JPH0370578A - 心臓カテーテル - Google Patents

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】 本＠明は、心磁図マツピング中局部化法とともに、その
構成と材料のために不整脈発生源の位置決め及びその近
くへ引き込みが可１１！な、特別に設計された多穴電気
カテーテルより成る。カテーテル自体は切除及び／又は
生検装置の導子として、液体注入及び吸引のための導子
として使われる。

心臓不整脈の電気発生機構は過去２０隼閏、心臓電位図
の直接的記録とプログ２ム可能な心臓の電気的刺激′ｆ
：！ｌ！合わせて臨床レベルで幅広く研究されてきた・ 記録６使用する周波数の範囲が３０１５０から１０００
　Ｈｚの場合は、心臓内記録及びペーシングの両方につ
いて、通常は信頼できる市販の電気カテーテルがるる。

生物学的低周波ａｇ分（例えば呼吸）や電極の分極に由
来する、記録及びペーシング中のオフセット現象１＊げ
安定に記録するためには、暦に高域フィルターが不可欠
でφる。

フィルター処理した信号は局部的心臓内活性化のタイミ
ングには信頼して使用できるが、特異的な電気生理学的
パラメーターの一過性変化の研究には不充分でるる。そ
れよりも、種々の生理学的条件下での心臓の再分極や拡
張期不整脈発生現象の心拍間の研究に対し、典型的には
オープン周波数範囲（直流からｌ　ＫＨｚまでンでなげ
ればならない単相活動電位（ＭＡＰ）の記録により多く
の関心が集まってきている。現在ＭＡＰ記録には分極化
現象を最小限に抑えるために　Ａｇ／Ａｇ（Ｊ電極を有
する電気カテーテルが使用されているが、これはペーシ
ングに使用する場合は分極してしまう。従ってひとつの
電気カテーテルを単相活動電位記録とペーシングの両方
□用いることが不可能なのは明白である。一方後電位の
ような拡張期現象を同定ナベ１ｉ場合は、ＭＡＰ記録は
不整脈発生源の近くで行なわ次げればならない。従って
不整脈発生部位に、生検装置及び／又は切断装置のみな
らずマツビ／グカテーテルを引き込む方法が必要でめる
。

カテーテルの位置決め中局部への誘導は通常透視装置で
監視しながら行なわれる。この透視装置は通常の電気生
理学的評備には充分な空間解像度を有するが、不整脈を
外科的又はカテーテルで切除する場合に必要な不整脈発
生部位の正確な３次元的な位ｖｔ決めには不充分である
。固定標準導線に対するカテーテル□より記録された電
気図上の「局部活性化時間」ｔ−測定し、信号の形を考
慮することにより、カテーテルの位置決めの精度を若干
上げることができる。

不整脈発生源の構造を手術前により詳しく知るために、
種々の心臓内マツピング法（多を極カテーテルの使用も
含まれるンがｆ４発されている。このような侵襲的方法
の空間的位置決めの正確性についてはまだ正確に定量化
されていない。この平均的不正確性は３次元的に１．５
から２備のオーダーであると類推されている。

開胸手術により不整脈を切除する患者の場合は、心術中
の心外膜マツピングにより手術前の位置決めの正確さ會
征明することが通常可能である。しかしカテーテル切＠
會選んだ場合は、その成功は：ａ）不整脈発生婦位の位
置決めをするカテーテルマツピングの正確度、 ｂ）　　目標とする不整脈発生組織自身（又はできるだ
けその近く）に切除カテーテルを誘導できる能力 に依存する。

極度に集中化させた切除エネルギー（すなわちレーデ−
、ラジオ周波数又は熱的切除ンｔ−選ぶ（これらはほん
の紋ζリメートルの病変を確認する）場合、後者の能力
Φ）は明らかによりＸ要となる。不整脈発生源組＊１−
完全に切除するために何回切除會することが必要な場合
がるることを考えると、カテーテルの誘導の再現性は極
めて重要でめる。

イタリア国立研究評議会（ｔｈ６　ＩｔａｌｉａｎＮａ
ｔｌｏｎａｌ　Ｒｅ５ｅａｒｃｈ　Ｃｏｕｎｃｉｌ　）
の「生体磁気」（“Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｇｍ″ンに関
する最終の研究プロジェクトの中で、ローマのカドリッ
ク大学（Ｃａｔｈｏｌｉｃ　Ｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ　）
の心臓血管生体ｆｆｉ気班（Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕｌ
ａｒ　Ｂｉｏｍａｇｎｅｔｉｓｍ　Ｕｎｉｔ　）により
心磁図法が開発された。これを１従来の侵襲的方法で得
られる％［度に少なくとも匹敵する空間解像度を有する
、不整脈発生＃１組織の３次元的位置決めを可能にする
非侵襲的方法でるる。さらにこの発明されたカテーテル
の原型を用いて、特別に設計された遠位電極により心臓
のペーシングをしている閏、心磁図マツピング法により
カテーテルの先端を患者の心臓内で６次元的に位置決め
することが可能であることが証明された。

その反対に市販の標準的なペーシング電気カテーテルは
、強磁性に誘導される擬似信号（ａｒｔｉｆａｃｔ）及
び／又は不正確な磁界パターンの発生のために、磁気的
位置決めは不可能である。一方Ａ＆／ＡｇＣ１電極′ｆ
ｃ有する電気カテーテルは心臓のペーシングに使用はで
きず、従って磁気マツピングにより位置決めすることは
できない。

本発明の多目的電気カテーテルにより以下Ｏことが可能
Ｖｃなる： １）カテーテルの先端の生体磁気的位置決め、２）単相
活動電位と標準心電図の記録、６）心臓内ペーシング。

本発明の多目的心ｍ＊気カテーテルは、二極性の構成の
電界を生せしめるように作られた少なくとも２つの非強
磁性、非分極性電極より成り、２つの電極は、ペーシン
グの間中カテーテル自身って磁界が存在しないことを保
証するために、′ｗＬ億に達するまでカテーテルの長さ
全体にわたって曲げである一対の銅で絶縁しである導線
を通して外ｓＯペーシング装置に接続されて訃り、カテ
ーテル自身は遠位電極と近位電極のところ以外は電気的
□充分絶縁されたシラスチック製の曲げやすい円筒管で
ある。カテーテルは生体適合性、非血栓形成性の薄膜プ
ラスチックでできてかり、ねじりモーメント（トルク）
とつぶし力に対する耐性を有している。

電極用導線の穴（ｌｕｍｅｎ　）以外に、切除用導線又
は光ファイバーを押入したり、吸引蔦心内圧の測定そし
てｔＬの注入上したりするための、他の多くの平行の穴
、末端及び／又は１１１１１Ｉｊｊの鋭祭眼を有する、
心臓′ｗＩＬ気カテーテルが与えられる。

本発明の具体的態様にシいて、遠位電極は半球形でるり
、近位電極は輪状である。

別のＭｌ様では遠位及び近位電極とも輪状でもよい。

本発明の心臓電気カテーテルの電極の相当表面積は５か
ら１５Ｍ？である。

電極間の距離は２から７騙Ｏ範囲でるる。

電極に使われる材料は好ましくは、白金酸化白金や無定
形炭素より成る評から選ばれる。

内部導磁は絶縁された純粋な銅の曲げられた対のもので
套る（直径約２００μｍ）。このような材料は大体柔軟
性かぁって回転モーメントに対して耐性がなげればなら
ない。

ＣＯカテーテル管の材料は好ましくは、ポリウレタン、
ポリエチレンテレフタレート、ポリエチレン又はポリビ
ニルクロリドより成る群から選ばれる・ カテーテルの大きさは１．６７から２．６０ｉｕ＊（５
から８Ｆ’、Ｆは７ランス（Ｆｒｅｎｃｈ　）　ｔ−’
ｔＥｆｂ）の範囲でろる。

本発明のカテーテルは以下の目的に使用する：幻　従来
の（フィルター処理盆した）心臓内マツピング、 Ｂ）単相活動電位の心臓内マツピング、Ｃ）心臓内の位
置決めの正確度に対する生体磁気系の較正、 Ｄ）　　心磁図マツピングによりるらかしめ位置決めし
た心臓不整脈の発生部位□関してカテーテルの先端の生
体磁気的位置決め、 幻　生体磁気的に誘導した心臓内カテーテルによる不整
脈線組織の切除と心筋内膜生検の総合システム。

この多目的カテーテルについて一般的に記滅したが、生
体磁気的イメージングに関して特別な応ら成る異なる構
成のカテーテルが示さｔＬチーＪ？　９、これらの穴か
ら光７アイパーヤ切除用導ＭＡを導入したり、吸引や液
の注入が可能になる。中央の穴の穴ｏｈる多穴配置のカ
テーテルの先端の透視図でるる（観察眼は４Ａ面でもカ
テーテル、の先端でもである。遠位（先端）半球形電極
２と近位（輪状）電極３はいずれも白金酸白金製である
。４と５は４それぞれ遠位電極２と近位’ｉｔ極３に接
続された内部＠製導線（直径：２００μｍ）でるる。電
極の相当表面積は７平方４リメートルである。電砺関Ｏ
距離は５絽で６９、外部カテーテルの大きさはわち０．
８８９ｕ＋）と側面の細い２つの穴１と８かチルの構成
が示してめワ、２（２）穴９と１０かめるのみで、切除
用導線及び／又は光ファイバーが導入できる。

不整脈線目標に対する切除用カテーテルの生体ａｇＡ的
酵導方法は以下の段階より成るニー切除すべき不整脈線
構造により発生する磁界分布の再現性を確認するために
、１回又は、それ以上の予備的心磁図試験を実施する。

不整脈源の６次元的位置決めは、等価電流二極モデル又
は１ｉＥｆｊＬ多極拡大（ｃｕｒｒｅｎｔ　ｍｕｌｔｉ
ｐｏｌｅ　ｅｘｐａｎｓｉｏｎ）モデルを角いて逆Ｎ法
により求められる。

−上記及び他の従来の位に決め法に基き、生体磁気誘４
性切除用カテーテルを透視装置により監理し７！：がら
、目標部位にできるだけ近づける。

−カテーテル入エニ極（電極２と３）上用いて心臓ペー
シングしている関心磁図マツピング上行なう。

−ペーシングした磁界が不豊脈線構造□より発生する磁
界分布と最も良く一致するとき、すなわち処置すべき不
整脈の発生部位を代表していると考えられるとさ、カテ
ーテルの位置は切除用Ｋ（ｌ頼できるところにある。

【図面の簡単な説明】

１ｌｉＥ１図は最も単純な構成のカテーテル先端の透視
図でるる。 ８２図は、中央にひとつの穴とｉｍ園に平行な２つの穴
のめる多大配置のカテーテルの先端の透視図でるる・ 第３図は、２ｏ穴と先端又は側内に観察１Ｉｌｔ−有す
るカテーテル先端の透視図でるる。 代塩入浅村　皓

Claims (10)

【特許請求の範囲】
1. （１）二極性の構成の電界を生ぜしめるように作られた
   少なくとも２つの非強電性、非分極性の電極より成る多
   目的心臓用電気カテーテルにおいて、２つの電極は、ペ
   ーシングの間中カテーテルに沿つて磁界が存在しないこ
   とを保証するために、電極に達するまでカテーテルの長
   さ全体にわたつて曲げてある一対の銅で絶縁してある導
   線を通して外部のペーシング装置に接続されており、カ
   テーテル自身は遠位電極と近位電極のところ以外は電気
   的に充分絶縁されたプラスチック製の曲げやすい円筒管
   である、上記カテーテル。
2. （２）電極用導線の穴（ｌｕｍｅｎ）以外に、切除用導
   線又は光ファイバーを挿入したり、吸引及び／又は液を
   注入したりするための、他の多くの平行の穴、末端及び
   ／又は側面の観察眼（ｅｙｅｌｅｔ）を有する、特許請
   求の範囲第１項に記載の心臓用電気カテーテル。
3. （３）遠位電極は半球構造をしており、近位電極は輪状
   構造をしている、特許請求の範囲第１項及び第２項に記
   載の心臓用電気カテーテル。
4. （４）遠位及び近位電極のいずれもが輪状構造をしてい
   る、特許請求の範囲第１項及び第２項に記載の心臓用電
   気カテーテル。
5. （５）電極の相当面積が５から１５ｍｍ＾２の範囲であ
   る、特許請求の範囲第１項より第４項までに記載の心臓
   用電気カテーテル。
6. （６）電極間の距離は２から７ｍｍの範囲である、特許
   請求の範囲第１項より第５項までに記載の心臓用電気カ
   テーテル。
7. （７）電極の材料は白金酸化白金と無定形炭素より成る
   群から選ばれる、特許請求の範囲第１項より第６項まで
   に記載の心臓用電気カテーテル。
8. （８）電極に接続された導線は純粋な銅製であり導線の
   直径は約２００μｍである、特許請求の範囲第１項より
   第７項までに記載の心臓用電気カテーテル。
9. （９）カテーテル管の材料はポリウレタン、ポリエチレ
   ンテレフタレート、ポリエチレン又はポリビニルクロリ
   ドより成る群から選ばれる、特許請求の範囲第１項から
   第８項に記載の心臓用電気カテーテル。
10. （１０）カテーテルの大きさは１．６７から２．６０ｍ
    ｍ（５から８Ｆ）の範囲である、特許請求の範囲第１項
    から第９項に記載の心臓用電気カテーテル。