JPH0299052A - 電撃切除用カテーテル - 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】 （産業上の利用分野） 本発明は、電撃切除カテーテル、詳細には、高アーク値
を提供するように、その末端部に電撃切除電極を有して
いるカテーテルに関する。前記カテーテルは血管内を通
って心臓まで前進し、心臓内部の組織を切除するために
使用される。

（従来の技術） 心臓が不調な場合の医療丸首においては、房室結節、ヒ
ス束、あるいは心室の領域にある特定の血管流路の切断
、切除が好ましいとされてきた。

これは外科的に遂行可能であるが、最近はもっと好まし
いことに、非外科的技術か開発されてきている。

（発明が解決しようとする課題） 従来技術のひとつにおいては、その内部に光フアイバー
が通っているカテーテルが、心臓内の所望の位置まで前
進する。外部のレーザーからのエネルギーが光ファイバ
ーを通って心臓内に導かれる。この技術は、オンカー・
Ｓ・ナルラ、他による、［通過（ｐｅｒｖｅｎｏｕｓ）
カテーテルを通るレーザー放射によるヒス束の微小切開
：組織学的及び電気生理学的データの相関関係Ｊ　　（
Ａｍ、Ｊ、　ｃａｒｄｉｏｌｏｇｙ。

１９８４年７月、１８６−１９２頁）に説明されている
。レーザー切除に必要な装置は、比較的高価であり、光
ファイバーを所望の位置まで誘導することは比較的困難
である。

心臓内のヒス束の高周波切除の技術は、米国特許筒４，
６４１，６１９号明細書（ワリンスキ他、１９８７年２
月ＩＯ日発行）に開示されている。その末端部にアンテ
ナを有する同軸の伝達ラインの形態のカテーテルは、心
臓内のヒス束の領域に前進し、カテーテルにより検知さ
れた電位が測定され、表示される。前記カテーテルの位
置は、所望の電位が得られるまで調節される。次に、高
周波エネルギーが伝達ラインにかけられ、ヒス束の部分
の切除が行われる。高周波は、アンテナの周囲の組織に
望ましくない黒こげを生ずる可能性がある。

電撃切除技術においては、１つ以上の電極を備えたカテ
ーテルが、血管内を通って心臓まで前進し、板状の電極
が患部の皮膚上に接触する。高圧エネルギーの電気的パ
ルスが画電極の間にかけられ、切除により血流システム
に変更が加えられる。

そのような技術は、Ｊ、ギャラガー他の「房室血流シス
テムの閉鎖胸部（胸部切開によらない）切除のためのカ
テーテル技術」（Ｎ、Ｅ、Ｊ、　＋＋５ｄｉｃｉｎｅｓ
第３０６巻、第４号、１９８２年１月２８日、１９４〜
２００頁）、及びメルビン　Ｍ、　シャインマン他の「
上部心室の重度不整脈制御のための房室ジャンクション
のカテーテル誘導切除Ｊ　　（ＪＡＮＡ、第２４８巻、
第７号９８２年８月２０日、１１５１−０５頁）に開示
されティる。２００Ｇボルト程度の電圧が、数ミリ秒程
度かけられる。

電撃切除技術の従来の実務に関連する１つの問題は、電
極の領域に電弧が生ずることが多いということであった
。そのような電弧により、好ましくない組織の火傷が生
じ、周囲の組織に損傷を与えるような衝撃波を生ずる可
能性がある。電弧は、電極が付勢されＩこ場合、電極の
表面に形成される泡を伝って生ずる。電弧とそれにより
生ずる衝撃波とを最少限に押えることが好ましい。

過去においては、電撃切除は、リング電極と、リング電
極に類似しているが丸いチップを有する先端電極とを含
む、従来の整調カテーテルにより実施されてきた。これ
らの電極が電撃切除に使用される場合、電弧が生ずるこ
とが多い。様々なその他の形状の電極が、整調療法のた
めに開示されてきた。整調療法においては、かけられる
電圧は数ボルト程度であり、電弧は要素となはらない。

ＰＣＴ明細書ＷＯ８０１０２２３１（１９１０年ｌＯ月
３０日公開）導電電極チップカテーテルの先端に取り付
けられた、球面部分と円筒形部分とを有する、ペースメ
ーカー用の電極リードに関する。前記円筒形の電極は、
球面部分との交叉する部分において直径が小さくなるよ
うにテーパしている。前記円筒形の部分は絶縁されてい
ない。ンエンカーの米国特許筒３，７５７，７８９号明
細書、１９７３年９月ｌ１日公開は、心臓ペーサ−のよ
うな人体組織シミュレータに使用するための電極に関す
る。前記電極システムは、球面よりも小さい直径の円筒
形ピンによりなされた電気連結を有する球面電極チップ
を含む。

前記カテーテル管は、球面電極チップとの交点で、テー
パして直径が小さくなっている。

ワプラーの米国特許筒１，９３２，２５８号明細書、１
９３３年ｌＯ月２４日公開は、人体組織に高周波電気エ
ネルギーを伝えるための、外科用電極を開示している。

前記電極は、組織に接触したときに切断スパークを発生
する、平らな刃状アームと、スパークしない方式で凝固
させるために使用される、球面アームとを含む。

ヘス他の、米国特許筒４，６６０，５７１号明細書、１
９８７年４月２８日公開は、半球状の先端電極及びリン
グ電極を有する、経皮リードを開示している。前記リー
ドはマツピング、切除及び整調に使用するのに適してい
る。

本発明の目的は、人体内部の組織の所望の部分の、非外
科的電撃切除用の改良装置を提供することにある。

本発明のその他の目的は、心臓内部の組織切除用の改良
電撃装置を提供することである。

本発明の更にその他の目的は、高アーク値を供給する、
成形された電極を有する、電撃切除カテーテルを提供す
ることである。

なおその他の本発明の目的は、電弧を生ずることなく、
組織に対し高電圧、高電流パルスをかけることのできる
、成形電極をその先端あるいは先端の近くに有する、電
撃切除カテーテルを提供することにある。

（課題を解決するための手段） 本発明に従えば、前記の目的及びその他の目的及び利点
は、内部組織の所望の部分の電撃切除のため、人体の血
管を通して内部組織へと前進可能なノコチーチルにより
達成される。前記カテーテルは、カテーテルリードと、
カテーテルリード先端あるいは先端近くに取り付けられ
た成形電撃切除電極とを含む。前記カテーテルリードは
、成形電極と連結した絶縁コンダクタを含む。電気エネ
ルギーは外部電源から、絶縁されたコンダクタを経て、
人体内部器官の所望の部分の切除のために、成形電極に
供給される。

成形電極とカテーテルリードとは、高アーク値を供給す
るような形状をしている。前記電極は滑らかな湾曲表面
を有し、鋭い縁がない。電極と結合する部分の前記カテ
ーテルリードは前記電極よりも直径が小さい。前記電極
表面は、前記カテーテルリードと接触する基部において
、内側に向かって湾曲している。前記電極と結合する部
分のカテーテルの直径は、前記電極の直径の３分の１を
超えないことが好ましい。その結果、高エネルギー切除
電撃が、電弧を生ずることなく引き出される。

好ましい実施例においては、電極の滑らかに湾曲した表
面は、カテーテルリードと同軸の円筒形表面と、通常は
円筒形表面をカテーテルリードに半球状に接合させる基
部表面とを含む。電極の先端表面は半球状であることが
好ましい。

前記カテーテルは通常は、絶縁されたコンダクタの大部
分を取り巻く、柔軟な絶縁鞘を含む。前記絶縁鞘は、前
記電極の最大断面寸法とほぼ等しい直径を有しているこ
とと、カテーテル軸上の第１ポイントにおける最大直径
から、カテーテル軸上の第２ポイントにおける絶縁コン
ダクタの直径まで、電極に接近した領域においてテーバ
していることが好ましい。ひとつの実施例においては、
電極と絶縁コンダクタとの間の接合部と一致するカテー
テル軸に沿う地点において、鞘は絶縁コンダクタの直径
までテーバしている。他の実施例においては、電極から
基部への方向に間隔を置いて配置されたカテーテル軸に
沿う地点において、鞘は絶縁コンダクタの直径までテー
バしている。

好ましい実施例においては、絶縁コンダクタは、電極に
連結され、電極に十分な機械的支持を提供するに十分な
長さを有する半剛性のコンダクタと、半剛性コンダクタ
とカテーテルリードの基部端との間に連結された可撓性
コンダクタとを含む。可撓性鞘は、管でも、絶縁コンダ
クタ上の被覆でも良い。

本発明の電撃切除カテーテルは、通常は心臓内の組織の
電撃切除に使用される。この場合、前記カテーテルは心
臓への血管を通って前進可能な寸法と柔軟性とを有する
。電撃切除カテーテルは、患者の皮膚上に配置される表
面電極と共に使用されることが好ましい。前記カテーテ
ルは、心臓内のマンピング電位用に使用される、基部に
ある検知電極を１つ以上含むことができる。

本発明の成形電極は、電弧を生ずることなしに、従来技
術による電極と比較して、実質的に大きい電圧、電流及
びエネルギーをカテーテルを通して引き出すことができ
る。その結果、心臓内部の組織の電撃切除は、好ましく
ない損傷の危険を減少させ、かつ大きな効率で実施する
ことができる。

（実　施　例） 本発明に従った電撃切除カテーテルｌＯが第１図に示さ
れている。拡大された薄い可撓性カテーテルリード１２
は先端１２１と基部端＋２ｂとを有している。成形電撃
切除電極２０はカテーテルリード１２の先端１２ａに取
り付けられ、通常は心臓内部のマツピング電位用に使用
される基部検知電極２２が電極２０から基部方向に間隔
を置いて配置されている。

電極２０は、カテーテルリード１２を通り伸長する絶縁
された電気リード２４により、コネクタ２６へ電気的に
連結されている。基部電極２２は、カテーテルリード１
２を通り伸長する電気リード２３により、コネクタ３０
へ電気的に連結している。分岐３１は、カテーテルリー
ド１２を通り伸長する電気リード２４と２８とを分離す
る。使用する場合は、コネクタ２６が、電源（図示され
ていない）の出力端子に取り付けられる。カテーテルリ
ード１２の先端に近い部分は、ダマトカーブ（Ｄａｍａ
ｔｏ　ｃｕｒｖｅ）として知られた指定された形状であ
る。適当な場合はその他の形状が使用される。

第２図には、カテーテル１０の先端の拡大図が示されて
いる。本発明に従えば、電極２０は高アーク値を供給す
るような形状である。高アーク値とは、電弧が発生し始
める時ｌこ、電極にかかる電圧及び／又は電流である。

かくて、高アーク値よりも低い電圧及び電流に対しては
、電弧は生じない。本発明の成形電極は、電撃切除に使
用された従来技術の電極に比較して、増加した高アーク
値を提供する。本発明に従えば、電極２０は、鋭い縁の
ない、滑らかな湾曲表面を有する。電極の領域の電界は
比較的均等で、電弧を生ずるような高い電界集中ダ は排除されている。本発明の重要な特徴は、電極２０と
の接続部のカテーテルリード１２が電極２０よりも直径
が小さいことである。電極２０の表面は基部において内
側に湾曲し、カテーテルリード１２と接合している。こ
の形状は更に電弧の発生する傾向を減少させる。

好ましい実施例においては、電極２０の滑らかに湾曲し
た表面は、円筒形の表面２０ａ　、半球状の先端表面２
０ｂ、及び半球状の基部端表面２０ｃを含む。

表面２０ｇ　、　２０ｂ及び２０ｃはすべて、同じ半径
であり、それにより滑らかに湾曲する外側表面を提供す
る。かくて好ましい実施例は細長い形状を示す。

電極２０は、入念に高アーク値を保証するように設計さ
れた接合部３２において、カテーテルリード１２が取り
付けられている。接合部３２におけるカテーテルリード
１２の直径は、前記カテーテル軸に対し直角な平面にお
いて、電極２０の直径よりも小さい。接合部３２におけ
る、電極２０の直径とカテーテルリードＩ２の直径との
間の比率は、少なくとも３：１であることが好ましい。

電極２０が円筒形の表面２０８を含む場合は、電極２０
の直径は円筒形表面２０ａの直径である。

好ましい実施例においては、成形電極２０とカテーテル
リード１２とは、縮小した直径セグメント３４とテーパ
セグメント３６とにより相互に連結されている。テーパ
セグメント３６は、後述するように、不導電性の鞘であ
る。縮小した直径のセグメント３４は、成形電極２Ｇの
基部端に取り付けられた絶縁されたコンダクタである。

セグメント３４の直径は円筒形表面２０ａの直径の３分
の１より大きくない。

テーパセグメント３６はセグメント３４の基部端に連結
され、セグメント３４とカテーテル軸−１１２との間の
推移部を提供している。

前記カテーテルのその他の必要条件は第３図に描かれて
いる。電極２０とカテーテルリード１２とは共通の中実
軸３８を有している。角度Ａは、中実軸３８と、基部端
表面２０ｃの曲率中心４０と接合部３２との間のライン
との間の角度として形成されている。

角度Ｂは、中実軸３８と、ポイント４１及びポインＩ・
４２の間に引かれたラインとのなす角度として形成され
ている。ポイント４１は、成形電極２０の円筒形の部分
２０ａの基部端を通る平面が中実軸３８と交わるポイン
トである。ポイント４２は、テーパセグメント３６が最
大の直径に到達するポイントである。

表面２Ｑｃが半球である場合は、曲率中心１０とポイン
ト４１とは一致する。その他の場合は、曲率中心４０と
ポイント４１とは短い距離により隔たっている。

電極２０、セグメント３４及びテーパセグメント３６は
、セグメント３４の直径を縮小することにより、角度Ａ
ができるだけ零に近づくように形成されなけれ、ばなら
ない。しかしながら、角度Ａは角度Ｂよりも小さくなっ
てはならない。この要求は、接合部３２における電極２
０の表面に対する垂線がカテーテルリードＩ２を通過し
ないことにより保証される。

電極２０の円筒形の表面２０ａは、同じ直径の球面電極
よりも高い電流を供給できる。なぜなら、円筒形の表面
２０ａの表面積の方が大きく、高アーク値を供給するか
らである。円筒形表面２０＆の長さは、高電流供給の要
求と、小さな領域の切除の実行及び局部的マツピングの
実行の要求との間の妥協である。円筒形部分２０ａの直
径は、カテーテルリード１２の主たる部分の直径とほぼ
同じであることが好ましい。直径が小さいと、電極２０
により供給できる電流か減少し、一方でカテーテルリー
ド１２よりも直径が大きいと、血管を通って心臓へカテ
ーテル１０が前進する時に、電位に関する困難が生ずる
可能性かある。

電撃切除に今まで使用されてきた従来の整調電極（ベー
シング電極）においては、電極とカテーテルリードとは
長さ全体にわたり、均等な直径であった。特に、カテー
テルリードと電極との間の接合部は円筒形電極と同じ直
径であった。従来の電極においては、絶縁部とコンダク
タとの接合部において、急激な電界の勾配があり、接合
部から離れると急速に電界が減少する。電界の勾配が急
激だと、電弧が発生しそうな領域を生ずる。本発明の切
除電極については、電界の勾配は電極の形状のせいで滑
らかであり、電界の勾配はその表面全体で高度に均等で
ある。その結果、所定の電流及び電圧水準で、電弧の発
生は減少する傾向がある。

カテーテルｌＯの好ましい実施例の詳細な構造は第２．
４．５図に示されている。電極２ｏはカテーテルリード
１２を取り付けるポア４４を含む。ポア４４は基部端表
面２０ｃの中心にあり、円筒形表面２０ａと同軸である
。カテーテルリード１２、円筒形の表面２０ａ、及びポ
ア４４は共通の中心軸３８を有することが好ましい。カ
テーテルリード１２の絶縁された電気リード２４は、イ
ンシュレータ４８に封入された半剛性のコンダクタ４６
を含む。コンダクタ４６はポア４４内に伸長し、ポア４
イはカウンタポア４４ａ　を含み、これによりインシュ
レータ４８が電極２ｏ内に伸長する。半剛性のコンダク
タ４６は、通常はおよそ１ｃｍであるが、電極２０から
、軸３８に沿って、検知電極２２から基部方向に間隔を
置いて配置されたポイントまで伸長している。更に、絶
縁された電気リード２４は、溶接５１により半剛性コン
ダクタ４６に取り付けられた、可撓性の撚り線コンダク
タ５０（第２図）を含む。コンダクタ５０はカテーテル
リード１２の残りを通って、コネクタ２６まで伸長して
いる。インシュレータすなわち絶縁体４Ｂはコンダクタ
４６及び５０を封入し、カテーテルリード１２を通って
コネクタ２６まで伸長している。インシュレータ４８は
、カテーテルにかかる最大電圧に耐えるように選択され
た、高圧不導電性素材でなければならない。半剛性コン
ダクタ４６は電極２０に対し、可撓性、撚り線コンダク
タにはない、機械的支持力を提供する。

基部にある検知電極２２は、カテーテルリード１２を通
ってコネクタ３０まで伸長する電気リード２８に取り付
けられる。好ましい実施例においては、電気リード２８
は、第４図に示されているように、インシュレータ２８
を取り巻く同軸の組紐である。前記同軸の組紐は、従来
の方式で、スリーブにより検知電極２２に取り付けられ
ている。

電気リード２８は、可撓性の絶縁鞘５４に封入されてい
る。可撓性鞘５４はテーバ領域３６を含む。テーバ領域
３６においては、鞘５（は最大直径から、インシュレー
タ４８の外径までテーパしている。好ましい実施例にお
いては、鞘５４の表面は領域３６において、軸３８に対
し相対的におよそ１５度の角度でテーバしている。好ま
しい実施例においては、テーパ領域３６は、電極２０か
ら＠３８に沿って少し戻ったポイント５７において終端
している。後述のその他の実施例においては、テーパ領
域は、電極２０とカテーテルリード１２との接合部にお
いて終端している。

電極２０は６フレンチ（約１．９８　ミリ直径）及び７
フレンチ（約２．３１ミリ直径）の寸法であることが好
ましいが、その他の寸法でも本発明の範囲から逸脱する
ことなく使用可能である。電極２０を例に取ると、７フ
レンチ（約２３１ミリ直径）の電極は４．７　ミリの全
長である。半剛性コンダクタ４６は直ｇｏ、３ｓｇ　ミ
リであり、インシュレータ４８は厚さ０゜１５２ミリで
あり、それにより電気リード２４の外径は０．６６Ｑ　
　ミリであった。鞘５４の領域３６は、軸４４に対し相
対的におよそ１５度の角度でテーパしており、鞘５は電
極２Ｇからおよそ１ミリのところで終端していに。

電極２０はプラチナのような生体になじむ金属からなり
、通常は所望の素材の棒から機械加工される。電極２０
は、半円形のジョーを有する取付具を使用して、据え込
みにより機械的にも電気的にも半剛性コンダクタ４６に
連結されている。前記連結は軟質はんだ、硬質はんだ、
あるいは溶接によっても可能である。半剛性コンダクタ
４６は溶接により撚り線コンダクタ５０に取り付けられ
る。硬質はんだあるいは軟質はんだはこの連結にも使用
可能である。インシュレータ４８は、電撃切除の間に通
常かかる電圧に耐える程度の十分な不導電性強度及び厚
さを有する素材であれば良い。好ましい実施例において
は、インシュレータ４８はテフロンである。

間隔あけは電極の使用意図にかかっている。基部電極２
２はプラチナ製であり、電極２０と同じ直径のリング状
であり、長さ２ｍｍであった。基部電極２２は据え込み
により電気リード２８に連結されているが、溶接あるい
ははんだ付けも使用可能である。

外部鞘５４は、テーパ領域３６を除いて電極２０及び２
２と同じ直径である。１ｌｑｓ４は、電極２０にかかる
電圧に耐える程度に十分な不導電性強度を有する素材で
あれば良い。鞘５４の表面は、交叉結合ポリエステルを
ベースとしたポリウレタン、つまり血栓を生じないよう
な素材で被覆されている。鞘５４の壁は使用中に位置を
知るために、レントゲンで見える薬品を含ませることが
できる。鞘５４は又、交叉ポリマの被覆による、不織ダ
クロンでも良い。

しかしながら、鞘５４はそのような構造に限定されると
するものではない。

上述の実施例においては、カテーテルリード１２は複合
構造である。つまり、コンダクタ４６．５０、インシュ
レータ４８、電気リード２８、及び鞘５４が複合してカ
テーテルリード組立体全体を構成している。鞘５４は電
気リード２４の被覆として形成されている。代替的構造
においては、インシュレータ４８と電気リード２８とは
、可撓性管の管腔を通して挿入される組立体として製造
可能である。前記可撓性管は、鞘５４に関連して上述の
ように、電極２０の近くの領域においてテーパしている
。基部電極２２は、本発明の電撃切除カテーテルの必須
構成要素でないことは理解されるであろう。場合によっ
ては、基部電極は排除され、他の場合には、２つかそれ
以上の基部電極が使用されることがある。

本発明に従ったカテーテルの代替的実施例が第６図に示
しである。電極２０、半剛性コンダクタ４６、及びイン
シュレータ４８は、上述の第２図、第４図、及び第５図
に示されているのと同一である。

第６図の実施例では、基部電極は排除されている。

可撓性絶縁鞘６０は、電極２０と同一の直径であり、イ
ンシュレータ４８と半剛性コンダクタ４６とを取り巻い
ている。可撓性鞘６０はカテーテルリードの基部一端ま
で伸長じている。第２図、第４図、及び第５図の実施例
にあるように、半剛性コンダクタ４６は電極２０からお
よそ１ｃｍ離れた場所で可撓性撚り線コンダクタ（図示
されていない）に連結されてイル。鞘６Ｇ　　はテーパ
領域６２を含み、ここで鞘６゜は最大直径からインシュ
レータ４８の外径に等シい直径までテーパしている。鞘
６２は電極２０とカテーテルリードとの接合部で終端し
ている。テーパの角度は、およそ１５度であるが、半剛
性コンダクタ４６とインシュレータ４８とが電極２０と
交叉する、電極２０の表面に対する垂線と、カテーテル
の軸との間の角度にほぼ等しい。この構造は、電界ライ
ンの集中が最少化されること、及び電極２ｏの表面に対
し垂直なラインがカテーテルリードに交叉しないこと、
という要求に適合する。

本発明の成形切除電極に使用されるその他のカテーテル
構造が第７図に描かれている。成形電極＆０はカテーテ
ルリード８ｚに連結されている。電極８０は滑らかに湾
曲する表面を有し、円筒形の表面及び半球状の端表面を
有することが好ましい。電極８０よりも小さい直径の絶
縁電気リード８４が電極８０とカテーテルリード８２と
に連結されている。カテーテルリード８２はテーパ部分
８２ａを含み、第４図の実施例と類似の構造である。第
７図の実施例は、電極８０がカテーテルの先端に配置さ
れていない点において、前述の実施例とは異る。電極８
０の先端から伸長している半剛性ロッド８６は絶縁エレ
メント８８を電極８０に連結している。ロッド８６は電
極８０よりも直径が小さく、固体のインシュレータある
いは絶縁されたコンダクタである。第７図の実施例はカ
テーテルの先端から戻る方向に間隔を置いて配置された
成形切除電極を提供する。ひとつのカテーテル上に、ひ
とつ以上の成形切除電極が使用され得ることが理解され
る。例えば、絶縁エレメント８８は、要求があれば、第
２の成形電極と置き換えることができる。カテーテル上
の成形電極の位置は、施療の対象となる器官の物理的特
性及び、切除プロセスのパラメータにかかる。

使用するについては、本発明に従ったカテーテルは動脈
あるいは静脈を通って心臓内部の所望の位置に前進する
。外部の、大表面領域の電極（図示されていない）が、
所望の切除方向に依存して、患者の胸あるいは背中の皮
膚に取り付けられる。

心臓内部の電位は、検知電極としての電極２Ｇ及び２２
を使用して、マツピングされる。事前成形され湾曲した
カテーテルの先端の形状が、心臓内の特定の位置に到達
するのを支援する。心臓が十分マツピングされ、切除の
目標位置が確認された後、電極２０は所望の位置に配置
され、所望の電撃切除波形を供給可能な高圧電源により
付勢される。１つ以上の高エネルギーパルスが電源から
カテーテルリード１２を通って、所望の電撃切除が完成
するまで、電極２０へと供給される。供給パルスは、通
常は２．０−２．５キロポルトピークの範囲であり、持
続時間はおよそ２−１０ミ！Ｉ秒である。通常は供給パ
ルスは急速な立ちあがり時間と、指数関数的減衰を示す
。これらの値は例示の方法で示されるが、その他の電圧
、パルス継続及び波形も使用可能であることが理解され
る。更に、本発明の切除電極は基本的には心臓に使用さ
れるが、この使用に限定されるものではない。

上述のように、本発明の目的は、従来技術による電極よ
りも高い高アーク値を有する電撃切除電極を提供するこ
とにある。高アーク値の比較テストが従来の技術に従い
、従来の整調電極で実行され、本発明に従った成形切除
電極がテストされた。

従来の電極は、半球状の先端を有する、７Ｆ整調電極で
あった。本発明の電極（新しい電極）は上述の第２．４
及び５図に示されているように製造された成形電極であ
った。高アーク値が、従来の電極と新しい電極を使用し
て、両方とも陰極と陽極の衝撃として（ｚｓ　ｂｏｔｈ
　ｔｈｅ　ｃａｔｈｏｄｅ　ｘｎｄ　ｔｈｅ　ａｎｏｄ
ｅ　ｏｆ　ｌｂｖ　５ｈｏｃｋ）測定された。エネルギ
ーは、両方とも従来のインダクタンス−修正された高エ
ネルギーショック（ロラン・デフィブリレータ）（Ｌｏ
ｖｎ　ｄｅｌｉｂｒｉｌｌｘｔｏｒ）及び短時間コンス
タント・キャパシティブ・ディスチャージ（Ｎ■■アブ
レータ）　（ＮＨＨａｂｌａｚｅｒ）を使用して供給さ
れた。ロラン・デフイブリレークは減衰性のシヌソイド
波形を発生し、Ｎ■■アブレータは急速な立ちあがり時
間と指数関数的減衰を示すパルスを発生する。

高アーク値測定のためのテスト構成は第８図に示されて
いる。テスト電極＋０２が、生理食塩水１０６のタンク
１０４内につるされた。大面積、電気的に中性の電極１
０８がタンク１０４の底に配置された。

高エネルギー衝撃が電ｉ！！（ロラン・デフィブリレー
ク、ＮＵ■アブレータ）１１Ｏから電極＋０２へ供給さ
れ、電弧の発生が視認により、及び供給された電圧と電
流曲線の妨害を観察することにより評価された。電圧及
び電流曲線がデジタル・ストレージ・オシロスコープ＋
１２へ保存され、供給エネルギーの正確な評価のため、
マイクルコンピュータ＋１４に転送された。

測定結果は第９Ａ−９Ｃ図に示されている。従来の電極
及び新しい電極に対するアーク値か電圧で第９Ａ図に示
されている。従来の電極及び新しい電極に対する電流ア
ーク値が第９Ｂ図に示されている。アーク値がジュール
で第９Ｃ図に示されている。すべてを組み合わせると、
本発明の成形切除電極は従来の電極に比較して、優れた
高アク値を示した。アーク値におけるピーク電圧、ピー
ク電流、及び供給エイ・ルギーの平均増加率はそれぞれ
７４％、１５７％、及びＩＨＩ％である。

本発明の好ましい実施例が何をここで考察しｆ−かが示
されたが、様々な変更、改良が、添附の請求により定義
された本発明の範囲から逸脱することなくなされ得るこ
とは、当業者には明白である。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明のカテーテルの正面図、第２図は第１図
のカテーテルの先端の拡大図、第３図は電極とカテーテ
ルリードの設計を描いた図式的ダイヤグラム、第４図は
第１図のカテーテルの先端の拡大断面図、第５図は第２
図の５−５の線に沿ったカテーテルリードの拡大断面図
、第６図は本発明の他の実施例に従ったカテーテルの先
端の拡大断面図、第７図は本発明の更にその他の実施例
に従ったカテーテルの先端の拡大図、第８図は電撃切除
カテーテルの高アーク値測定用の構成の図式的ダイヤグ
ラム、第９Ａ−９Ｃ図は従来技術による電極と本発明の
電極との高アーク値のテスト結果のグラフ表示である。 １０・・・電撃切除カテーテル、１２・・・カテーテル
リード、１２ａ・・・先端、＋２ｂ・・・基部端、２０
・・・電撃切除電極、２０１・・・円筒形表面、２０ｂ
・・・半球状先端表面、２０ｃ・・・半球状基部端表面
、２２・・・基部検知電極、２４・・・電気リード、２
６・・・コネクタ、２８・・・電気リード、３０・・・
コネクタ、３１・・・分岐、３２・・・接合部、３４・
・・小直径セグメント、３６・・・テーパセグメント、
３８・・・共通中心軸、４０・・・曲率の中心、１１、
４２・・・ポイント、４４・・・ボア、４４ａ・・・カ
ウンタポア、４６・・・半剛性コンダクタ、４８・・・
インシュレータ、５０・・・撚り線コンダクタ、５１・
・・溶接、５４・・・鞘、５７・・・ポイント、６０・
・・可撓性絶縁鞘、６２・・・テーパ領域、６４・・・
接合部、８０・・・電極、ｌ１２・・・カテーテルリー
ド、３２ａ・・・テーパ部分、８６・・・半剛性ロッド
、８８・・・絶縁エレメント、１０２・・・テスト電極
、０４・・・タンク、１０６・・・生理的食塩水、１０
８・・・中性電極、＋１０・・・電源、１２・・・デジ
タル・ストレージ・オシロスコープ、１目・・・マイク
ロコンピュータ。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、人体内部の器官の所望の位置の電撃切除のため、内
   部器官へ人体の血管を通って前進可能なカテーテルにお
   いて、 内部器官の所望の部分に電気エネルギーを伝える電極が
   あり、前記電極が鋭い縁がなく、滑らかな湾曲表面を有
   し、 細長いコンダクタが前記電極に連結され、前記コンダク
   タが、外部電気エネルギー源に連結するための基部端を
   有し、 前記細長いコンダクタを包囲する電気的絶縁体が設けら
   れ、前記コンダクタ及び前記絶縁体が中心軸を有する電
   気リードを形成し、前記電気リードが血管を通って内部
   器官へ前進させるのに適した直径及び可撓性を有し、前
   記電気リードが前記電極との接合部において、前記電極
   の最大断面寸法よりも小さい断面寸法を有することを特
   徴とするカテーテル。２、前記滑らかな湾曲表面が、前
   記中心軸と同軸の円筒形表面と、前記円筒形表面を電気
   リードへ接合する基部端表面とを含む、請求項１に記載
   のカテーテル。 ３、前記基部端表面が半球状である、請求項２に記載の
   カテーテル。 ４、前記電気リードの直径が、前記電極との接合部にお
   いて、前記円筒形表面の直径の３分の１よりも大きくな
   い、請求項２に記載のカテーテル。 ５、前記滑らかに湾曲した表面が更に、半球状である先
   端表面を含む、請求項２に記載のカテーテル。 ６、前記電極が前記基部端表面に開口部を有し、そこに
   前記コンダクタ及び前記絶縁体が前記開口部内に伸長し
   ている、請求項５に記載のカテーテル。 ７、前記細長いコンダクタが、前記電極に連結されて前
   記電極を機械的に支持するに十分な長さを有する半剛性
   のコンダクタと、前記半剛性のコンダクタと前記電気リ
   ードの基部端との間で連結されている可撓性のコンダク
   タとを含む、請求項１に記載のカテーテル。８、前記電
   極の最大断面寸法の、前記電極との接合部における前記
   電気リードの断面寸法に対する比率が少なくとも３：１
   である、請求項１に記載のカテーテル。 ９、更に、前記電気リードの大部分を取り巻く可撓性の
   絶縁鞘を含む、請求項１に記載のカテーテル。 １０、前記絶縁鞘が前記電極の最大断面寸法とほぼ同じ
   直径を有する請求項９に記載のカテーテル。 １１、前記絶縁鞘が、前記中心軸上の第１のポイントに
   おける最大直径から、前記中心軸の第２のポイントにお
   ける前記電気リードの直径までテーパしている、請求項
   ９に記載のカテーテル。 １２、前記第２のポイントが、前記電極と前記電気リー
   ドとの接合部と一致する、請求項１１に記載のカテーテ
   ル。 １３、前記第２のポイントが、前記電極と前記リードと
   の間の接合部から、基部方向に間隔を置いて配置されて
   いる、請求項１１に記載のカテーテル。 １４、前記鞘が、前記中心軸上の第１のポイントにおけ
   る最大直径から、前記中心軸の第２のポイントにおける
   前記電気リードの直径までテーパしており、前記第２ポ
   イントが、前記電極と前記電気リードとの間の接合部か
   ら０．０〜１．０ｍｍのところに配置されている、請求
   項９に記載のカテーテル。 １５、前記鞘が、前記中心軸に対しておよそ１５度の角
   度でテーパしている、請求項１４に記載のカテーテル。 １６、前記滑らかな湾曲表面が、前記中心軸と同軸の円
   筒形表面と、カテーテルリードに前記円筒形表面を接合
   する半球状の基部端表面とを含み、前記円筒形表面と前
   記半球状の基部端表面とが同一の直径である、請求項１
   １に記載のカテーテル。 １７、前記半球状の基部端表面の曲率中心と、前記電気
   リードの前記電極との接合部とを通って引かれたライン
   が、前記絶縁鞘を通過しない、請求項１６に記載のカテ
   ーテル。 １８、更に、前記絶縁鞘上に配置された基部電極を含む
   、請求項９に記載のカテーテル。１９、心臓内の組織の
   電撃切除のため、血管を通って前進可能なカテーテルに
   おいて、 心臓内の所望の組織に電気エネルギーを伝える電極があ
   り、前記電極は鋭い縁のない滑らかな湾曲表面を有し、 カテーテルリードが、血管を通って心臓へ前進するのに
   適した直径および可撓性を有し、前記カテーテルリード
   が前記電極に連結された細長いコンダクタを含み、前記
   細長いコンダクタが外部電源に連結するための基部端を
   有し、前記コンダクタは電気的絶縁体により取り巻かれ
   ており、前記電極の前記滑らかな湾曲表面が、前記カテ
   ーテルリードと同軸の円筒形表面と、前記カテーテルリ
   ードに前記円筒形表面を接合する基部端表面とを含み、
   前記カテーテルリードが、前記電極との接合部において
   、前記円筒形表面の直径よりも小さい断面直径を有する
   ことを特徴とするカテーテル。 ２０、前記円筒形表面の直径の、前記電極との接合部に
   おける前記カテーテルリードの断面寸法に対する比率が
   ３：１である請求項１９に記載のカテーテル。 ２１、前記滑らかな湾曲表面が更に、半球状である先端
   表面を含む、請求項１９に記載のカテーテル。 ２２、前記電極が前記基部端表面に開口部を有し、前記
   コンダクタと前記絶縁体とが前記開口部内に伸長してい
   る、請求項１９に記載のカテーテル。 ２３、前記細長いコンダクタが、前記電極に連結されか
   つ前記電極を機械的に支持するに十分な長さを有する半
   剛性のコンダクタと、前記半剛性のコンダクタと前記カ
   テーテルリードの基部端との間に連結されている可撓性
   のコンダクタとを含む、請求項１９に記載のカテーテル
   。 ２４、心臓内の組織の電撃切除のため、血管を通って前
   進可能なカテーテルにおいて、 心臓内の所望の組織に電気エネルギーを伝える電極があ
   り、前記電極が、鋭い縁のない滑らかな湾曲表面を有し
   、 中心軸を有するカテーテルリードが心臓へ血管を通って
   前進するに適した直径と可撓性とを有し、前記カテーテ
   ルリードが、 先端と基部端とを有する薄い可撓性の絶縁鞘と、前記可
   撓性の鞘を通って伸長するとともに、前記電極に連結さ
   れた絶縁コンダクタとを有し、前記コンダクタが外部電
   気エネルギ源と連結するための基部端を有し、前記電極
   の前記滑らかな湾曲表面が前記カテーテルリードと同軸
   の円筒形表面と、前記絶縁されたコンダクタに前記円筒
   形表面を接合する基部端表面とを含み、前記絶縁された
   コンダクタが、前記電極との接合部において、前記円筒
   形表面の直径よりも小さい直径を有することを特徴とす
   るカテーテル。 ２５、前記電極が前記基部端表面に開口部を有し、前記
   絶縁されたコンダクタが前記開口部の中に伸長している
   、請求項２４に記載のカテーテル。 ２６、前記絶縁されたコンダクタが、前記電極へ連結さ
   れて前記電極のために機械的支持を提供するに十分な長
   さを有する半剛性のコンダクタと、前記半剛性のコンダ
   クタと前記カテーテルリードとの間で連結されている可
   撓性のコンダクタとを含む、請求項２４に記載のカテー
   テル。 ２７、前記可撓性の鞘と前記電極の円筒形表面とがほぼ
   同一の直径である、請求項２４に記載のカテーテル。 ２８、前記絶縁鞘が、前記中心軸上の第１のポイントに
   おける最大直径から、前記中心軸上の第２のポイントに
   おける前記絶縁されたコンダクタの直径まで、テーパし
   ている請求項２７に記載のカテーテル。 ２９、前記第２のポイントが前記電極と前記絶縁コンダ
   クタとの間の接合部と一致する請求項２８に記載のカテ
   ーテル。 ３０、前記第２のポイントが、前記電極と前記絶縁され
   たコンダクタとの間の接合部から基部方向へ間隔を置い
   て配置されている、請求項２８に記載のカテーテル。 ３１、前記鞘が、前記中心軸上の第１のポイントにおけ
   る最大直径から、前記中心軸上の第２のポイントにおけ
   る前記絶縁されたコンダクタの直径まで、テーパしてお
   り、前記第２のポイントが、前記電極と前記絶縁コンダ
   クタとの間の接合部から０．０〜１．０ｍｍのところに
   配置されている、請求項２４に記載のカテーテル。 ３２、前記鞘が前記中心軸に対して、およそ１５度の角
   度でテーパしている、請求項３１に記載のカテーテル。 ３３、前記半球状の基部端表面の曲率中心と、前記絶縁
   鞘の前記電極との接合部とを通って引かれたラインが、
   前記絶縁鞘を通過しない、請求項２４に記載のカテーテ
   ル。 ３４、更に、前記樽リード上に配置され、前記先端の電
   極から基部方向に間隔を置いて配置された基部電極を含
   み、基部電極コンダクタが前記基部電極に連結され、前
   記可撓性の鞘を通ってその基部端まで伸長している請求
   項２４に記載のカテーテル。 ３５、前記基部端表面が半球状である、請求項２４に記
   載のカテーテル。 ３６、前記円筒形表面の直径の、前記電極との接合部に
   おける前記カテーテルリードの断面寸法に対する比率が
   、少なくとも３：１である、請求項２４に記載のカテー
   テル。