JPH0567310B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は、電気的除細動を含む電気細動除去分
野に関し、特に植え込み可能な細動除去装置で用
いる電極の構造に関する。本明細書で用いる「細
動除去」という用語は、ペーシングと比較して相
対的に高エネルギを供給することを含む別の技術
である電気的細除動並びに例えば高エネルギのイ
ンパルスを送つていないときの心臓の電気作用を
モニタ（感知）するような細動除去治療の他の局
面を含む電気的除細動を含む。

（従来の技術） 細動除去は、心房および／または心室における
ある種の頻拍、粗動および細動を含む心臓の不整
脈状態に対処するために採用されている技術であ
る。典型的には、心臓ペーシングで使用するパル
スより著しく大きい電気的インパルス即ちシヨツ
クで心臓を刺激するために電極が採用されてい
る。電気的除細動の一方法では患者の胸部に対し
て導電性のパドル電極を位置させることを含む。
心臓手術の間、前記パドルを心臓に対して直接位
置させて必要な電気エネルギを供給する。

より最近の細動除去装置では身体に植え込み可
能の電極を含む。そのような電極は心外膜組織に
直接、あるいは選定した心室に挿入した脈管内カ
テーテルの遠位端領域に付与したパツチの形態と
しうる。例えば（スパイヒヤ他：Speicher etal
の）米国特許第4603705号明細書は単独で、ある
いは心外膜パツチ電極と組み合わせて採用した多
数の電極を備えた脈管内カテーテルを開示してい
る。（ムーア：Mooreの）米国特許第4567900号
明細書には適応性のある心外膜細動除去電極が開
示されている。

心外膜電極は、胸部接触パトルあるいは脈管内
カテーテル電極のいずれかと比較して細動除去に
要するエネルギが少ないという点で最も効率的な
ものと考えられている。しかしながら、心外膜電
極移植は、胸部空洞まで入り込むことを要し、そ
のため典型的には隣接した肋骨を広げたり、ある
いは胸骨を分割することを含み高度に観血的な大
手術である。この方法は感染の危険性をもたら
す。さらに、植え込みとか取付けが電極の特性に
物理的な抑制を加える。これらの電極は極めて小
さく、あるいは極端に適応性があり、かつ収縮す
る心臓に対して適合性を保つので被労に対して抵
抗性が必要とされる。

一般的に、電極あるいはその近傍でのインピー
ダンスを低下するため大型の細動除去電極がより
望ましいと考えられている。また大型の電極であ
ればアーチフアクトの検出も低減する。しかしな
がら、大型の電極は、通常の心臓の脈動に関係し
た収縮の間心臓の形に適合する必要があるので心
外膜への取付けが難しい。皮下電極であれば、患
者に対する危険性がより低くてより容易に植え込
まれる。しかしながら、細動除去電極あるいはそ
の他のいずれかの植え込んだ装置においては、サ
イズが大きくなることは一般的に患者に対して不
快感と、手術の危険性を増加させる。

細動除去電極のサイズを増すことはその電気性
能に影響する。従来の電極は、それらがパルスを
受けとるとき電気エネルギが不均一に分配される
ことから生じる「エツジ作用」を受ける。特に、
電流密度は電極の内部領域より電気の縁部におけ
る方が大きい。エツジ作用に対処する方法が（ハ
イルマン他：Heilman et alの）米国特許第
4291047号明細書に開示されている。導電性スク
リーンを囲む絶縁層を貫通した一連の円形開口
が、スクリーンをさらに露出することにより実質
的にエツジ作用を排除するといわれている。大型
の電極で経験する別の問題は電極の長さ（最大の
直線寸法）にわたつて発生し、電極に好ましくな
い電圧勾配をもたらし、その結果電極の性能を劣
化させうる抵抗である。

（発明が解決しようとする課題） 従つて本発明の目的は患者に不当に不快感を与
えることなく電極あるいはその近傍でインピーダ
ンスを低下させるよう大きい有効表面積を有する
植え込み可能の細動除去電極を提供することであ
る。

本発明の別の目的は大きい有効面積を有しなが
らも、移植が容易であつて植え込み個所の形状に
直ちに適合する細動除去電極を提供することであ
る。

本発明のさらに別の目的は比較的大きいサイズ
を可能とし、一方従来の電極に係わる非均一電界
分布を低減する細動除去電極を提供することであ
る。

本発明の別の目的は植え込んだ装置を用いて、
細動除去パルスを経胸腔的に送ることができるよ
うにさせるに十分なサイズと効果性を有する細動
除去電極を提供することである。

（課題を解決するための手段） 前記並びにその他の目的を達成するために、身
体に植え込み可能で組織を刺激する電極が提供さ
れる。前記電極は、称呼幅と称呼幅の少なくとも
５倍の長さとを有する複数の弾性で導電性の電極
セグメントを含む。前記電極セグメントを相互に
機械的に結合しその長さの大部分にわたつて少な
くとも1.5cmの距離だけ各セグメントが相互に対
して隔置するようにする手段が提供される。パル
ス発生手段から組織を刺激する電気パルスを概ね
同時に受け取るよう電極セグメントを電気的に結
合する手段が提供される。その結果は、電極は組
織を刺激するパルスを受け取ると協働して、電極
セグメントを組み入れた幅が少なくとも1.5cmの
有効電極面積を画成する。

一好適形態においては、電極セグメントは直線
であつて、平行に隔置された関係で全て長手方向
に延在している。機械的および電気的結合手段は
細長い導電性のリード線の横方向に延びた遠位端
部分でよい。リード線はその遠位端領域に沿つて
電極セグメントのそれぞれの第１の端部分に接続
され、近位端はパルス発生手段に接続されてい
る。電気絶縁層がリード線を覆い、電極セグメン
トを露出したままとし、概ね長方形の「フアント
ム」領域即ち有効電極領域を画成することが好ま
しい。

代替的に、電極セグメントは典型的にリード線
の遠位端において、あるいはパルス発生手段から
の導電性カツプリングワイヤの共通の接続部から
外方に放射状に延びるようにしてもよい。カツプ
リングワイヤはその長さの大部分にわたつて絶縁
材で被覆されており、カツプリングワイヤの末端
部分のみを露出したままとし電極セグメントの１
個を提供することができる。

さらに別の方法は単一の導電性ワイヤ即ち通路
を含み、その通路の部分が隔置されたセグメント
を提供する。例として、通路は蛇行状に配置さ
れ、その中で並置関係でセグメントを相互に対し
て平行に整合させるようにできる。代替的に導電
性通路をスパイラル状に形成する。いずれの場合
も、隣接するセグメントはそれらの幅より著しく
大きい距離、好ましくはマグニチユード以上の距
離だけ相互に隔置されている。

好適例においては、細長い電極セグメントは長
さが約30cmで、呼称幅が0.5mmで、長手方向に延
び相互に整合し、約３センチ相互に隔置されてい
る。各電極セグメントの一端はパルス発生器への
導電性リードの遠位端部分に取り付けられてい
る。各セグメントの反対側の自由端は例えば、前
述のエツジ作用による局所的な電流密度を最小と
するよう形成したループ状あるいは広がり端のよ
うに大きくしてある。大きなフアントム領域と多
数の導電性セグメントを組み合わせることによ
り、非均一な電流分布を低減する。

高度に導電性の電極セグメントを用いることに
より最良の結果が達成される。従つて、セグメン
トは引抜き溶着ストランド（DBS）引抜き充て
んチユーブ（DFT）等で、プラチナ、あるいは
例えばイリジウム、ルテニウムあるいはパラジウ
ムのようなプラチナ群からの金属でコーテイング
し、あるいは代替的にこれら金属の１つの合金で
コーテイングしたものを含む低抵抗性複合導体か
ら形成することが好ましい。ストランドはチタニ
ウムあるいはプラチニウムで形成できる。適当な
充てんチユーブ状導体はステンレス鋼内にシルバ
ー芯を入れたものから構成されている。電極セグ
メントは単一のワイヤを複数編組あるいは捩り、
コイルの周りに巻いたコイルあるいは編製金網、
即ちスクリーンから形成できる。特に編製スクリ
ーンを採用したある実施例においては、電極セグ
メントを相互に対して確実に位置させるため絶縁
性裏打ちを含めることがさらに望ましい。

高度に導電性の電極セグメントは該電極にわた
つて電圧勾配を低下させ、個々のセグメントが同
時に細動除去パルスあるいはその他の刺激パルス
を同時に受け取ることが判明した。このように、
個別のセグメントは協働して単一の「パツチ」電
極として作用し、全てのセグメントを含有する長
方形あるいはその他の多角形のそれと等しい有効
表面積を有する。一例として、相互に対して３セ
ンチ離され、各セグメントの長さが10cmである５
個の平行の電極セグメントを一例として形成した
電極は120平方cm（12×10）より僅かに大きい長
方形フアントム即ち有効面積を有することにな
る。しかも、寸法が10×12cmの連続した長方形パ
ツチ電極と比較して、本発明による分岐したセグ
メント電極は植え込みが容易で、高電流密度領域
を低減し、それが取り付けられる胸郭あるいはそ
の他の面と容易に適合する。実際に、セグメント
を分岐配置することにより100から200平方cmの範
囲の有効細動除去面積を提供し、一方容易に植え
込みできるようにさせる。

このように、本発明によれば以下のステツプを
含み、人体に細動除去パルスを付与するプロセス
が開示される。

(a) 胸腔および肋骨に近接して、かつ人体の胸部
の第１の側において患者に第１の適応性ある電
極を植え込み、 (b) 胸腔、および肋骨に近接して、前記第１の側
とは反対の胸部の第２の側において患者に第２
の適応性ある電極を植え込み、少なくとも心臓
の一部を第１と第２の電極の間に置き、 (c) 細動除去パルス発生器を植え込み、 (d) 第１と第２の電極を細動除去パルス発生器に
電気的に結合させ、第１と第２の電極にわたつ
てパルス発生器から細動除去パルスを提供する
こと。

希望に応じて、胸腔および肋骨に近接して植え
込んだ１個以上の電極を、カテーテルの遠位端を
右心室の頂部近傍に位置させて、好ましくは心臓
の右心房と右心室とに位置した脈管内カテーテル
に装着した１個以上のコイル状電極と組み合わせ
て使用することができる。

通常心外膜電極を植え込むことを関連して胸腔
へ入れることと比較して、前述のように皮下電極
を経胸腔的に位置させることは著しく観血性が少
なくなり、肋骨と胸腔との一体性を保ち、感染の
危険性を低下させる。

しかも、心外膜組織へ直接に固定することを含
みその他の植え込み個所を本発明により採用し、
比較的大きい有効電極面積を達成し、一方さらに
著しく電流密度を分布させることにより患者に対
して快適さを保つことができる。

前述およびその他の特徴や利点を完全に理解す
るために、以下の詳細説明並びに図面を参照す
る。

（実施例） 図面を参照すれば、第１図には３個の平行で隔
置された電極セグメント１８，２０，２２を含む
細動除去電極１６が示されている。各セグメント
はその幅（第２図はＷ）より著しく長い長さＬを
有する。例えば長さが30cmで称呼幅は好ましくは
0.5mmである。一般的には、幅は0.25−５mmの範
囲内である。隣接するセグメントは称呼幅より著
しく大きい距離Ｄ、例えば３cm離されている。こ
の中心間の間隔は少なくとも1.5cmであつて、30
cmを上廻らないことが好ましい。

電極セグメント１８，２０，２２はそれぞれの
第１の端部で導電性リード線の遠位端部分２４に
固定されている。リード線はその近位端に連結し
たパルス発生器（図示なし）から電極セグメント
へ電気パルスを導く。遠位端でのリード線２６は
図示のように横方向に隔置された形態で長手方向
に延びた電極セグメントを構造的に支持する。

リード線２６の導電性部分は、例えば医療用等
級のシリコーンゴムあるいはポリウレタンのよう
な身体に馴じむポリマ構成することが好ましい電
気絶縁性カバー即ち外被２８で囲んでいる。第２
図から判るように、リード線はステンレス鋼のチ
ユーブ３２により囲撓されたシルバーの芯３０か
ら形成された合成導体を含む。このタイプの複合
導体は、インデイアナ州フオート ウエインの
FWMリーサチ プロダクツ社：FWM
Research Products of Fort Wayne，Indiana）
から市販されているMP35N（商標）の合金の引
抜きされたフイールドチユーブとして知られてい
る。さらに、プラチニユムのコーテイング３４が
好ましくはスパタリングあるいはその他の溶着法
によりステンレス鋼の上に施される。プラチナが
好ましいものの、コーテイング３４はまたプラチ
ナ群からの別の金属（例えばイリジウム、ルナニ
ウムおよびパラジウム）あるいはこれら金属の合
金から構成してもよう。絶縁外被２８はプラチナ
層に隣接して囲む。

第３図から判るように、電極セグメント２２
（および同様にセグメント１８，２０も）の構造
はリード線２６の導電部分の構造と概ね同様であ
る。このようにセグメントは極めて導電性であ
る。プラチニウムのコーテイング３４は絶縁性外
皮により被覆されていないセグメントに別の利点
を提供する。特に、プラチニウムのコーテイング
は蒸着により付与されるとミクロ組織を提供し電
極セグメントの反応性表面積を著しく増加させ、
電極のニアフイールドインピーダンスを低減させ
る（「ニアフイールド」インピーダンスとは化学
的および電界作用により電極と関連した電圧損失
を言及する）。この特徴の詳しい説明については、
本特願の譲受人に譲渡された、1990年４月20日出
願の米国特許第512651号を参照されたい。インタ
フエースのインピーダンスが低減することによつ
て、刺激性電極と、無関係の、即ち信号復帰電極
との間で測定した全体のシステムインピーダンス
に対するバルクインピーダンスの比を増加させ
る。このように、電圧低下の多くは、希望する刺
激を発生させることが有用な組織にわたつて発生
し、非生産的な個所での電極で発生する電圧低下
より比例的に少ない。このため全体の電位差ある
いはパルスの持続時間を低減させることができ、
いずれの場合も細動除去に必要なエネルギを低減
させる。

セグメント１８，２０および２２の間の分離が
十分であれば、電流の分布はより均一とされる。
セグメント１８，２０および２２の端部における
エツジ作用のための電流密度の差に対応するため
に、これらの端部でそれぞれループ３６，３８，
４０が形成されている。代替的に、前記端部は広
げるか、あるいは拡大させることができ、そのた
め好ましくない高電流密度が概ね無くなる。前記
のように端を拡大させると、電極セグメントを適
所に固定しようとする傾向があるので植え込みを
しやすくなる。

電極セグメントは電気的に共通であるので、電
極は細動除去パルスを同時に受け取り、かつ伝送
する。電極セグメントは十分相互に近接している
ので協調して機能し、４２で点線で示すようにセ
グメントを組み入れた有効面積即ちフアントム面
積を提供する。換言すれば、電極セグメント１
８，２０および２２は全体的に長方形の有効面積
を画成し、連続したパツチ電極と比較して人体の
組織の外形や動きに対して著しく大きい順応性を
提供する。さらに、電極の間の間隔が、連続した
パツチ電極のそれ以上に、著しく均一な電流分布
を発生させることにより重要な電気的機能を発揮
する。パツチ電極はそれらの縁部の周りで極めて
高電流密度の領域とその中央部分で低電流密度の
領域とを有することが知られている。セグメント
化された電極を用い、かつセグメントを相互から
離すことにより、電流が隣接するセグメントの間
を流れることができるので、はるかに高い電流が
有効即ちフアントム面の中央領域まで送ることが
できる。このため心臓にわたりより均一な電界が
得られる。

第４図は５個の細長い電極セグメント４６，４
８，５０，５２，５４を組み入れ、各々のセグメ
ントが電極１６に関して説明したように、好適な
幅と著しく長い好適な長さとを有している細動除
去電極４４の代替実施例を示す。電極セグメント
４６−５４の各々は金網パターン５５の一部であ
り、長手方向に延びている。前記パターンの横方
向に延びた端部分５６，５７セグメントをリード
５８に結合する。絶縁外皮６２が電極４４からリ
ードの近位端までリード線５８を囲んでいる。電
気絶縁性裏打ち６４が金網パターン５５を支持す
る。金網パターンは絶縁層６６により被覆されて
いる。スロツト６８，７０，７２，７４が前記裏
打ち６４と、隣接する電極セグメントの間の層６
６に形成されている。

第５図は、インジアナ州フオートウエインの
FWMリサーチ プロダクツ社（FWM
Research Products，Fort Wayne，Indiana）
から市販されているDBS（引抜き溶着ストラン
ド）として知られる複合導体の代替形態を示す。
図示のように、シルバー芯７３がステンレス鋼の
ワイヤ７５に囲まれている。前記構造体は加熱さ
れ、引き抜いて全てのワイヤを共に溶着する。そ
の結果、シルバーの芯とステンレス鋼の外殻即ち
チユーブとからなる中実で連続した複合導体が得
られる。

第６図は複数の複合導体７６を捩つた形態で含
む、電極１６あるいは電極４４のいずれかの電極
セグメントの代替構造を示す。導体の各々は前述
のようにプラチナでコーテイングしたステンレス
鋼チユーブの内部にシルバーの芯を含入すること
ができる。単一ワイヤ配置あるいは多数ワイヤ配
置の代替的な複合導体はプラチナあるいはプラチ
ナで被覆したチタンのリボンあるいはワイヤを含
む。捩れ構造にすることによつて電極セグメント
の弾力性と被労に対する抵抗性とを高める。その
他の代替例としては編組み、あるいは編製ワイヤ
を含む。

第７図は電気絶縁性裏打ち８０上の編製金網即
ちスクリーン７８の形態の電極セグメントの代替
構造を示す。このタイプの電極セグメント構造
は、例えば第４図に示す電極４４を用いて心外膜
に位置づけるのに特によく適している。

第８図と第９図とに示す別の代替的なセグメン
ト構造はポリウレタン、医療等級のシリコーンゴ
ム、あるいはその他の適当な身体に馴じむ材料で
作つた弾性で電気絶縁性の円筒形の芯８２を含
む。芯８２は、例えば第２図に示すワイヤあるい
は複合ケーブルが好ましい導電性のコイル８４に
より囲まれている。らせん状に巻かれたコイル導
体は前述の配置のいずれよりも最大の弾力性と被
労に対する抵抗性を提供し、このため直接心外膜
に取り付けたり、先頭のセグメントに連続して、
あるいは繰り返して筋肉の収縮あるいはその他の
急激な組織の運動が作用するその他のいずれかの
植え込み個所で用いる場合に好ましい。その他の
実施例と比較して欠点は、等しい長さを有してい
る他の実施例のセグメントと比較してらせんコイ
ル状の電極セグメントは引張強度が小さくて導通
通路が著しく長いことである。

代替構造の全ては、第１にそれらが植え込まれ
る植え込み個所において身体組織の形状に直ちに
適合すること、第２に、長い間にわたつて筋肉の
収縮やその他組織の運動の間組織に連続的に適合
するという点において極めて適合性がある。

第１０図は分岐状に形成され、共通の接合部で
応力逃し領域９４から放射状に伸びる即ち外方に
延びている電極セグメント８８，９０，９２を含
む別の実施例の細動除去電極８６を示す。接合部
９４はパルス発生器（図示せず）へのリード線９
６の先端領域に位置し、絶縁外被９８で囲まれた
導電性部分を含む。リード線の導電性領域と電極
セグメントとは前述のように構成できる。

前記電極の応力逃し部分は電気絶縁性で、セグ
メントの一部を覆い、相互に離隔したセグメント
の部分を露出状態とし、点線で示す有効面積即ち
フアントム面積を画成する。前述のように、セグ
メント８８−９２は約0.5mmが好ましい称呼幅と、
幅より、例えば少なくとも５の係数を掛けた分長
い長さを有する。セグメントの自由端にはそれぞ
れ反応質量即ち反応体１０２，１０４，１０６が
ある。前記体部は例えばプラチナあるいは金のよ
うな導電性で塑性変形性の材料から構成され、第
１０図から判るように、セグメント８８−９２の
厚さより僅かに広いスロツト１０８を含む。各体
部はそれぞれの電極のセグメントの自由端に、そ
の自由端を各スロツト内に挿入して、かつ該体部
を挟んで電極セグメントに該体部を摩擦固定する
ことにより取り付けられる。このように体部１０
２−１０６はセグメントの自由端において拡大部
を提供して自由端に高電流密度が発生する機会を
低減させ、自由端を固定する手段を提供する。

第１１図から第１３図は電極８６の代替的な形
態を概略図示する。特に、第１１図は２本の交差
するケーブル１１２，１１４を電気的および機械
的に結合するクランプ１１０を示す。ケーブル１
１２はリード線９６の一部であつて、リード線の
遠位端部が中央セグメント９０を提供する。電極
セグメント８８，９２はケーブル１１４の両端部
分である。電気絶縁外被９８の延長部分１１６が
クランプ１１０およびケーブル１１２，１１４の
一部を被覆しセグメントを露出したままとする。

第１２図においては、セグメント８８，９０お
よび９２はリード線９６の末端にあるクランプ部
材１１８から放射状に延びる。代替的にセグメン
ト９０はリード線の遠位端部であり、その場合リ
ード線の残りの部分、クランプ部材１１８、およ
び電極セグメントの一部に絶縁カバー１１９が設
けられる。

第１３図においては、クランプ部材１１８が電
極セグメント８８，９０，９２をリード線９６の
遠位端部分に固定する。絶縁外被９８は末端部分
１２０を露出状態のままとし、そのため第４の電
極セグメントとして機能する。

第１４図は遠位端部１２６に湾曲した、蛇行状
形状を形成したリード線１２４を含む別の実施例
の細動除去電極１２２を示す。絶縁外被１２８が
リード線を被覆し、末端領域を露出状態のままと
する。別の絶縁が電極の湾曲部分１３０，１３
２，１３４を被覆して、相互に整合し、並置され
た４個の平行セグメント、即ちある長さ部分１３
６，１３８，１４０，１４２を画成する。

第１５図、第１６図および第１７図は電気絶縁
性裏打ち１４８の上に金網即ちスクリーン１４６
を備えた電極１４４を含む代替的な蛇行状電極形
態を示している。第１５図および第１６図は平行
の電極セグメント１５２，１５４，１５６および
１５８を含む導電通路１５０を示す。セグメント
１５８の遠位端は１６０で大きくされてエツジ作
用による電流密度に対処する。

第１７図においては、電極１６２は、一対の全
体的に長方形の電気絶縁層１６６および１６７の
間に形成された蛇行した導電通路１６４を含む。
層１６６における蛇行した開口が金網層１６８の
一部を露出する。１７０，１７２，１７４におけ
るパツチのスリツトがパツチが植え込み個所に適
合できるようにする。導電通路の選定した部分を
希望に応じて絶縁材で被覆し、丁度平行のセグメ
ントを露出状態に残す。

第１８図は、リード１８０の遠位端部における
単一の導通通路１７８のスパイラル状に形成され
ているさらに別の実施例の細動除去電極１７６を
示す。この通路は放射状方向に同様の呼称幅を有
する前述のような、コーテイングして複合ケーブ
ル、金網あるいはスクリーンでよい。スパイラル
のピツチ、即ちスパイラルにおける隣接する円弧
の間の半径方向間隔Ｄは約３センチが好ましい。
このように、有効電極面積が１８２において点線
で示すようにスパイラルの最外側の円弧を取り囲
む。前記スパイラルは、図示のように、少なくと
も２回の完全巻き、あるいは長さ部分を含み、各
巻きは円弧状の電極セグメントを形成してそれぞ
れ半径方向内方および外方のセグメント１８４，
１８６を提供する。

特定の実施例とは無関係に、本発明により構成
した電極は、植え込み可能の細動除去電極に対し
て従来実用的であつたものより著しく大きい有効
面積即ちフアントム面積を提供する。このことの
１つの理由は隣接する電極セグメントの間に間隔
を設けたことであつて、このため、身体の組織の
形所に適合し、かつ、事実上何ら被労をもたらす
ことなく筋肉の収縮やその他の急激で急速な組織
の動きに「動的」に対応するという点においてよ
り適応性のある電極を提供するからである。大き
いサイズを許容する別の特徴は高度に導電性の電
極セグメント並びにリード線の遠位端部分あるい
は電気的に電極セグメントを結合させる他の機構
を採用したことである。このため、比較的大型の
電極にわたつて許容しうる低電圧勾配を保証す
る。

前述にように、大型であるがセグメント化した
電極により、従来技術による連続したパツチ電極
と比較して著しく均一な電流分布をもたらす。第
１９図は連続したパツチ電極１８７と平行で隔置
したワイヤあるいはセグメント１８９との間で電
界を点線で概略図示する。隣接するセグメント１
８９は相互に対して極めて近接し、例えば約５mm
の距離で相互に隔置されている。隣接するセグメ
ント１８９間のインピーダンスが低いため、これ
らのセグメントとそれに介在する組織との間に事
実上電位差の差は無い。電流の殆どが端のセグメ
ント１８９に沿つて流れ、中間のセグメントの近
く、あるいはセグメントの間で電流が流れること
は極めて少ない。その結果、電極１８７と同様
に、セグメント１８９で形成された電極は非均一
な電流分布を示し、外縁部で極めて高い電流密度
が、中間領域に沿つては低い電流密度が発生す
る。

第２０図においては、それぞれセグメント１９
１，１９３を備えた２個の電極の間の電界は各電
極にわたつて概ね均一な電流密度を示す。ここで
も電界は点線で示され、隣接する電極セグメント
の間で十分な間隔をとることの重要さを示してい
る。特に、電極セグメント１９１，１９３は、介
在する組織に対して十分な距離だけ相互に隔置さ
せ隣接する電極セグメント間で著しい電気インピ
ーダンスを提供する。このように、中間のセグメ
ントを含むセグメント１９１，１９３の各々は対
の電極の対向する電極に応答し、これら電極の中
央領域にわたる電流密度が縁部における電流密度
と概ね等しくさせる。

第２１図は、コイル間あるいは隣接し平行の電
極セグメントの間の間隔と、それぞれ１９５，１
９７および１９９で示す２個、３個および４個の
セグメントの群に対するインピーダンスとの関係
を示す。全ての場合において、インピーダンスは
隣接するセグメントが最も近接したときの最大と
なる。全ての場合において、前記間隔を１cmから
好ましい３cmまで上げるとインピーダンスを低減
させ、各々の場合は間隔が３cmを越えるとさらに
改良されることを示している。選択した間隔に対
して、４個のセグメントからなる電極はインピー
ダンスが最低であることを示し、このことは大き
い電極は一般的にインピーダンスが小さいという
事実に照せば驚くにたらない。

このように、隣接するセグメント間の間隔が少
なくとも1.5cmであるとき、インピーダンスの低
減並びに電界の均一性という点において電極の性
能が著しく改良されることが判明した。前記間隔
の上限はそれ程厳しくなく、電気的性能上の制約
よりもむしろ物理的（サイズとから患者の安楽
性）制約を受ける。前記の限度内で、適正な間隔
は使用される材料並びに植え込みの所望位置によ
つて決まる。しかしながら、一般的には隣接する
セグメント間の３cmの間隔が満足のいくものであ
ることが判明した。

第２２図は、例えば、電極１６に類似の隔置し
た電極１８８，１９０を含む植え込んだ細動除去
装置を概略図示する。細動除去装置はさらに、パ
ルス発生器１９２、該パルス発生器を電極１８
８，１９０に接続するリード線１９４，１９６と
を含む。双方の電極は皮下配直で、胸部領域にお
いては肋骨の外側にある。電極は心臓１９８の両
側に位置している。特に、電極１８８は心臓の左
側で、その前側にある。電極１９０は心臓の後側
で、右側にある。細動除去パルスを経胸腔的に付
与するには各電極の電極セグメントを隔置させて
本発明により達成される大きい表面積を有する電
極を必要とする。また、パルス発生器１９２も心
臓１９８の前側で左側、そして電極１８８の下方
に取り付けられている。パルス発生器は心臓脈動
の電気作用を検出する回路を組み入れることがで
き、その場合、電極１８８，１９０が前記電気作
用を検出し、細動除去パルスを送るために使用さ
れる。

第２３図は、本発明により構成された電極２０
０がリード２０４により細動除去パルス発生器２
０２に連結されている細動除去装置を示す。これ
も本発明により構成された別の電極２０６が心外
膜組織に直接適用されている。電極２００は肋骨
２０７の内側に位置し、希望に応じて胸腔内に位
置させることができる。電極２００を心臓の左側
に位置させ、電極２０６を右心室に位置させて、
心臓にわたり刺激を与える。

第２４図は、第２２図のように心臓２１０の前
側で、右側に位置した電極２０８を含む細動除去
電極装置を示す。第２の電極２１２は右心房にお
いて脈管内カテーテルの末端近くに位置し右心室
の頂部で終つているコイルの形態で提供されてい
る。

植え込み位置とは関係なく、本発明により構成
した電極は（100−300平方cmの範囲の）比較的大
きく、しかも身体の組織の形状や収縮あるいはそ
の他の動にも直ちに馴じむ有効面積を提供する。
狭幅の電極セグメントは端部でループあるいはそ
の他の拡大部を設けエツジ作用による高電流密度
に対処し、かつ固定手段を提供する。本発明によ
るリード線の形態はさらに肋骨の外側での皮下植
え込みを許容し、電極セグメントを組み入れたフ
アントム領域に基く事実上大きいサイズのため細
動除去エネルギを効果的に発生させる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明により構成した細動除去電極の
上平面図、第２図は第１図の線２−２に沿つて視
た断面図、第３図は第１図の線３−３に沿つて視
た断面図、第４図は本発明により構成した代替実
施例の電極の上平面図、第５図から第９図は電極
の電極セグメントの代替構造を示す図、第１０図
は本発明により構成した別の代替実施例の電極の
平面図、第１１図から第１３図は第１０図に示す
電極のさらに別の代替形態を示す図、第１４図は
別の実施例の電極の上平面図、第１５図、第１６
図、および第１７図は別の実施例の電極を示す
図、第１８図はさらに別の実施例の電極の上平面
図、第１９図は連続したパツチの電極と、セグメ
ントが相互に対して近接している電極との間の電
界を概略示す図、第２０図は本発明により構成し
た２個の電極の間の電界を概略示す図、第２１図
は２個から４個のセグメントを備えた電極の各々
の隣接するセグメント間の間隔の関数としての電
極間インピーダンスをプロツトした図、第２２
図、第２３図および第２４図は本発明を実施した
電極を組み入れた細動除去装置に対する代替的な
植え込み方法を示す線図である。 図において、１６……電極、１８，２０，２２
……電極セグメント、２４……リード線の末端部
分、２６……リード線、２８……カバー、３０…
…芯、３２……チユーブ、３４……コーテイン
グ、３６，３８，４０……ループ、４４……電
極、４６，４８，５０，５２，５４……電極セグ
メント、５８……リード線、７８……スクリー
ン、８２……芯、８４……コイル、８６……電
極、８８，９０，９２……電極セグメント、９４
……接続部、９６……リード、１０２，１０４，
１０６……電極セグメント、１２２……電極、１
２４……リード、１３６，１３８，１４０，１４
２……電極セグメント、１４４……電極、１５
２，１５４，１５６，１５８……電極セグメン
ト、１７６……電極、１８０……リード、１８
４，１８６……電極セグメント、１８７……電
極、１８８，１９０……電極、１９２……パルス
発生器、１９４，１９６……リード、１９８，２
１０……心臓、２００……電極、２０２……パル
ス発生器、２０４……リード、２０６……電極、
２０７……肋骨、２０８……電極、２１２……電
極、２１４……カテーテル。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 近位端領域と遠位端領域とを有する細長く導
   電性のリード線と、 複数の適応性の導電性電極セグメントと前記リ
   ード線の近位端におけるパルス発生手段からの組
   織刺激電気パルスを概ね同時に受け取るよう前記
   リード線の遠位端領域で前記セグメントを結合す
   る接続手段とを含む電極であつて、前記電極セグ
   メントの各々がその長さの殆んどにわたつて少な
   くとも1.5センチの距離だけ他の電極セグメント
   から相互に隔置されるように隔置、かつ並置関係
   で配置され、前記電極セグメントは組織を刺激す
   るパルスを受け取るとき協働して、全ての電極セ
   グメントを組み入れ且つ少なくとも1.5センチの
   幅を有する有効電極面積を画成する電極とを含む
   ことを特徴とする体内に植え込み可能の組織刺激
   電極組立体。 ２ 請求項１に記載の組立体において、 前記電極セグメントが直線で、互いに平行隔置
   関係にあることを特徴とする電極組立体。 ３ 請求項１に記載の組立体において、 前記電極セグメントの各々が、導電性金属製チ
   ユーブ内でシルバーの導電性芯を有する少なくと
   も１本の導電性ケーブルと、前記チユーブを覆
   い、基本的にプラチナ、イリジウム、ルテニウム
   およびパラジウムの中の１つ以上から基本的に構
   成される層とを含むことを特徴とする電極組立
   体。 ４ 請求項１に記載の組立体において、 前記電極セグメントの各々が共通の接続部から
   放射状に延びていることを特徴とする電極組立
   体。 ５ 請求項４に記載の組立体において、 単一の導電性通路が前記の電極セグメントの中
   第１と第２の電極セグメントを形成し、第３の電
   極セグメントが前記導電通路の中間に接合されて
   いることを特徴とする電極組立体。 ６ 請求項１に記載の組立体において、前記セグ
   メントが単一の導電性ワイヤの一部からなること
   を特徴とする電極組立体。 ７ 請求項６に記載の組立体において、 前記導電通路が前記リード線の遠位端領域から
   なることを特徴とする電極組立体。 ８ 請求項７に記載の組立体において、 リード線を概ね被覆し、遠位端領域を露出した
   ままとする電気絶縁性層をさらに含むことを特徴
   とする電極組立体。 ９ 請求項７に記載の組立体において、 前記リード線の遠位端領域が蛇行形状で、前記
   セグメントが互いに平行、かつ整合して並置して
   いることを特徴とする電極組立体。 １０ 請求項７に記載の組立体において、 前記遠位端領域がスパイラル状であることを特
   徴とする電極組立体。 １１ 近位端と遠位端とを有する導電性リード線
   と、 前記リード線の近位端に結合された細動除去パ
   ルス発生手段と、 前記リード線の遠位端に設けられ、称呼幅とこ
   の称呼幅の少なくとも10倍の長さとを有する電極
   であつて、湾曲形状に配置され、該電極の複数の
   長さ部分が並置して整合し、概ね平行で隔置され
   た関係で配置され、前記長さ部分に垂直の方向に
   おいて隣接する長さ部分の間の間隔が少なくとも
   1.5センチである電極とを含むことを特徴とする
   体内に植え込み可能の電極組立体。 １２ 請求項１１に記載の組立体において、 前記電極が蛇行状に配置され、前記長さ部分が
   直線で並置されていることを特徴とする電極組立
   体。 １３ 請求項１１に記載の組立体において、 前記電極が蛇行状に配置され、前記長さ部分の
   各々が前記蛇行の円弧部分をなすことを特徴とす
   る電極組立体。 １４ 請求項１１に記載の組立体において、 前記称呼幅が最大2.5センチであることを特徴
   とする電極組立体。