記載の組み合
    わせ体。
  13. （１３）前記内部管はその長さに沿って延びる穴を有し
    、さらに、リードの遠位端を心臓の内部表面に付するた
    めの活動固定手段を備え、前記穴は前記リードの近位端
    から前記活動固定手段へのアクセスを提供するためにあ
    る特許請求の範囲第１０項記載の組み合わせ体。
  14. （１４）電気エネルギ源からのカウンタショックを導通
    させるために体内に埋め込まれるリードであって、 複数の長い電気的絶縁部材と、 前記長い部材の各々に対し、前記長い部材の１つを取り
    囲むそれぞれの管状の編組電極と、前記複数の部材を機
    械的に接続するための機械的接続手段と、 前記電気エネルギ源に前記リードを結合するための電気
    的結合手段と、 前記編組電極を互いにかつ前記電気的結合手段に電気的
    に接続するための電気的接続手段と、を備えたリード。
  15. （１５）前記電気的接続手段は、前記それぞれの編組電
    極を互いに電気的に接続するための第１の部分と、前記
    編組電極から前記電気的結合手段へ延びる第２の部分と
    を含んでいる特許請求の範囲第１４項記載のリード。
  16. （１６）体から前記第１の部分を絶縁するために前記電
    気的結合手段から前記機械的接続手段に延びる絶縁管を
    さらに備えた特許請求の範囲第１５項記載のリード。
  17. （１７）前記機械的接続手段は絶縁物質から形成されて
    、前記長い部材間で延びる前記管状編組電極の部分を絶
    縁し、これにより前記部分を体から絶縁する特許請求の
    範囲第１４項記載のリード。
  18. （１８）前記機械的接続手段は、前記絶縁部材が前記機
    械的接続手段から互いに実質的に平行に延びるように、
    前記絶縁部材を接続するような形状を有する特許請求の
    範囲第１４項記載のリード。
  19. （１９）前記機械的接続手段は、前記絶縁部材が該機械
    的接続手段から遠位の方向で互いからわずかに発散する
    ように、前記絶縁部材を接続するような形状を有する特
    許請求の範囲第１４項記載のリード。
  20. （２０）前記機械的接続手段は、前記絶縁部材が互いか
    ら間を置かれて患者の引き続く肋間の空間内に適合する
    ように構成された特許請求の範囲第１８項記載のリード
    。
  21. （２１）それぞれの編組電極で覆われた絶縁部材を皮下
    に付与するための付与手段と組み合わせられた特許請求
    の範囲第１４項記載のリード。
  22. （２２）前記付与手段は縫合である特許請求の範囲第２
    １項記載のリード。
  23. （２３）それぞれの編組電極で覆われた絶縁部材を心臓
    に付与するための付与手段と組み合わせられた特許請求
    の範囲第１４項記載のリード。
  24. （２４）前記付与手段は縫合である特許請求の範囲第２
    ３項記載のリード。
  25. （２５）患者の心臓に電気的な刺激を与えるための方法
    であって、 露出された編組電極を有する心臓のカテーテルをその長
    さの部分に沿って患者の胸に埋め込み、その長さの部分
    に沿って追加の電極を有するリードを提供し、前記電極
    は、前記編組電極と前記追加の電極との間で患者を通し
    て電流が流れ得るように位置付けられ、そして 前記編組電極及び前記追加の電極を電気的刺激エネルギ
    源に電気的に接続する、 ようにした方法。
  26. （２６）前記追加の電極は皮膚に置かれる特許請求の範
    囲第２５項記載の方法。
  27. （２７）前記追加の電極は皮下に置かれる特許請求の範
    囲第２５項記載の方法。
  28. （２８）前記追加の電極は編組電極を含む特許請求の範
    囲第２７項記載の方法。
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