JPH0670990A - 心臓刺激装置 - Google Patents

心臓刺激装置

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JPH0670990A
JPH0670990A JP5122299A JP12229993A JPH0670990A JP H0670990 A JPH0670990 A JP H0670990A JP 5122299 A JP5122299 A JP 5122299A JP 12229993 A JP12229993 A JP 12229993A JP H0670990 A JPH0670990 A JP H0670990A
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JP
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conductive surface
electrode
stimulation
cardiac
conductor
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JP5122299A
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English (en)
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Ulf Lindegren
リンデグレン ウルフ
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Siemens Elema AB
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Siemens Elema AB
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    • 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
    • A61N1/0565—Electrode heads

Abstract

(57)【要約】 【目的】 患者個々に対して理想的なスレッショールド
値を達成し、そしてそれによって最低のエネルギー消費
が常に得られる心臓刺激装置を提供する。 【構成】 本発明は、少なくとも第１導電性表面（４〜
７）および第２導電性表面（４〜７）を持つ、その末端
上に設けられた電極ヘッド（３）を有する電極装置
（１）と、刺激パルス発生器（２１）と、および導電性
表面（４〜７）をどのような可能性のある組み合わせで
も刺激パルス発生器（２１）に選択的に接続するための
スイッチ（１５）とを含む、心臓組織の心臓内刺激のた
めの心臓刺激装置（１４）に関する。エネルギー消費を
減少させるために、刺激のための可能な導電性表面（４
〜７）の可能な組み合わせの数を自動的に試験し、そし
て最も低い刺激スレッショールドを提供する組み合わせ
を選択する自動捕捉装置（２３）が設けられる。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は心臓組織の心臓内刺激お
よび／または心臓信号の感知のための心臓刺激装置に関
するものであり、電極装置の末端に設けられた電極ヘッ
ド、ここにおいて電極ヘッドには少なくとも、心臓組織
を刺激しおよび／または心臓信号を感知するための、第
１導体に接続されている第１導体表面および、心臓組織
を刺激しおよび／または心臓信号を感知するための第２
導体表面、前記第２導体表面は第１導体表面からは絶縁
されており、さらに第１導体から絶縁されている第２導
体には接続されている、とが備えられている電極ヘッ
ド、を持つ電極装置と、刺激パルス発生器および／また
は、検出器および、あらゆる望ましい方法において、１
つの導体表面、または複数の導体表面を刺激パルス発生
器および／または検出器に接続するためのスイッチ、と
を含む、心臓刺激装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】米国特許第４，６２８，９３４号は、心
臓刺激装置を説明しており、その中では電極装置の末端
に複数の独立的に接続できる電極が取り付けられてい
る。その特許の中で説明されているリング電極は、比較
的離されて設置されており、そして導電性の電極チップ
は、現在の用途がもたらす問題を解決することができな
い。
【０００３】１つの電極装置は米国特許第３，９１１，
９２８号によって従来技術となっている。複数の比較的
小さな導電性表面がスレッショールド値およびそれによ
って、エネルギー消費を減少させるために電極装置のヘ
ッド部分に配置されている。この電極装置のヘッド上の
すべての導電性表面は同じ導体に接続されている。この
ことは、導電性表面の幾つかは刺激のために心臓組織と
接触しないために、不必要な過剰なエネルギー消費とい
う結果を招く。
【０００４】米国特許第４，７６０，８５２号はその末
端が同じ導体に接続されている複数の比較的大きな導電
性表面を持つペースメーカー電極を説明している。
【０００５】
【発明の目的】本発明の目的は、これを用いて患者個々
に対して理想的なスレッショールド値を達成し、そして
それによって最低のエネルギー消費が常に得られ、前に
説明したような形式の心臓刺激装置を達成することであ
る。別の目的は心臓信号の理想な感知を達成することで
ある。
【０００６】
【発明の構成】この課題は、最小化されたエネルギー消
費をもって最適の刺激を達成するために、導体を通して
導体表面が自動的に刺激パルス発生器に異なる組み合わ
せで接続されるような方法で動作する自動捕捉装置の助
けを得て制御されるスイッチを持つ心臓刺激装置によっ
て解決される。
【０００７】心臓刺激装置に関するこの設計の結果とし
て、最低の刺激スレッショールドを提供する単数または
複数の刺激表面が自動的に選択される。
【０００８】もし１つの導電性表面が刺激電極として動
作し、そして他の導体表面が中立電極として動作するの
であればこの接続方法が有利である。
【０００９】例えば、３つの導体表面を持っているなら
ば、刺激パルスは、単極性的に１つの表面、２つの表面
または３つの表面の組み合わせを通して供給でき、また
は双極性的に２つの単独の表面の間で、または１つの表
面と二重化された表面との間で供給できる。自動捕捉装
置はすべての可能な組み合わせを試験するか、または医
者によってプログラムされた選択された組み合わせの数
を試験する。
【００１０】さらに、刺激パルスは時間および振幅によ
って異なる表面に移されることも可能である。このこと
は、パルスの継続時間が変化することを意味しており、
そしてこのことはまた、以前のパルスが発散される前
に、第２のパルスが到着するということをも意味してい
る。この方法によって、パルスは求められる正確な形態
で与えられる。同様に、心臓信号の感知は、最も低い感
知スレッショールドを提供する表面から得られる。
【００１１】刺激が双極性であるとき、最も低い刺激ス
レッショールドを与える導電性表面が、刺激パルス発生
器の負出力に接続されているならば好都合である。
【００１２】導体を通して、感知のために検出器に接続
される導体表面の数および選択が、刺激のために使用さ
れる導体表面とは独立的に選定されるときに、心臓刺激
装置の別の有利な形態が達成される。このことは、電極
ヘッドの感知用表面の大幅な選択を与える結果となる。
感知用表面は、これが刺激のために用いられたのと同じ
表面ではないように、選択されることができる。
【００１３】刺激用表面は、次に極性化され、そして刺
激用表面の極性化電圧によって、なんらかの感知が「ダ
ウン」するので、このことは刺激の直後の感知において
有利である。本発明によると、すべての導電性表面が、
感知のために検出器に接続されることが可能である。
【００１４】本発明の別の実施例によれば、導電性表面
が、均等に電極ヘッドに配分されることが可能である。
この方法によって、１つまたはそれ以上の電極表面が心
臓組織に対して理想的に常に位置決めされることが可能
である。
【００１５】本発明の付加的な実施例によれば、電極ヘ
ッドが半球型であり、そして導電性表面が互いに近づい
たアレーとなるように、提案される。
【００１６】この方法によって、比較的大きな数の導電
性表面が、極めて小さな電極ヘッド上に設けることが可
能である。この電極ヘッドの形状は、心臓組織が損害を
与えられないようにすることを確実にする。
【００１７】本発明の１つの望ましい実施例によれば、
電極ヘッドの中心は、導電性表面を持つ突き出し部分を
有している。この突き出し部分が著しく小さいため、電
極ヘッドが位置変えされても、この部分は少なくとも心
臓組織と接触したままでいる機会を持っている。
【００１８】設計上単純な、本発明の１つの形態は、電
極ヘッドが互いに他から絶縁された少なくとも２つの導
電性ボディからなることを提案する。
【００１９】そのような実施例設計によって、導電性ボ
ディの一方が他に関して置き代わるような構造をもつこ
とができる。自由端の側に加えて、突き出しボディの自
由端はボディの導電性表面間のどのような導通において
も保護されるように絶縁されている。電極ヘッドのこの
構造の結果として、１つのボディ、もしくは他の、また
は両方のボディの導体表面は、同時に心臓組織の刺激お
よび／または心臓信号の感知のために用いることができ
る。
【００２０】本発明の別の実施例は、そのうえに少なく
とも１つの導電性表面が設けられた外力性固定用コンポ
ーネントが備えられているような電極ヘッドを提案して
いる。これは電極ヘッドの心臓壁への固定と少なくとも
２つの導電性表面が、心臓組織と接触することを確実に
することの両方を成し遂げる。
【００２１】本発明の構造的に簡単な実施例の１つにお
いては、固定用コンポーネントが螺旋形であるように提
案されている。この方法によって電極ヘッドが心臓組織
内に部分的にねじこまれることが可能である。
【００２２】本発明の望ましい実施例においては、少な
くとも１つの導電性表面は、微少孔性材料から造られて
いる。この微少孔性材料の結果として、刺激電極および
中立電極は同時に導電性電極が比較的大きい場合でも極
めて小さくすることが可能である。
【００２３】本発明によれば、少なくとも１つの導電性
表面はまた、イオン交換材料の層によって覆われること
が可能である。このイオン交換材料はまた、汚染粒子に
対する保護として働く。導電性表面は、特に表面が微少
孔性材料でつくられているときに、そのような粒子に対
して極めて敏感である。
【００２４】本発明は少なくとも１つの導電性表面上に
薬物のコーティングを持たせることによって、適度に洗
練させることができる。このコーティングは電極ヘッド
が心臓壁に対しておしつけられるか、またはねじこまれ
るときに炎症抑制効果を持っている。この方法によっ
て、電極ヘッドの周囲に繊維性組織の形成や、生じ得る
何らかの不都合が回避または減少される。
【００２５】
【実施例】本発明は、添付図面と関連してより詳細に説
明される。
【００２６】図１は、患者の心臓組織の心臓内刺激およ
び／または心臓信号の感知のために用いられる心臓刺激
装置１４を描いている。
【００２７】装置１４は、その末端に半球型電極ヘッド
３が設けられた電極ケーブル２を含む電極装置１を有し
ている。電極ヘッド３には、電極ヘッド３上に均等に配
置された、そして絶縁材料８によって電気的に分離され
ている４つの丸い接近して設けられた導電性表面４、
５、６、７、が設けられている。
【００２８】導電性表面７は、この図１においては隠さ
れている。
【００２９】各導電性表面４、５、６、７、は、電極ケ
ーブルの基端に延びるそれ自身の眺められた、フレキシ
ブルな導体９、１０、１１、１２、に接続されており、
導体９、１０、１１、１２は、互いに他に対して絶縁さ
れている。
【００３０】電極ケーブル２にもまた絶縁の外層１３が
設けられている。
【００３１】心臓刺激装置１４は、電極ケーブル２の基
端に接続されている。
【００３２】心臓刺激装置１４はさらに、電極ヘッド３
上の導電表面４、５、６、７、に関するそれ自身の導体
９、１０、１１、１２にそれぞれ接続されている４つの
接続端子１６、１７、１８、１９を持つスイッチ１５を
含んでいる。
【００３３】スイッチ１５はまた、出力端子１６、１
７、１８、１９に接続されている電子化ユニット２０を
持っている。心臓刺激装置１４は付加的にこのそれぞれ
が独立的に電子化ユニット２０に接続されている、刺激
パルス発生器２１および見地？のための検出器２２、そ
して刺激パルス発生器２１に、検出器２２にそして電子
化ユニット２０に接続されている自動捕捉機能ユニット
２３とを有している。
【００３４】図２は、導電性表面４、５、６、７、が電
今日ヘッド３上に均等に配置されていることを示してい
る。導電性表面４、５、６、７、は、図３における電極
装置の断面図で理解できるように、互いに他から絶縁さ
れた導体９、１０、１１、１２の１つに他端が接続され
ている導電性材料からつくられているワイヤーの末端で
ある。
【００３５】電極ケーブル２が公知の方法によって患者
の心臓内に導入され、そして電極ヘッドが心臓組織に取
り付けられた後、刺激発生器２１は、電子化ユニット２
０を通して、たとえば出力端子１８および導体１１によ
って、導電性表面６にスイッチされ、次に心臓組織を刺
激するための電圧が、前記表面６に加えられる。
【００３６】心臓信号を感知するために、検出器２２は
次に、同様な方法で、電子化ユニット２０を通して、出
力端子１６、１７、１８、１９の１つまたはそれ以上を
通して、そして相当する導体９、１０、１１、１２を通
して、導体表面４、５、６、７の１つまたはそれ以上に
スイッチされる。
【００３７】導体９、１０、１１、１２の１つまたはそ
れ以上を通して検出器２２に接続されている導体表面
４、５、６、７の数および選択は、感知のために使われ
る単数または複数の導電性表面４、５、６、７とは独立
的に選択することができる。すべての導電性表面４、
５、６、７は、都合よく検出器２２にスイッチされるこ
とができる。
【００３８】図４においては、自動捕捉機能を実行する
心臓刺激装置１４における構成および、電極表面構造の
選択とがブロック図として示されている。
【００３９】図１に既に示されているように、刺激パル
ス発生器２１、検出器２２、および自動捕捉機能ユニッ
ト２３は、電子化ユニット２０に接続されている。
【００４０】電子化ユニット２０においては、第１スイ
ッチ１２１が出力端子１６と刺激パルス発生器２１との
間に接続され、第２スイッチ１２２は、出力端子１７と
刺激パルス発生器２１との間に接続され、第３スイッチ
１２３は、出力端子１８と刺激パルス発生器２１との間
に接続され、第４スイッチ１２４は、出力端子１９と刺
激パルス発生器２１との間に接続され、第５スイッチ１
２５は、出力端子１６と検出器２２との間に接続され、
第６スイッチ１２６は、出力端子１７と検出器２２との
間に接続され、第７スイッチ１２７は出力端子１８と検
出器２２との間に接続され、そして第８スイッチ１２８
は出力端子１９と検出器２２との間に接続される。自動
捕捉機能ユニット２３によって、作動されるとき、スイ
ッチ１２１から１２８は選択的にどのような出力端子１
６、１７、１８、１９、または、出力端子１６、１７、
１８、１９、の組み合わせを、パルス発生器２１および
／または検出器２２に接続することができる。
【００４１】さらに、第９スイッチ１２９は単極性刺激
および感知に関する場合に心臓刺激装置１４に、刺激パ
ルス発生器２１および検出器２２のいずれも接続しない
か、いずれか一方または両方を接続することができる。
自動捕捉機能ユニット２３は、最も低い刺激スレッショ
ールドに至る導体表面組み合わせを自動的に探し出すよ
うにプログラムされている。このことは、自動捕捉機能
ユニット２３が、選択的にスイッチ１２１から１２９を
通して、異なる刺激配置のシーケンスを試験し、そして
最も効果的な１つを選択するということを意味してい
る。
【００４２】自動捕捉機能それ自体は公知である。基本
的に、このことは、心臓からの反作用が何もない、つま
り、何の捕捉もない状態にまで刺激エネルギーを減少さ
せ、そののちに検出器２２によって捕捉が検出されるま
で、刺激エネルギーが増加され、そしてスレッショール
ドが決められる。
【００４３】図５は、すべてプログラムされた組み合わ
せの１０の最も低いスレッショールドの選択を実行する
ための１つの可能なフローチャートを描いている。
【００４４】可能な組み合わせの数は、プログラムされ
た組み合わせの数よりも大きいことがある。このこと
は、たとえば、互いに近すぎて設けられた２つの導電性
表面の間に双極性的に刺激することがふさわしくないこ
とがあるためである。
【００４５】このフローチャートは、テストＡ開始によ
る第１ブロックで始まり、そして第１の組み合わせ
（ｎ：＝１）が割り当てられる。
【００４６】そして次にこの機能は、第１の電極組み合
わせの選択および接続、すなわち導体表面４、５、６、
７、およびスレッショールドの第１の組み合わせが公知
の方法で第１の組み合わせとして決められるような選択
および接続に進む。
【００４７】このテストＡが、最も低いスレッショール
ドを持つ１０の組み合わせを選択するにつれて、クエス
チョンブロックは、数字ｎが１０の選択を越えたかどう
か問い合わせる。越えていなければ、実際の数字、およ
び決められたスレッショールドは、ただちに蓄積され、
そして実際の組み合わせに関する数字が１つだけ増加さ
れる（ｎ：＝ｎ＋１）。ふつうのクエスチョンブロック
においては、すべての可能な組み合わせＮがすでに試験
されたかどうかを決める。
【００４８】もしそのようであれば、試験は終了し、そ
して最も低い刺激スレッショールドを示す組み合わせが
メモリー内に蓄積される。
【００４９】もしテストＡがすべての組み合わせに関し
て行われていなければ、次が選択され、そのスレッショ
ールドが決められる。
【００５０】試験された組み合わせの数が、１０を越え
たとき（ｎ＞１０のブロックにおけるＹＥＳ）、実際の
組み合わせに関する求められたスレッショールドが、蓄
積されているスレッショールドと比較され、そしてもし
蓄積されている何らかのスレッショールドが、現在求め
られているスレッショールドよりも高いならば（ブロッ
ク 蓄積されてたスレッショールドが高い？におけるＹ
ＥＳ）、蓄積されていた組み合わせは現在の組み合わせ
およびスレッショールドによって置換される。試験され
た組み合わせの数が増加され、そして前に述べたように
機能が進む。
【００５１】このフローチャートは単に自動捕捉機能の
実行だけを表していることに注意すべきである。もし可
能な組み合わせの数が大きければ、心臓刺激装置が続け
ざまにすべての組み合わせに関して走行するということ
は患者にとって極めて不都合なことである。特に、スレ
ッショールド決定ブロックにおいては時間を要するので
１時間あたりの試験の数、および類似のものは減少す
る。特に何の特別な組み合わせも自動的に選択されてい
ないときには、心臓は医者によって選択された組み合わ
せおよび刺激エネルギー、または自動捕捉機能によって
選択された組み合わせおよび刺激エネルギー、のいずれ
かを用いて刺激される。
【００５２】図６はテストＢに関するフローチャートで
ある。テストＢはテストＡの連続でありそしてテストＢ
においては１０個のうちのどれが最も低いスレッショー
ルドを持っているかを決めるために、蓄積されている１
０個の組み合わせが試験される。テストＢは、永久的に
作動される最も低いスレッショールドを持つ組み合わせ
を確定するため、心臓刺激装置１４によってルーチン的
に実行されるものである。
【００５３】このフローチャートはスタート テストＢ
ブロックで始まり、これは自動捕捉機能ユニット２３に
よって選択された時間間隔で自動的に開始される。次の
ブロックにおいては、最初の組み合わせがアドレス
（ｍ：＝１）され、そして選択される。テストＡと同
様、スレショールドが決められる。テストＢにおいて
は、最も低いスレッショールドを持つ組み合わせを見い
だすという目的を持っているだけであり、そのために最
初のスレショールドが他の組み合わせと比較されるため
に蓄積される。次のブロックにおいては、組み合わせに
関する数字がインクレメントされ、そしてテストＢが終
了するときにすべての組み合わせがチェックされるよう
に機能が制御される。そうでなければ次の組み合わせが
選択されそのスレッショールドが決められる。この現在
の組み合わせおよびそのスレッショールドは今や蓄積さ
れている組み合わせおよびスレッショールドと比較され
そしてもし蓄積されているスレッショールドがより高い
ならば現在の組み合わせおよびスレッショールドは前も
って蓄積されていた組み合わせおよびスレッショールド
と置換され、そして組み合わせの数字をインクリメント
する事によって機能が進められる。蓄積されているスレ
ッショールドが実際のスレッショールドよりも低いなら
ば、次の組み合わせをチェックするために、この機能は
進められるのみである。テストＢが終わると、新しいテ
ストが別の組み合わせの数字が望ましいことを示すか、
または医者が外部プログラミングユニットによって遠隔
的な手段を通して刺激のための異なる組み合わせを選択
するまで、自動捕捉機能ユニットはこの選択された組み
合わせが使用される。
【００５４】同様に自動捕捉機能ユニットは、検出器２
２に関して最善の感知レベルを与える導電性表面４、
５、６、７の組み合わせを選択する。
【００５５】テストＡにおけると同様テストＢにおける
ブロック スレッショールド決定が可能な限り患者がそ
の試験によって影響されないよう全体の試験を延長する
ように備えられているならば好都合である。
【００５６】自動捕捉機能ユニット２３が実行できる別
の可能な試験ルーチンがある。例えば、これはすべての
可能な単極性刺激組み合わせを試験し、そして永久的
に、双極性組み合わせにおける刺激電極と同様、最も低
いスレッショールドを与える導電性表面を永久的に選択
することができる。この接続に置いて刺激電極として働
く導電性は、刺激パルス２１の負出力に接続されるべき
であって、これは刺激電極が正出力に接続されるよりも
低いスレッショールドを提供できるからである。双極性
的に接続されているときには自動捕捉機能ユニット２３
は負の導電性表面が正側になるようにおよびその逆にな
るように接続を切り替えることができる。スレッショー
ルドの増加が自動捕捉機能ユニットに２３によって検出
されたならば極性変換は自動的に行われそれによって２
つの組み合わせの試験がより最低のスレッショールドを
提供するものとなる。
【００５７】図７は図１で示されそして説明された機能
に相当する機能を有する心臓刺激装置２２４を示してい
る。電極ヘッドに関して異なる構造を持つことによって
前に描かれそして説明された電極装置１とは異なってい
る設計を持つ電極装置２２５がこの心臓刺激装置２２４
に接続されている。こうして、電極装置２２５は、その
末端に電極ヘッド２２７が設けられているケーブル２２
６をふくんでいる。電極ヘッド２２７は絶縁層２３０に
よつて互いに他と電気的に絶縁されている２つの導電性
ボデー２２８、２２９を有している。ボデー２２８の中
心には、ボデー２２９が挿入される開口部が設けられて
いる。ボデー２２８、２２９はまた、側面からみられる
ように電極ヘッド２２７の中心がボデー２２９によって
形成される突き出し部分をもち、このボデーの自由端が
部分的に導電性２３１を持つように互いに関して設けら
れている。ボデー２２８の自由表面は第２導電性２３２
を形成する。絶縁体２３０がボデー２２９を覆ってお
り、負か適に末端に置いては導電性表面２３１、２３２
の間には何の電気的同通もない。これらの導電性表面２
３１、２３２は、電極ケーブル２２６の基端に伸びそし
て、前に説明された電子化ユニット２０と同様の機能を
持つ電子化ユニット２２０を含むスイッチ２３７上のそ
れぞれの出力端子２３５、２３６に接続されたそれぞれ
の長くされた、フレキシブルな、絶縁された導体２３
３、２３４に接続されている。逆に、電子化ユニット２
２０は刺激パルス発生器２２１、検出器２２２および自
動捕捉のための機能ユニット２２３に接続されている。
電極ケーブル２２６にはまた絶縁体の外層２３８が設け
られている。その電極ヘッド２２７、導電表面２３１ま
たは導電表面２３２のいずれか、または組み合わせられ
て表面２３１、２３２の両方を持つ既に説明された電極
装置の結果として患者の心臓組織を刺激しおよび／また
は心臓信号を感知するために使用することができる。
【００５８】図８は、患者の心臓組織の心臓内刺激のた
めの双極性電極装置の末端を説明している。この電極装
置は、その末端に螺旋上の固定用装置３０３を持つ電極
ヘッド３０２が設けられる電極ケーブル３０１を含んで
いる。電極ヘッド３０２には各々が、電極ケーブル３０
１の内部を走りそして電極ケーブルの基端に伸びるそれ
自身の引き伸ばされた導体３０６、３０７に接続されて
いる２つの導体表面３０４、３０５が設けられており、
前記導体３０６、６０７は絶縁層３０８によって互いに
絶縁されている。電極ケーブル３０１にもまた絶縁体の
外層３０９が設けられている。この図は、１つの導電表
面３０５が固定用装置３０３の前端上に設けられること
ができ、そして固定用装置の残りには絶縁性の表面コー
ティング３１０が施され、導電性表面３０４が固定用装
置３０３の基部の回りのリングを形成することを示して
いる。導電性表面３０４、３０５はチッ化チタンのよう
な微小孔性材料でつくられる。それらの表面３０４、３
０５を汚洗粒子から保護するために、その表面はイオン
交換材料３１１の層によって覆われており、この実施例
に置いてはこれは、電極が使用されるときに例えば炎症
抑制効果を発揮する薬物の層３１２で覆われている。導
電性表面３０４、３０５のための導体３０６、３０７は
任意の方法で、例えば導電性表面３０４が中立電極とし
て働き、そして導電性表面３０５が刺激電極として働く
ように（示されていない）ペースメーカーにおける異な
るポールに接続されることも可能である。必要な時に
は、導電性表面３０５は結果として中立電極として働き
そして導電性表面３０４が刺激電極として用いられるこ
とも可能である。
【００５９】図９は、その末端上に電極ヘッド３１４が
設けられた電極ケーブル３１３を含む非外力性電極装置
を示している。電極ヘッド３１４は絶縁の層３１７によ
って互いに電気的に絶縁されている２つの導電性ボディ
３１５，３１６からできている。ボディ３１５の中心に
はボディ３１６が取り付けられる開口が設けられてい
る。ボディ３１５，３１６は互いに他に関して平等に置
き換えることができ、輪郭として表されている電極ヘッ
ド３１４の中心はボディ３１６によって形成される突き
出し部分を有し、特にこのボディの自由端の側は導電性
表面３１８を含んでいる。ボディ３１５の自由表面は第
２の導電性表面３１９を形成する。
【００６０】導電性表面３１８、３１９のそれぞれは、
電極ケーブル３１３の基端に至る長められたブレキシブ
ルな、個々に絶縁された導体３２０、３２１に接続され
ている。電極ケーブル３１３にはまた絶縁性の外層３２
２が設けられる。この図に置いて説明されるように電極
装置およびその電極ヘッド１４に関しては、導電性表面
３１８または導電性表面３１９のいずれかが図８を参照
しながら説明されたようにいずれかが中立電極としてま
たは刺激電極として働くことができるような方法でペー
スメーカに接続されることが可能である。微小孔性材料
の導電性表面３１８、３１０は図８における同様な導電
性表面３０４、３０５と同様イオン交換材料によって薬
物の層によって覆われることが可能であるが、この図９
にはそれは示されていない。
【００６１】本発明による電極装置の電極ヘッドは、説
明された実施例に限定されるものではない。重要な事項
は、電極ヘッド上の導電性表面が他外に電気的に絶縁さ
れておりその結果、オペレータは最小のエネルギー消費
を持つ理想的な刺激を達成するためにいくつかの導電性
表面の１つまたは望ましい組み合わせの機会を持つこと
である。導電性表面の数は制限されない。加えて、すべ
てのまたはいくつかの表面の寸法と形状とは変化させる
ことができる。
【００６２】
【発明の効果】患者個々に対して理想的なスレッショー
ルド値を達成し、そしてそれによって最低のエネルギー
消費が常に得られる心臓刺激装置を提供できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による電極装置が接続されたそして部分
的に断面として示された拡大された電極ヘッドを持つよ
うに描かれた心臓刺激装置の側面図。
【図２】さらに詳細に示された自動捕捉装置を描いたブ
ロック図。
【図３】心臓刺激装置が実行する１つの可能な自動捕捉
ルーチンの流れ図。
【図４】心臓刺激装置が実行する別の可能な自動捕捉ル
ーチンの流れ図。
【図５】図１による電極ヘッドの正面図。
【図６】図１における線ＩＩＩで切断した電極装置の断
面図。
【図７】断面図で示された拡大された電極ヘッドと、お
よび、図１に示されたそれとは異なる電極装置の別の実
施例とを同時に示している本発明による電極装置が取り
付けられる心臓刺激装置の側面図。
【図８】断面として表された本発明による電極装置の末
端の側面図。
【図９】図８に示されたものとは異なる末端の別の実施
例。
【符号の説明】
１ 電極装置 ２ 電極ケーブル ３ 電極ヘッド ４〜７ 導電性表面 ８ 絶縁材料 ９〜１２ 導体 １３ 絶縁層 １４ 心臓刺激装置 １５ スイッチ １６〜１９ 出力端子 ２０ 電子化ユニット ２１ 刺激パルス発生器 ２２ 検出器 ２３ 自動捕捉用機能ユニット １２１〜１２９ スイッチ ２２０ 電子化ユニット ２２１ 刺激パルス発生器 ２２２ 検出器 ２２３ 自動捕捉用機能ユニット ２２４ 心臓刺激装置 ２２５ 電極装置 ２２６ 電極ケーブル ２２７ 電極ヘッド ２２８，２２９ 導電性ボディ ２３０ 絶縁層 ２３１，２３２ 導電性表面 ２３３，２３４ 導体 ２３５，２３６ 出力端子 ２３７ スイッチ ２３８ 絶縁層 ３０１ 電極ケーブル ３０２ 電極ヘッド ３０３ 固定用装置 ３０４，３０５ 導電性表面 ３０６，３０７ 導体 ３０８，３０９ 絶縁層 ３１０ 絶縁表面コーティング ３１１ イオン交換材料の層 ３１２ 薬物の層 ３１３ 電極ケーブル ３１４ 電極ヘッド ３１５，３１６ 導電性ボディ ３１７ 絶縁層 ３１８，３１９ 導電性表面 ３２０，３２１ 導体

Claims (14)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 電極装置の末端上に設けられた電極ヘッ
    ドを持つ電極装置を有し、ここにおいて、電極ヘッドに
    は少なくとも、心臓組織を刺激しおよび／または心臓信
    号を感知するために第１導体に接続された第１導電性表
    面および、心臓組織を刺激しおよび／または心臓信号を
    感知するための第２導体表面（４〜７；２３１，２３
    ２；３０４，３０５；３１８，３１９）が設けられ、前
    記第２導電性表面（４〜７；２３１，２３２；３０４，
    ３０５；３１８，３１９）は第１導電性表面（４〜７；
    ２３１，２３２；３０４，３０５；３１８，３１９）か
    ら絶縁されていて、そして第１導体（９〜１２；２３
    ３，２３４；３０６，３０７；３２０，３２１）から絶
    縁されている第２導体（９〜１２；２３３，２３４；３
    ０６，３０７；３２０，３２１）に接続されており、更
    に刺激パルス発生器（２１；２２１）および／または、
    検出器（２２；２２２）および、任意の手法で、１つの
    導電性表面（４〜７；２３１，２３２）、または複数の
    導電性表面（４〜７；２３１，２３２）を刺激パルス発
    生器（２１；２２１）および／または検出器（２２；２
    ２２）に接続するためのスイッチ（１５；２３７）、を
    有する、心臓組織の心臓内刺激および／または心臓信号
    の感知のための心臓刺激装置において、最少のエネルギ
    ー消費によって最適な刺激を達成するために、上記スイ
    ッチ（１５；２３７）は自動捕捉装置の助けによって、
    導電性表面（４〜７；２３１，２３２）を、導体（９〜
    １２；２３３，２３４）を通して、刺激パルス発生器
    （２１；２２１）に、自動的に異なる組み合わせで接続
    するように制御されることを特徴とする心臓刺激装置。
  2. 【請求項２】 １つの導電性表面（４〜７；２３１、２
    ３２；３０４、３０５；３１８、３１９）が刺激電極と
    して働き、そして他の単数または複数の導電性表面（４
    〜７；２３１、２３２；３０４、３０５；３１８、３１
    ９）が中立電極として働くような、請求項１記載の心臓
    刺激装置。
  3. 【請求項３】 最も低い刺激スレッショールドを提供す
    る単数または複数の導電性表面（４〜７；２３１、２３
    ２；３０４、３０５；３１８、３１９）が刺激パルス発
    生器（２１；２２１）の負出力端に接続されているよう
    な、請求項１または２記載の心臓刺激装置。
  4. 【請求項４】 感知のために単数または複数の導体（９
    〜１２；２３３、２３４）を通して、検出器（２２；２
    ２２）に接続されている導電性表面（４〜７；２３１、
    ２３２）の数および選択が、刺激のために使用されてい
    る単数または複数の導体（４〜７；２３１、２３２）と
    は独立的に選定されるような、請求項１から３までのい
    ずれか１項に記載の心臓刺激装置。
  5. 【請求項５】 すべての導電性表面（４〜７；３３１、
    ３３２）が感知のために検出器（２２；２２２）に接続
    されるような、請求項１から４までのいずれか１項に記
    載の心臓刺激装置。
  6. 【請求項６】 電極ヘッド（２２７）が互いに他から絶
    縁された、少なくとも２つの導電性ボディ（２２８、２
    ２９）からなるような、請求項１から５までのいずれか
    １項に記載の心臓刺激装置。
  7. 【請求項７】 電極ヘッド（２２７）の中心が、導電性
    表面（２３１）を持つ突き出し部分（２２９）を持つよ
    うな、請求項６記載の心臓刺激装置。
  8. 【請求項８】 電極ヘッド（３０２）は、その上に少な
    くとも１つの導電性表面（３０５）が設けられるよう
    な、外力性固定用コンポーネント（３０３）が備えられ
    ているような、請求項１から７までのいずれか１項に記
    載の心臓刺激装置。
  9. 【請求項９】 固定用コンポーネント（３０３）が螺旋
    形であるような、請求項８に記載の心臓刺激装置。
  10. 【請求項１０】 導電性表面（４〜７；２３１、２３
    ２）が電極ヘッド（３；２３７）上に均等に配置されて
    いるような、請求項１から５までのいずれか１項に記載
    の心臓刺激装置。
  11. 【請求項１１】 電極ヘッド（３）が半球状であり、そ
    して導電性表面（４〜７）が互いに接近して配置されて
    いるような、請求項１から５までのいずれか１項に記載
    の心臓刺激装置。
  12. 【請求項１２】 少なくとも１つの導電性表面（３０
    ４、３０５；３１８、３１９）が微小孔性材料でつくら
    れているような、請求項１から１１までのいずれか１項
    に記載の心臓刺激装置。
  13. 【請求項１３】 少なくとも１つの導電性表面（３０
    ４、３０５；３１８、３１９）がイオン交換材料（３１
    １）の層で覆われているような、請求項１２に記載の心
    臓刺激装置。
  14. 【請求項１４】 少なくとも１つの導電性表面（３０
    ４、３０５；３１８、３１９）が薬物の層（３１２）で
    覆われているような、請求項１３記載の心臓刺激装置。
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