JPH0265875A

JPH0265875A - ペースメーカのカテーテル

Info

Publication number: JPH0265875A
Application number: JP1173852A
Authority: JP
Inventors: Robert R Brownlee; ロバート　アール．ブロウンリー
Original assignee: Cardiac Control Systems Inc
Current assignee: Cardiac Control Systems Inc
Priority date: 1988-07-05
Filing date: 1989-07-05
Publication date: 1990-03-06
Also published as: US4962767A; DE68919552T2; EP0440315A2; EP0440315A3; JPH059113B2; ES2064445T3; PT91060A; EP0350282A2; PT91060B; EP0350282B1; EP0350282A3; DE68919552D1

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】産業上の利用分野本発明は、心臓ペースメーカに関するものであり、特に
、心臓ペースメーカのカテーテルの電極位置と電極形状
に関するものである。

従来の技術心臓ペースメーカは、心臓の電気生理学系のブレークダ
ウンによって心臓を拍動させる機構がうまく動作しない
患者に広く使用されている。ペースメーカは、電気的な
パルスで心臓に刺激を与えて機能不全を矯正し、心拍数
を調整する。

正常に機能している心臓系では、電気信号が洞房間（Ｓ
−Ａ）結節で発生される。このＳ−Ａ結節は、十分な強
度の正確に連続したタイミングの電気信号で心筋を調整
して心拍を制御する。この電気信号は、Ｓ−Ａ結節から
左右の心房に伝えられ、また心房からＡＶ結節を通って
左右の心室に伝えられる。これが心電波に対応し、心筋
を収縮させる。ＡＶ結節における心房、心室間の伝達系
が不全であると、伝達される信号が欠損したり、信号伝
達が妨害される。簡単な心臓ペースメーカは、刺激信号
を心室に与えて一定の速さで心臓を拍動させる。

種々の異なる型の心臓ペースメーカが、過去用いられて
きたが、これらの中で最も広く用いられているものは、
コールドレイヤーのアメリカ合衆国特許第４．３６５．
６３９号に記載されている。このようなシステムは、１
システムにつき２個のカテーテルを使用し、１個は心室
にもう１個は心房内にそれぞれ配置されている。それぞ
れのカテーテルに配置される刺激用の電極は一定の設定
された速度で操作され、各刺激パルス間には時間のずれ
がある。このような連続ベーシングシステムのいくつか
の欠点が明らかにされた。特に、２個のカテーテルを心
臓内に埋め込む必要があり、心臓の拍動は、決められた
心拍数から約５〜１５％しか増加しできない。また、２
個のカテーテルの寸法が大きくなり、さらに、このシス
テムはペースメーカによって決まった心拍数でしか作動
しないので、患者が活動量を増加させた場合に、心臓が
心拍数を増加させてそれを補うことができない。

他のシステムでは検知機構を利用しており、この検知機
構は、心臓ペースメーカが刺激用および検知用の両方の
電極を有するか、または、これに代わるものとして１個
の電極がセンサおよび刺激器の両方として動作する。こ
の形式のシステムでは、センサは、ある型の特徴的な心
電波形を検知するように設定されている。この心電波形
は、心房の分極に関連するＰ波として知られており、こ
れは、ＡＶ結節を経由して心室の心筋に送られる心筋を
収縮させる信号である。特徴的なＰ波が、直前のＰ波か
ら所定の時間隔の後に検知されると、刺激用電極は、心
拍周期の適当なときに心筋を刺激して収縮させるのに十
分な強さのエネルギのパルスを出力する。

しかし、この形式システムでは、電気信号を正確且つ確
実に検知することが、重要になってきている。このシス
テムのいくつかは、他も同様であるが、基本的に心臓の
分極に伴う電気信号の心臓特性を心室内で検知するもの
である。この場合、心房の分極時に心房の心筋壁を伝わ
って伝達される心電波頭から得られる信号は弱いので、
心臓の心房中での信号検知を最適化することが特に重要
になる。

上記アメリカ合衆国特許第４．３６５．６３９号には心
房の心臓組織中で分極波の面に垂直（直角）な複数の電
極を使用して信号を検知する方法を開示されている。し
かし、カテーテル上の各電極の形状、特に各電極の形状
と相対位置は互いに関係しているので、伝達波頭に表れ
るＰ波のような信号をより正確且つ確実に検知するため
に、心電波に特有の上記電気的特性の利点を利用するこ
とはできなかった。

発明が解決しようとする課題本発明の目的の１つは、上記公知の電極の形状を最適化
して、生理学的電気信号の検知をより良いものにするこ
とにある。

本発明の池の目的は、心臓ペースメーカにＰ波の通過を
示す信号を送るためのＰ液検知機構の感度を増加させる
ことにある。

本発明のさらに他の目的は、細胞外の電位場の大きさ、
その電位場の伝播方向、年令に関連した指揮筋議維の変
質度、電極表面積と他の因子とに関連する電極の実際の
インピーダンスの大きさ等の種々のファクターを考慮に
入れた心臓ペースメーカシステム用カテーテルを提供す
ることにある。

本発明のさらに他の目的は、身体の要求に対応して心拍
数を変えると同時に、外科的な開胸をしないで静脈から
挿入可能な単一のカテーテルのみを使用した新規な改良
された電極システムを提供することにあり、特に、心室
を刺激するタイミングを制御するためのＰ波検知用の検
知電極の改良された配置を提供することにある。

本発明のさらに他の目的は、カテーテル上に、最適な配
置、形状、大きさおよび方向でカテーテル電極を搭載し
た２個の検知電極を有する分離されていない単一フィラ
メント形状の検知兼刺激用カテーテルを提供することに
ある。

本発明のさらに他の目的は、電極の寸法を、進行波頭の
幅の大きさに対して実際に小さくし且つ分極する筋肉の
壁に垂直な電位場の勾配に対して小くすることにある。

本発明のさらに他の目的且つ利点は、心臓ペースメーカ
システムのカテーテル電極の各パラメータを最適化して
、ペースメーカシステムの効率を向上させることにある
。

本発明のさらに他の利点は、電極の各パラメータを心臓
の拍動を起こす生理学的信号を示す検知された分極心電
波の進行波頭の負のピーク値から正のピーク値までの距
離に合わせるように、心臓ペースメーカシステムのカテ
ーテル上の電極の配置、形状および方向を調整すること
にある。

本発明のさらに他の利点且つ独特な特徴は、カテーテル
の電極の各パラメータを調整して、年令、心臓の大きさ
および心臓の状態が様々である個々の患者に適合できる
ようにした点にある。

本発明の他の特徴は、上記のＰ波の特性を十分利用して
検知効果を向上できるように、心房電極群を最適な大き
さ、配置および方向に配置できるという点にある。

課題を解決するための手段本発明のこれらおよび他の目的、特徴および利点に従う
と、ペースメーカの患者の心臓に挿入されるカテーテル
で、単数の、分岐していない絶縁されたフィラメントを
有し、そのフィラメントには、末端部および基部の両端
部および両者の間の基部があり、単極電極様であり前記
フィラメントの末端部に露出した第１の電極手段、患者
の心臓の心房に配置されて患者の心臓の心房壁に沿うＰ
波の分極の通過を感知するよう適合された前記カテーテ
ルの前記基部に露出している２極式の検知電極対を形成
する第２および第３の電極手段、心臓外の心臓ペースメ
ーカに検知したＰ波の通過を伝達する前記絶縁されたフ
ィラメント内の電気伝導手段、Ｐ波が弱くてもＰ波の通
過をより効果的に検知するように第２および第３の電極
手段を適応させ調整する手段を具備し、このようにして
、心臓ペースメーカに刺激電気パルスを第１の電極手段
に対して伝達させ、患者の心臓の心筋をＰ波に同期した
適当な心拍数で拍動するように刺激するカテーテルが提
供される。

本発明とその上記以外の目的、特徴および利点は図面を
参照した下記の好ましい実施例からよりよく理解できる
であろう。なお、同じ構成要素には全ての図面で同じ参
照番号を付けである。

実施例筋肉または神経の分極に関する生体電気現象の特徴に関
係する電場理論によって、組織膜を通過する電気信号の
伝達方法が良く分かっている。この研究から、分極波の
軸線に沿った電極の検知表面電位は２相または３相にな
り、これらのいずれになるかは分極電場の増加・減少の
変化速度に依存するということが分かっている。減少速
度すなわち心筋組織の再分極速度は緩慢であるので、電
極で検知する細胞外での固有偏向は一般に２相となる。

通常の固有特性であるこの２相性は、細胞外波形の極小
から極大の幅の大きさに等しい間隔に電極を離間または
調節することによって心房の分極を検知する２極性シス
テムで有利に利用することができる。

第１Ａ図は、活動電位により心筋組織の側で発生する理
想的な細胞外波形を概算値を用いて図示したものである
。第１Ａ図は、ミリボルト単位で測定された細胞外電位
をｙ軸１２で表し、Ｘ軸１４には測定された波形が進行
した媒体中での長さ方向の距離をミリメータ＜ａ＋ｍ）
単位で表した関数グラフである。最適条件でＰ波を測定
するために、この心臓ペースメーカシステムは、検知信
号を減算演算するための回路を具備している。２相の波
頭が本発明によるカテーテルの電極対を通過すると、信
号が減算処理されて、両極のピーク値が加えられる。従
って、通過する細胞外電位波形のより正確で有効なセン
サが提供される。

本発明は、電位の極大値１６と極小値１８と和の効果を
利用するための特性および要素を備えているので、通常
の分極波に比較して相対的に弱い分極波をより正確に検
知することができる。

第１Ａ図に示すように、電極を、参照番号１０で通常表
される移動する分極波の波頭の所に配置すると、電場信
号の１個の最大ピーク１６と１個の最小ピーク１８とが
同時にでる。本発明の目的のために、上記の両最大ピー
ク１６．１８の間の距離は、検知された全分極波の波長
の半分、すなわち、第１図の直線１７で示すように波形
が横断する２＋＋ｕ＋＋の距離で定義される。この定義
は、上記波形が正弦波形でなく、また、連続周期でない
ので有効である。

また、このことは、空間を伝播するラジオ周波数エネル
ギでは普通のことである。例えば、電極を通って測定さ
れた電位の上向きの勾装置５または１９は、固有の偏向
線１７の勾配よりも緩やかになる。

第１Ｂ図を参照すると、上記の進行波頭はハンチング２
２で表され、心房壁２４中を矢印の方向に進んでいる。

波頭２２は、心房壁付近の空間に電場を発生させる。こ
の電場は、ボールドの＋およびの記号２５で表されるよ
う心房壁２４付近で最も強く、分極が起こっている瞬間
の心房壁の点からの距離とともに減衰する。電場は、こ
の場合、心房中に含まれる血液等の媒体により減衰され
、漠然と定義されている破線２６で表された境界の廻り
では、本質的には完全に消えていることを表現している
。

種々の空間的な方向の定義は、Ｘ方向２７およびＺ方向
２８が示されていることから理解されるであろう。波頭
２２は、Ｚ方向２３に進行し、電場は、Ｘ方向２７およ
びＸ方向２９（紙面の外）に現れる。

生体中で進行する電波は、電場の電位が拡がる所定容積
の導体媒体（即ち、血液または身体組織）中に配置され
た電気伝導性の高い金属電極によって検知されるという
ことを考慮する必要がある。

電極と媒体界面との境界面は、極めて複雑であり、イン
ピーダンスは主に電気容量性である。しかし、波頭のＸ
およびＺ平面における波頭の大きさを超えた大きさの電
極は、波頭の電位を歪ませ、波頭の軸線方向および軸線
に垂直な方向の傾斜の平均化が起こり、点電極で得られ
るであろう結果と比較すると、信号の減衰が起こること
が予想される。

第２図は、患者の心臓を図示しているが、心臓は通常３
０で示されている。心臓は、部分切開図で表された右心
房３３および右心室３５等の複数の室、右心房３３と連
通した大静脈である上大静脈３２を有する。心臓３０に
は上大静脈３２からカテーテル４０が挿入されている。

心房３３への血流の入り口にある洞房間（Ｓ−Ａ）結節
３６が分極し、第１Ｂ図の理想的なモデルにほぼ示され
たように分極波頭を心房壁２４に沿って伝播させる。

カテーテル４０は、連続（インライン）配置された３軸
のコネクタ４２と、２個の検知電極４６．４８を有する
分岐せずに同軸配置され且つ互いに絶縁された単一の柔
軟な導体４４と、上記の電極４６．４８の間の同軸な絶
縁された導体部分４７と、上記導体４４の先端にある絶
縁された末端電極５０とによって構成されている。分離
部材４８は、柔軟性のある材料で作られ、末端電極５０
に隣接してフィラメント４４の周囲に垂直に突き出して
いる柔軟な突起４９を有し、心室内で安定した位置を維
持するために設けられている。

カテーテル４０は、患者の心臓３０へ上大静脈３２を通
り、Ｓ−Ａ結節３６を過ぎ、右心房３３内に外科的に挿
入される。電極５０のある末端は、さらに三尖弁環３４
を通って右心室３５に挿入されている。第２図に図示さ
れた実施例では、検知電極４６．４８が完全に右心房３
３中に配置され、カテーテル電極対４６．４８の軸線は
、これら電極近傍で活動電位の伝達する方向（２方向）
に平行になる。

これらの電極が導線の軸線に沿って互いに離間している
、すなわちＺ方向に沿った分極の通常の軸線にほぼ平行
になっている場合でも、心臓組織は均質な媒体ではない
ため、導電方向は一定ではなく且つ電極近傍で検知され
た信号の形も一定ではないという問題がある。こは特に
年配者の心臓の場合には特に問題となる。心臓分極信号
の伝導速度は、筋肉繊維の軸線方向の方が、筋肉繊維を
横切る方向に較べてはるかに速いということは知られて
いる。この特徴と、加齢に関連して増加する筋肉の不連
続性とが結び付くと、任意の電極対の位置の近傍におけ
る伝播方向の不確定性は増加する。各電極で検知される
信号の形態（すなわち、形状および各信号の分極性）も
、異方性のある媒体では複雑になり、加算性が保証でき
ない。

健康な心房の心筋層からの信号を最適に検知するために
は、両極性の電極を４６．４８のように僅かに離して配
置する、すなわち第１Ａ図に示されている細胞外波形の
極小値から極大値まで変わる位置に配置するのが好まし
い。加齢した心臓の場合には、伝播方向および信号形態
が不確実であるので、両電極の間隔を正常な波頭の大き
さよりも大きくする。画電極対に同時に信号が印加され
る確率は、電極間の寸法を大きく取れば減少するであろ
うが、差信号が得られる確率も減少してしまう。

従って、加齢した心臓で両電極の間隔を増加させること
は、心房と１対１で同調する心室のペースを維持するた
めに全ての心房の分極サイクルを検知する方が好ましい
システムでは両者の欠点を折衷させるという意味で価値
がある。

電極４６．４８．５０および３軸カテーテル４４を３軸
コネクタ４２を介してシステムのインピーダンスレベル
を高く維持することが保証できないシステムに接続しな
ければならないという実際の信頼性の問題があるため、
細胞外電位を最適に検知するための電極の大きさと形状
の問題はより複雑になる。

長期的に埋め込まれ、るペースメーカシステムでは、シ
ステムの密閉されていない部分に体液が侵入する。また
、コネクタヘッドアッセンブリおよび電極を電子処理装
置につなぐのに使用される導線システムは、どちらも体
液環境に曝される。これらの導線およびコネクタヘッド
アッセンブリ部品を構成している材料は、体液に浸って
いる期間が長期間となると、体液に対して透過性となり
、各電気的連結点で電位を持った体液が橋渡しをするよ
うになる。

理想的には、上記各電極は、細胞外活動電位のピークの
幅の寸法に比例して非常に小さくするべきであり、なぜ
なら大きい電極は、大きい面積にある異なる等電位線を
平均化するからである。もし電極が同時に異なる強さの
等電位線に達していると、検知された細胞外信号から得
られる最強の信号の強度は、ピークの等電位線がより低
い強度の等電位線とともに平均化されるために減少する
ことが仮説として成り立つ。さらには、ある細胞外波形
が通過する際の１個の電極に生じる信号の周波数容量は
、伝播方向の電極の長さと波形の伝播速度との両方に関
係している。別な言い方をすれば、活動電位信号の期間
は、電極の全長を伝播波が通過する時間だけ人為的に長
くなる。

心房の信号を検知するための理論的に完全な２極性電極
対は、個々の電極が無限小で、電極対の間の軸線が分極
軸線に平行に向いており、これらの電極の間の距離が細
胞外波形の極小値から極大値までの大きさと同じに調整
されているものである。さらに、各検知電極は、心房壁
土に直接配置されているべきである。

残念ながら、このような完全なものは現実にはできない
。すなわち、ベーシングカテーテル上に配置しなければ
ならず、しかも、埋め込み型ペースメーカ装置に必要な
適度に低いインピーダンスレベルを与える必要がある。

埋め込み型ペースメーカ装置では、約４ｍｍ２より小さ
い電極表面積は現実にはできない。長期間の液体の橋渡
しによって埋め込まれたシステムの電極対への負荷に不
釣り合いが生じると、上記の差を検出する操作が相の不
釣り合いに特に過敏になる。さらに、電極はカテーテル
の周上に配置されので、その円周方向の位置が保証でき
ないため、現実には、円環状電極か、カテーテル上でそ
れぞれ反対の側にあり、長さ方向に離れている電極にす
ることが理想に近い。

第３Ａ図および第３Ｂ図に示された実施例は、本発明の
独創的な外観をより明白に示している２個の外周環状電
極を、第２図よりも詳細に示したものである。この環状
電極構造に独特な特徴は、環状電極４６．４８の寸法と
、それらの間隔にある。

環状電極の幅（Ｄ、）は、信号の検知を最適化するとい
う要求から来る１個の電極の表面積は４〜６ｍｍ２に維
持しなければならないという要求と矛盾しない範囲で、
できるだけ小さくしなければならない。可能ならば、環
状電極の直径（Ｄ２）も、心房壁２４に垂直な方向（Ｘ
方向）の細胞外電場電位の平均化を妨げるように制限さ
れていることが好ましい。しかし、３軸ベーシングカテ
ーテルは、実際には直径約２ｍｍに制限される。環状電
極の直径が２　ｍｍである場合に、長期間の埋め込み環
境における使用に適した低インピーダンスレベルを維持
するのに好ましい６ｍｍ２の範囲の総表面積を与えるに
は、環状電極の幅は１　ｍｍのオーダーでなければなら
ない。

絶縁されたフィラメント部４７になっている環状電極の
間隔（Ｄ３）は、最適な場合に２〜３　ｍｍのオーダー
である細胞外波形の極小から極大までの大きさに合うよ
うになっている。加齢した心筋の場合に起こる可能性の
ある心筋層内の伝導障害が予想される場合には、環状電
極の間隔を４〜５　ｍｍに増加して、電極間に迂回伝導
路ができた場合および／または異方性媒体中を伝播する
ことによって各電極で異常信号を検知した場合に起こる
信号の電位の減衰を和らげることが好ましい。

上記装置の他の独創的な特徴は、進行波頭の負の極小値
から正の極大値へ向かう電場に合うように、２面、すな
わち波頭に平行な方向に画電極の間隔が調整されている
ことにある。これと対照的に、直角方向の検知方法では
、カテーテルの導線本体を横切る実際の最大寸法におけ
る電極間隔の最適化のみである。両極性電極による直角
方向の検知方法は、波頭に直角な面における伝播波頭の
傾斜電位を減算して測定する。非直角な電極対は、カテ
ーテルの角度方向く円周方向）の方向性に応じて減算処
理することによって信号差を得ることができる。

第４図を参照すると、心房３３における正常な前方伝播
の一般的な方向は、Ｓ−Ａ結節３６から右心室３５へ向
かう方向である。従って、基本的には、画電極５６．５
８をフィラメント４４の軸線に沿って、すなわち、フィ
ラメントの周方向よりも、上記の正常な前方伝播方向に
平行に、互いに間隔をあけて配置するのが良い。電極５
６．５８間の最適な間隔は、フィラメントの直径に限定
されないので、長さ方向で自由に選択することができる
。円周方向くすなわち直角方向）に配置した場合には、
両方の電極が心房壁から等距離にあった場合、はぼ同一
の複数の波形が同時且つ瞬間的に電極を通過することが
あるので、信号差は少なくとも断続的に得られるであろ
う。

円周型でない電極（非円環状電極）を使用した本発明の
一実施例を第５Ａ図および第５Ｂ図に示す。この実施例
は、電極５６．５８が心房壁２４に図示した状態で隣接
して維持できるように、カテーテルフィラメント４４の
角度方向位置く円周方向位置）を心房壁２４に対して維
持できる場合には、円環状電極よりも好ましい。電極の
Ｘ方向の小さい方の寸法（Ｄ８）は、心房壁２４に直角
な細胞外波形の異なる等電位線の平均化を最小限にする
。寸法り。

すなわち、電極５６．５８の長さは、２面の異なる等電
位線の平均化を妨げるために最小限にする必要がある。

表面積を第３Ａ図および第３Ｂ図に示した実施例と等し
くするためには、寸法Ｄ５　とＤの面積は５ｍｍ２てな
ければならない。

絶対的な最適形状ファクターは、細胞外電場形状のＸお
よびＺの両度数を定義する電場方程式のさらに詳細な研
究に依存している。この場合の技術的問題は、画電極５
６．５８と絶縁フィラメント５７が電場形状に及ぼす影
響である。相当数の測定を科学的に行ったが、測定資料
はこの問題の一部の解決にしかならなかった。しかし、
電極の軸線と伝播方向との間の角度がはっきりとわから
ないので、Ｄ５とＤｌの寸法を同じ５ｍｍ２にするのが
おそらく最も適している。５ｍｍ２の表面積を達成する
には、Ｄｌ　およびＤ５の寸法を約２．５ｍｍＸ２．５
ｍｍにする必要がある。電極５６．５８間の寸法、すな
わち（Ｄ３）の選択は、第３Ｂ図の円環状電極４６．４
８で用いたものと同じ理論で行うことができる。

すなわち、Ｄ３の寸法を２〜３ｍｍの活動電位に合わせ
るか、信号の相殺を防ぐために３［１Ｉｆｆ１以上離し
て配置しなければならない。第５Ａ図および第５Ｂ図に
示した実施例の問題は、電極５６．５８を心房壁２４に
隣接して維持しなければならないという点にある。

第６Ａ図および第６Ｂ図は、第３Ａ図、第３Ｂ図および
第５Ａ図、第５Ｂ図に示した実施例の最適な折衷案であ
る他の実施例を示している。本実施例は、心房壁２４に
関してフィラメント４４の回転する可能性を考慮し、部
分円形の電極５６’　、５８’をフィラメント４４のそ
れぞれ反対の側に配置させている。第３Ａ図および第３
Ｂ図に示した円環状電極４６．４８の場合と同様に、い
ずれか一方または両方の電極が心房壁２４に並置される
ので、この構造は、カテーテルフィラメント４４が角度
方向の回転が比較的許容される。すなわち、例えば、１
個の電極だけが心房壁に並置された場合には、他方の電
極は、カテーテル４４のＸ面内の距離を加えた分だけ心
房壁２４から離れるため、大きな信号を受けることが難
しい。また、第２の電極は、電極５６′および５８′　
と心房壁２４との間にある絶縁性カテーテルフィラメン
ト５７′によって関連する近くの電場源から部分的に遮
蔽されてしまう。

第３Ａ図および第３Ｂ図に示した円環状電極との他の重
要な相違点は、Ｄ４の寸法を第５Ａ図および第５Ｂ図の
実施例と同様に、最小限にでき、少なくとも第６Ａ図に
示す角度方向の位置では、心房壁２４に垂直な面におけ
る異なる等電位線の平均化を制限できる。

第６Ｃ図および第６Ｄ図のように、フィラメント４４が
９０′回転したときには、第３Ａ図および第３Ｂ図の円
環状電極と比較して、本実施例の利点はそれほどはっき
りしない。両方の電極が心房壁２４から等距離なので、
前記のように、信号和がこの方向で得られる。この信号
の加算を起こさせるためには、Ｄ３の寸法を２〜３ｍｍ
の細胞外波長に合わせることが要求される。電極表面積
および形状因子の最適化が必要なことは第５Ａ図および
第５Ｂ図の実施例とほとんど同じであり、伝播システム
の変則的な挙動を考慮して、電極５６’　、５８’を３
＋ｎ＋ｎ以上離して配置することが必要である。

さらにより最適な設計は、第７Ａ図および第７Ｂ図に示
されたカテーテル電極５６″および５８″の実施例であ
ろう。カテーテルは湿った環境に埋め込んだペースメー
カ（不図示）に接続する必要があるというカテーテル設
計上の実際上の制限によって、Ｚ軸での両極の差を検知
するという理論上の最適形状との妥協が要求さる。導線
の直径の制限、実際の電極のソースインピーダンスの制
限、および導線の角度方向の配置が不確実であることに
より、最適な設計は、フィラメント４４の周囲の半分を
円周状にほぼ包囲する寸法を有する半円形の電極５６”
、５８”であろう。換言すれば、いずれかの電極５６″
および５８″のＤ５の寸法をほぼ１８０゜にして、しか
も、電極５６”、５８”の表面積を４〜５ｍｍ２の範囲
に維持した状態で、傾斜電位の平均化を最小限にする。

この表面積は、ペースメーカ導線の内部ワイヤのインピ
ーダンスおよびペースメーカ導線とパルス発生器との接
続領域での境界の湿った電気伝導性環境の結果中じるイ
ンピーダンスにより強要された現在の実際の制限からく
るものである。

しかし、細い器具を使用したシステムの場合には、フィ
ラメントの細い内部ワイヤのインピーダンスが、基準電
極が配置されている周囲の伝導性媒体に比較して高いと
いう条件において、電極の大きさを１ｍｍ２の範囲にす
ることができる。第７Ａ図および第７Ｂ図の実施例では
、フィラメントの直径Ｄ２が２　ｍｍの範囲にある場合
、電極の幅りを約１．２７ｎ＋＋ｎとし、半円周寸法Ｄ
５をフィラメントの周囲の長さで約３．１４＋ｎｍにす
ると、ペースメーカ装置にとって許容できる最小の４ｍ
ｍ２の表面積の電極になる。

以上、本発明を、好ましい実施例を重点的に説明したが
、本発明の精神および範囲から離れることなく、上記で
説明した実施例の設計および操作に種々の変更を加える
ことができることが理解されなければならない。例えば
、第１の電極４６は、末端電極５０から約１０ｃｍ〜約
１６ｃｍのところに配置されなければならず、電極４６
および４８の間隔は約１から１０ｍｍでなければならな
い。本実施例は、従って、全ての点で単なる実例であっ
て制限ではなく、本発明の範囲は特許請求の範囲によっ
て示され、特許請求の範囲の均等物は全て本発明に含ま
れるものである。

【図面の簡単な説明】

第１Ａ図は、活動電位により発生する理想的な細胞外波
形が、心臓を進行するときのグラフである。第１Ｂ図は、心房壁に沿って進行する細胞外電位の簡略
化したモデルを図示したものである。第２図は、患者の心臓に挿入された本発明に従う装置の
一実施例を図示した一部切開図である。第３Ａ図および第３Ｂ図は、第２図に示された実施例の
側面と末端の外観の詳細図である。第４図は、患者の心臓に挿入された本発明に従う装置の
他の実施例を図示したものである。第５Ａ図および第５Ｂ図は、本発明に従うカテーテル電
極の他の実施例の側面と末端外観の詳細図である。第６Ａ図および第６Ｂ図は、フィラメントの反対の面に
設けられた電極を有する他の実施例のカテーテルの側面
と末端外観の詳細図である。第６Ｃ図および第６Ｄ図は、第６Ａ図および第６Ｂ図に
示したカテーテルを心房壁に対して９０゜回転させたも
のを示す図である。第７Ａ図および第７Ｂ図は、カテーテルのほぼ半周に亘
って半円筒形に露出している電極を有する第６Ａ図〜第
６Ｄ図の実施例と類似した実施例の側面と末端外観の詳
細図である。〔主な参照番号〕１０・・・波頭、　　１２・・・ｙ軸、１４・・・Ｘ軸
、　　１６・・・最大ピーク、１８・・・最小ピーク、
２４・・・心房壁、３０・・・心臓、　　３２・・・上
大静脈、３３・・・右心房、　３４・・・三尖弁環、３
５・・・右心室、　３６・・・洞房間結節、４０・・・
カテーテル、４２・・・３軸コネクタ、４４・・・フィ
ラメント、

Claims

【特許請求の範囲】

（１）患者の心臓に埋め込まれる心臓ペーサを有する心
臓ペースメーカシステムのカテーテルにおいて、抹消端部と、基端部と、これら抹消端部と基端部との間
の基部を有する患者の血管を通して患者の心臓に挿入さ
れる分岐していない単一の絶縁性フィラメントと、このフィラメントの前記抹消端部に配置されて患者の心
臓の心室の拍動を検知し且つ整調する第１の電極手段と
、上記フィラメントの前記基部の前記第１の電極手段から
離れて配置されて、患者の心臓の心房における細胞内の
活動電位に伴う細胞外波形を表す特定の特徴を有する心
房分極を検知する第２と第３の電極手段と、上記第１、第２および第３の電極手段を心臓ペーサに接
続する上記絶縁性フィラメントの内部にある電気導体と
、上記第２および第３の電極手段を、負のピーク値から正
のピーク値までの偏向値で定義される患者の心臓の心房
表面に沿って伝播する細胞外電位を表す上記特定の特徴
に感応・検知するようにする調整手段とを具備し、上記第２および第３の電極手段は、拍動のＰ波を表す入
力信号を心臓ペーサに伝達し、この心臓ペーサは、上記
入力信号に対応して上記第１の電極手段に患者の心臓の
心室を整調する刺激電気パルスを供給するよになってい
ることを特徴とするペースメーカのカテーテル。
（２）上記調整手段が、上記第２および第３の電極手段
を、患者の心臓の組織媒体中を伝播する活動電位の特定
の特徴に対応する細胞外生体電波頭の信号の和を出力す
るようになっていることを特徴とする請求項１に記載の
カテーテル。
（３）上記調整手段が、患者の心臓の心房における活動
電位に伴って検知された細胞外の特徴の負のピーク値か
ら正のピーク値までの長さにほぼ等しい長さだけ上記２
つの検知電極を互いに分離する絶縁フィラメントを含む
ことを特徴とする請求項１に記載のカテーテル。
（４）上記第２および第３の電極手段が、患者の心臓の
組織媒体中を伝播する活動電位の特定の特徴に対応した
生体電波頭の電場の平均化を最小限にするように調整さ
れた寸法を有する電極を具備することを特徴とする請求
項３に記載のカテーテル。
（５）電位を伝播する組織媒体に曝されている前記第２
および第３の電極の各表面積が約３ｍｍ＾２〜約７ｍｍ
＾２であることを特徴とする請求項４に記載のカテーテ
ル。
（６）上記表面積が約４ｍｍ＾２〜約６ｍｍ＾２である
ことを特徴とする請求項５に記載のカテーテル。
（７）上記電極が、さらに前記絶縁フィラメントの廻り
に円周状に伸びた円環状電極を含むことを特徴とする請
求項５に記載のカテーテル。
（８）上記環状電極が約１ｍｍ〜約６ｍｍの長さを有す
る上記絶縁フィラメントにより互いに分離されているこ
とを特徴とする請求項７に記載のカテーテル。
（９）上記円環状電極が、約２ｍｍ〜約３ｍｍの長さを
有する上記絶縁フィラメントにより互いに分離されてい
ることを特徴とする請求項８に記載のカテーテル。
（１０）上記環状電極が、約４ｍｍ〜約５ｍｍの長さを
有する上記絶縁フィラメントにより互いに分離されてい
る、加齢した心筋組織を有する患者に使用される活動電
位に伴う細胞外電位の信号減衰が最小限であることを特
徴とする請求項８に記載のカテーテル。
（１１）上記電極が上記カテーテルフィラメントの各反
対側に配置され且つ約１ｍｍ〜約６ｍｍの長さを有する
上記絶縁フィラメントにより互いに分離されている半円
形電極をさらに含むことを特徴とする請求項４に記載の
カテーテル。
（１２）上記電極が約２ｍｍ〜約３ｍｍの長さを有する
上記絶縁フィラメントにより互いに分離されていること
を特徴とする請求項１１に記載のカテーテル。
（１３）前記電極が約４ｍｍ〜約５ｍｍの長さを有する
上記絶縁フィラメントにより互いに分離されている、加
齢した心筋組織を有する患者に使用さる活動電位に伴う
細胞外電位の信号減衰が最小限であることを特徴とする
請求項１１に記載のカテーテル。
（１４）電位を伝播する組織媒体に曝されている上記各
電極の表面積が約３ｍｍ＾２〜約７ｍｍ＾２であること
を特徴とする請求項１１に記載のカテーテル。
（１５）上記電極の表面積が約４ｍｍ＾２〜約６ｍｍ＾
２であることを特徴とする請求項１４に記載のカテーテ
ル。
（１６）上記半円形の電極が、上記カテーテルフィラメ
ントの周囲のほぼ半周に亘っていることを特徴とする請
求項１１に記載のカテーテル。
（１７）上記電極が、上記カテーテルフィラメントの同
じ側に露出し、約１ｍｍ〜約６ｍｍの長さを有する上記
絶縁フィラメントにより互いに分離されている半円形電
極をさらに含むことを特徴とする請求項５に記載のカテ
ーテル。
（１８）上記電極の表面積が約４ｍｍ＾２〜約６ｍｍ＾
２であることを特徴とする請求項１６に記載のカテーテ
ル。
（１９）上記電極が約２ｍｍ〜約３ｍｍの長さを有する
上記絶縁フィラメントにより互いに分離されていること
を特徴とする請求項１６に記載のカテーテル。
（２０）上記電極が約４ｍｍ〜約５ｍｍの長さを有する
上記絶縁フィラメントにより互いに分離されている、加
齢した心筋組織を有する患者に使用される活動電位に関
する細胞外電位の信号減衰が最小限であることを特徴と
する請求項１６に記載のカテーテル。