JPH04501216A - 生体内心臓からの単相性活動電位を記録する装置及びその方法 - 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】 生体内心臓からの単相性活動電位を記録する装置及びその方法 （７）ユｕ１ 本件は１９８７年４月１６日提出の米国特許出願第０３８．９７４号の続編であ る。

＾朋ヱロＬ１ 本発明は単相性活動電位（ＭＡＰ）の記録、詳しくは、小さな電極が加圧下で心 臓組織に接触することによりＭＡＰを測定するための方法及び装置に関する。

人の心臓から得られる組織についての研究は進められており、これまでのところ 、安静状態の心臓細胞には約９（１ｍＶの膜内外電圧差があることが知られてい る。該細胞の内部は、細胞外液に対して陰性であり、細胞の刺激に応じて活動電 位が起こる。活動電位は、次の５相から成る。第０相は急速脱分極、第１相は初 期脱分極、第２相は平坦相、第３相は拡張期の膜内外電圧への急速再分極、そし て第４相は拡張期である。

活動電位の時間−電圧経過は心臓細胞の種類により異なる。

個々の心筋細胞の外膜の電荷は膜電位として知られる。心臓が１回鼓動する間に 膜電位は放電され（脱分極し）、その後、ゆっくりと再負荷される（再分極する ）。この定期的な脱分極と再分極の波形は「膜内性活動電位」と呼ばれる。機械 学的には、該活動電位は細胞膜を通過する整然と配列したイオン流動により生み 出される。

膜内性活動電位は、通常は、マイクロ電極により記録されている。マイクロ電極 とは、極細のガラス毛細管であり、単一の心筋細胞に突き刺すことができる。こ のガラス毛細管は壊れ易く、また、心臓細胞のサイズが小さいために、このよう な記録は、動物の心臓から切り取られた小片の分離組織試料を人工溶液が収容さ れた小室に押さえつけることによってのみ得ることができる。患者などの健全な 鼓動している心臓にこのマイクロ電極法を使用することは不可能である。

心臓の電気生理学的特性についての知識は、はとんどがマイクロ電極の使用に基 づいて得られたものである。しかし、マイクロ電極を人の心臓に使用することが できないために、試験管内の心臓、特に病んだ心臓とは異なると思われる人の生 体内心臓における基本的な過程に関するデータが不足している。

今世紀の初頭にはすでに、電極の１つを心臓の損傷部に、他の１つを健全な部分 に接触させると、後に発見きれた膜内外電位に類似した形状の電位を記録するこ とができることが知られていた。このような信号は、「損傷電位」またはその波 形から「単相性活動電位Ｊ　（ＭＡＰ）として知られるようになった。損傷が吸 引により形成されるということが分かると、いわゆるサクシコン電極が開発され た。このように、活発に鼓動している生体内心臓のようなマイクロ電極による記 録が困難あるいは不可能な試験状態において、局所的な電気活動の時間経過を調 べるために、サクション電極は頻繁に使用された。サクション電極で得られた信 号は単相性であり、振幅はより小さいが、隣接した細胞から記録される膜内性活 動電位の脱分極と全再分極相の開始を正確に反映する。また、サクシコン電極は 人体にも使用されてきたが、心内膜下の損傷およびＳ−Ｔ区の隆起に対する電位 は、臨床的に使用するには記録期間が２分以内と短く限定される。活動電位の形 状と持続時間は心臓の部位により変動するため、数回の基本サイクル長にわたっ ての、もしくは薬物処方に反応する心拍数効果などの長期にわたるＭＡＰの変化 を評価するためには、単一心内膜地点からの記録時間をより長くする必要がある 。

しかし、このような長期的な記録は、組織に損傷を及ぼすため、サクション電極 では実行不可能である。主としてこの理由のために、サクション電極法は臨床的 に広く利用されるには至っていない。従って、動物の組織を取り出して行うマイ クロ電極の研究と健全な人の心臓において可能なものとの間の隔たりは依然とし て大きい。人の心臓自体においてこの信号を得る安全で信用度の高く、心筋層へ 損傷を与えず貴重な情報を提供することのできる方法は依然としてなかった。

本出願人は、局所的心筋損傷はＭＡＰを生成する上では必要条件ではないこと、 またフィルターの設定を、０〜５０００Ｈｚのように広く開放した状態にしてお けば、心臓の内壁に対して端部で僅かな圧力を加えることにより信号の単相性隆 起が生じるであろうという認識を得た。信号様相とその形成の原因となる要因の 理論的評価に基づいて、出願人は、結合して増幅された直流（Ｄ　Ｃ）を使用す ることにより確実に（すなわち変形せずに）この信号を記録することができるこ とを見い出した。

これまでは、心臓のベーシングカテーテルにより活性化される位置に隣接した部 分での心臓の電子生理学的活動を測定するための準備はされていなかった。その 上、心臓のＭＡＰを測定すると同時に心臓の鼓動を整調することが望まれても、 患者に対して２箇所の入口を開けて２本のカナ１−チルを使用しなければならな いので、これは望ましいことではない。

心臓の電気的活動は複雑であるため、ベーシング電極を心臓に挿入して、その結 果として表れる心臓の活動電位を測定したいときには、その活性化部分から離れ た位置ではなく近接部分の電位を測定することができれば、極めて有用であるう 。

解決を必要とする別の問題としては、銀、プラチナなどの心臓内の電気信号を記 録するときに使用する従来の電気物質において電極分極により生じる緩やかなり Ｃドリフトがある。

これらの物質は分極可能であり、オフセットとドリフトを引き起こす。従来の心 臓内記録では、信号がＡＣ結合でありオフセットやドリフトを排除するので、こ れは問題とはならない。しかし、ＭＡＰはＤＣ形式で記録されるため、電極分極 による影響を受け易い。本出願人は、銀−塩化銀の電極物質を使用すれば、信号 が長期的に安定し、しかも騒音レベルが極めて低いという非常によい結果を生む ことを知った。

本出願におけるもう一つの重要な発見は、カテーテル先端電極は、心臓の内面に 対して、僅かな、しかも比較的一定の圧力を加えて保持されるべきであるという ことである。健全に鼓動している心臓にこれを実行するためには、ばね鋼スタイ レットを本発明のカテーテルのルーメンに挿入して伸縮コイルとして使用すると 、心臓サイクルを通して先端電極が心内膜と安定した接触圧で保たれる。これに より、信号安定性が大きく改善される。

このように、本発明のカテーテルの主な特徴は、ＭＡＰを生成し記録する非分極 性電極を心筋壁の内面と密接に安定して接触させることである。この特徴を実現 するために、電極は銀−塩化銀などの非分極性物質により形成され、また、先端 電極は心筋壁に対して、好ましくはばね状物を利用して、比較的一定の圧力で保 持される。本発明のカテーテルの心内膜への実施態様は、高度の弾性および順応 性を有するばね鋼ガイドワイヤーを有するので、カテーテルの先端が接触力を失 わず、また、外れることもなく、心臓の鼓動に従って心筋壁に接触し続けること ができる。心臓の内面には溝部と隆起部が線状に形成され（内柱と呼ばれる）、 これがばね入りカテーテルの先端を所望の位置に保持することに役立つ。先端電 極の心臓内壁に対する接触圧力は、ＭＡＰを生成するために必要とされる局所的 心筋脱分極の量を生み出すに十分な強さである。他方、この接触圧力は、心内膜 または心筋の損傷もしくはその他の併発症状を避けることができるほどに弱く穏 やかである。特に、カテーテルの使用中に心臓不整脈が観察されることはない。

通常、最初にカテーテル先端が該壁に接触するとき、鼓動が一度余計に起こるこ とが観察される。

これは、先端電極が心筋に対して安定して連続的に接触している結果であり、カ テーテル軸内のばねによりもたらされるものである。

ＭＡＰ自体の生成と記録を引き受けるのは先端電極である。

電気回路を閉じるために必要な参照電極は、カテーテル軸内の先端電極から約３ 〜５ｍｍの位置に配置され、カテーテル軸と当接または僅かに（ぼむように該壁 にはめ込まれて、周囲の血液とのみ接触し、心臓の壁自体とは接触しないように される。

この参照電極は、先端電極とはかなり接近して配置される。

これは、心臓は全体として強力な電位生成器であり、これらの電位は心臓溝部の あらゆる場所に存在しているためである。

該参照電極が離れた位置に配置されていると、該増幅器の回路はＱＲ８群を捕ら えてしまうことになる。

このＭＡＰカテーテルの目的にとって重要なもう一つの設計特性としては、電極 先端が心臓内壁に対してほぼ垂直位置に保たれることである。この点に関しても ばね電極が役だっている。従来のカテーテルは、通常、略接線の方向で心臓壁と 接触する。このような従来のカテーテルは、ＭＡＰではなく単に心臓間の電位図 を記録するように設計されている。単相性活動電位カテーテルでは、先端電極と 心内膜とが直接接触される。これは、また、カテーテル軸に沿って配置される参 照電極を心筋から離れた位置に保持する。

人の心臓で処置が行われている間、カテーテルの操作を容易にするために、カテ ーテルの末端は、挿入時の間は比較的柔軟である必要があり、好ましくは、カテ ーテル末端の位置が安定した後に、弾性負荷の特性が活性化される。このように して、好ましい一実施態様においては、カテーテルは該カテーテルのルーメンに 配置されたばねワイヤーが伸縮自在であるように構成される。カテーテルを挿入 している間は、ばねワイヤーまたはスタイレットはその末端から約５ｃｍ退却し 、先端部を比較的柔軟にする。カテーテルの位置が決定すると、ばねワイヤーは 再びカテーテルへと戻り、カテーテルを堅固にして、上述した特徴にとって重要 である弾性特性を付与する。

本発明の重要な応用分野は、リアルタイムに、心臓での（例えば、プロカインア ミド、キニジンなどの抗不整脈剤のような）薬物効果の直接研究、心筋虚血、さ らには、特に局所的ＭＡＰの研究により心筋虚血の区域の正確な特定の研究、そ して脱分極後の結果から生じる虚血の性質と位置の診断などの分野である。これ ら脱分極後の結果は、これまではマイクロ電極が応用可能な動物の分離組織試料 においてのみ検知されていた。ＭＡＰカテーテルは臨床研究者が人の心臓にこの ような異常電位を検知することを可能にする器具であり、これによりこの虚血群 を診断する能力が著しく拡大される。

λ豆立炙且 従って、本発明の目的は、単相性活動電位を測定するための装置を提供すること にある。

本発明の他の目的は、一定の継続期間にわたって活動電位を正確に記録すること が出来るＭＡＰ測定装置を提供することにある。

本発明のさらに他の目的は、活発に鼓動する生体内心臓の活動電位を測定するこ とが出来るＭＡＰ測定装置を提供することにある。

本発明のさらに他の目的は、僅かに異なる修正を加えることで、心内膜および心 外膜両方の活動電位測定に使用することができるＭＡＰ測定装置を提供すること にある。

本発明のさらに他の目的は、ＭＡＰを記録するための装置を使用する方法を提供 することにある。

本発明のもう１つの目的は、ＭＡＰを感知することにより虚血を探知する方法を 提供することにある。

上記の目的に従って、本発明は生体内の鼓動する心臓の中の単相性活動電位を測 定する装置を有する。本装置は、先端部を持つ探針、および一部が外部に露出さ れるように該先端部の先端に配置された第１電極を有する。該第１電極から先端 部に沿って間隔をあけて第２電極が配置され、参照電位信号を供給する。該探針 は、心臓組織に顕著な肉眼で見えるほどの損傷を与えることなく、該第１ｉｉ！ 極が正の圧力を加えて心臓組織と接触を保持するための、また、第２電極が心臓 組織から隔てられるように探針の方位を定めるための構造を備えている。

本発明のさらに別の面に従って、第１電極から第２電極を通じて受信される信号 を減算するために、第１および第２電極ニコンパレーターが結合される。該コン パレーターハ電極に対してＤＣ結合され、約１００ｋＨｚの周波数反応を持つ。

該両電極は非分極性であり、好ましくは、検査過程での直流ドリフトを避けるた め、銀−塩化銀により形成される。

本発明のさらに他の面に従って、心臓組織に対して先端部を保持するために柔軟 なカテーテルを使用してもよい。該第２電極は心臓内の流体に接触するように外 部に露出される。

該流体は、第２＠極と、第１電極に接触する組織に近接した組織との間の連続性 を確立するための容量誘導体として機能する。該先端部を導く補助となるように 、収縮可能なガイドワイヤーを該カテーテルの中に配備してもよい。１つの好ま しい実施例における該ガイドワイヤーは、少なくとも一方向への曲げ抵抗が別の 方向への曲げ抵抗より大となるように、長方形あるいはその他の非円形の断面と され、これにより該カテーテルの定置および位置的安定性に寄与する。

一つの実施例においては、該第１電極は絶縁リムに対して凹部を形成し、該絶縁 リムにより血液など周囲の電気伝導媒体から絶縁される。

該探針はまた、電極間、および第２電極と、第１１！極に接触する組織に近接し た組織との間に電気的連続性を確立するための手段を含んでもよい。この連続性 確立手段には、食塩水を発泡物質に吸収したものを有していてもよい。この食塩 水を含んだ発泡物質は容量誘導体として血液の代わりとなる。

第１電極の露出表面はさしわたし約１＋ｉｍ、２つの電極間の距離は約３〜５■ 嘗である。

該先端部はまた、第１電極露出部の周りに突起周縁部を形成する絶縁物質を有し ており、第１電極の露出部は、通常は平面でよい。

一つの実施態様においては、本発明のカテーテルの末端部には該カテーテルの主 要部より柔軟な物質が使用される。この実施態様においては、スタイレットの少 なくとも一部が該末端部から退却するようにされ、該末端部がそれ自体、はね戻 ることにより、該カテーテルが、損傷を加えることなく障害（三尖弁、大腿血管 の分枝など）を通過して挿入され、血管穿孔その他の損傷を避けることができる 。　７本発明の一実施態様には、Ｓ形末端部芯が含まれる。これは心内膜に対す るカテーテルの望ましい力および略垂直な位置を保持する上で有利である。

本発明のさらに別の実施態様には、心臓の鼓動整調活動の効果を極めて局所的に 研究するためのベーシングおよびＭＡＰ両用カテーテルが提供される。

本発明によれば、カテーテルの先端電極が心内膜を押圧する力を測定するための 方法および装置が提供される。ここでは、該カテーテルはダラム圧力ゲージに相 対する位置に固定される一方、該末端部は該ゲージのレバーアームと接触スる位 置に置かれ、その結果、得られる圧力の指示数は、末端部の圧力を受けないとき の形状と、該末端部がレバーアームに接触するときの圧力を受けた形状の両方に 依存する。電極が生体内心臓に実際に付加する力は、良好な信号を得るために心 筋が十分に局地的に分極化されることと、心臓組織への損傷を避けることとを比 較検討して決定される。

本発明による方法は、第１１！極が心臓組織に対して加圧力を加えて保持される ように、また、第２ｉｉ極が心臓組織から隔てられるように探針の位置決めを行 うことを含む。この方法は、第１Ｎ極からの信号を第２８極からの参照信号と比 較することを含む。

本発明の方法に対する別の態様によれば、両電極は、心臓組織と接触する前に食 塩水に浸すことにより短絡される。

該探針が柔軟なカテーテルを有するときは、本方法の位置決めの段階には経皮カ テーテルの挿入が含まれる。

第１１１極を心臓組織と接触状態に置くために加えられる圧力は、該第１３１１ 極の露出部全体で約２０〜５０ｇであるのがよい。

このような圧力を正確に測定する方法および装置は、本明細書において、本発明 のカテーテル末端部を圧力ゲージのレバーアームに対して所定の物理的形態に配 置することにより提供される。

設面μｆｆ１１哩 本発明の上述の目的およびその他の目的は、付属図面を参照した、以下に詳述す る説明によりさらに容易に理解されるであろう。尚、付属図面では、図面を通じ て類似の参照番号は類似の部分を示す。

図１は心外膜表面の単相性活動電位を探知するための本発明の測定装置の斜視図 である。

図２は図１の装置の先端部の立面断面図である。

図３は操作中の図１の装置を示す概略図である。

図４は心内膜表面の単相性活動電位を測定するための本発明の装置を示す部分断 面斜視図である。

図５は図４の装置の先端部の拡大断面図である。

図６は操作中の図４の装置を示す概略図である。

図７は改良先端電極の形状を示す拡大図である。

図８は図７の先端電極形状の立面断面図である。

図９は本発明の装置の回路接続を示す概略図である。

図１ＯＡは非虚血部位からのＭＡＰの実際の記録を示す、時間対ミリボルトのグ ラフである。

図１０Ｂは非虚血部位からの図１０Ａの記録と同時に得られた単極ＤＣ結合電位 図の実際の記録を示す、時間対ミリボルトのグラフである。

図１１Ａは虚血／梗塞誘引の１時間後のチアノーゼ可視境界からの指定距離にお ける単極ＤＣ電位図を示す、距離対ミリボルトのグラフである。

図１１Ｂは図１１Ａの記録と同時に取られた単相性活動電位を示す、距離対ミリ ボルトのグラフである。

図１１Ｃは図１１Ｂの単相性活動電位の時間導関数を示す、距離対ボルト７秒の グラフである。

図１２は、７体の犬の４６５記録地点からのチアノーゼ可視境界内外の、単相性 活動電位振幅、最大導関数および全Ｓ−７区電圧の平均値を示す、ミリボルト（ 左）およびボルト７秒（右）対距離のグラフである。

図１３Ａは、１時間と３時間の間隔でチアノーゼ可視境界内外で記録されたＳ− Ｔ区電圧における虚血時間の効果を示す、距離対ミリボルトのグラフである。

図１３Ｂは１時間と３時間の間隔で単相性活動電位における虚血時間の効果を示 す、距離対ミリボルトのグラフである。

図１３Ｃは１時間と３時間の間隔で最大導関数における虚血時間の効果を示す、 距離対ボルト７秒のグラフである。

図１４は本発明の別の実施態様の等胸回である。

図１５は図１４の円弧１５−１５により囲まれた該装置の末端部の拡大断面図で ある。

図１６は図１４の円弧１６−１６により囲まれた該装置の中間部の拡大断面図で ある。

図１７は本発明の別の実施態様の斜視図である。

図１７Ａは図１７の装置の末端部の別の実施態様を示す拡大図である。

図１８は本発明のカテーテルのための別の末端部の斜視図図１９は図１８の線１ ９−１９に沿った断面図である。

図２０は図１８の線２０−２０に沿った断面図である。

図２１は本発明のカテーテルの末端部に対する別の実施態様の一部が断面形状の 斜視図である。

図２２は図２１のカテーテルの使用中の状態を示す図である。

図２３は図２１のカテーテルの別の使用中の状態を示す図である。

図２４は本発明のカテーテルの末端部により加えられる力を測定するための方法 および装置を示す模式図である。

な　、　の−なセ日 図１および図３は本発明における探針１０を示す。該探針１゜は比較的硬い柔軟 なワイヤー１４の端部に接続された先端部１２を有する。先端部１２に接着され るワイヤー１４の端部はＬ形状となっている。ワイヤー１４は、また、ばね部１ ６を形成するために、２つのループに湾曲されている。ワイヤー１４のもう一方 の端部はコネクター１８に接続されている。ワイヤー１４の周りには、一対の電 気導線２０．２２が覆われている。導線２０．２２は先端部１２からコネクター １８へ延びており、コネクター１８の端子に接続されている。コネクター１８は 従来の電気コネクターであり、増幅及び表示回路（後述）へ延びる導線と接続し ている。

ワイヤー１４における、ばね１６の上下の部分はそれぞれプラスチック外装２４ ．２６に納められている。外装２４．２６は図１の断面図にのみ示されている。

ワイヤー１４は従来のステンレスばね鋼でよく、ばね部１６との共同して、先端 部１２が生体内心臓の急速な鼓動に抗して保持されるときに、該先端部にて約２ ０〜３０ｇの一定持続力が生成される。外装２６はテフロン管等でよい。コネク ター１８は導線２０．２２を保持する通常の電気コネクターである。

図２は先端部１２をより詳細に示ｌ、たものである。ワイヤー１４は一部が該先 端部内に入って終結している。外装２６は、ワイヤー１４の終結部を越えてエポ キシ樹脂３０で満たされる。該エポキシ樹脂はワイヤー１４および該外装にしっ かりと接着される。先端電極３２は先端部１２の最先端でエポキシ樹脂にはめ込 まれている。電極３２は銀−塩化銀の小球であり、直径約１＋ｎ＋ａの滑らかな 球状面を形成するように突出している。近接電極３４もまた、先端電極３２から 先端部１２に沿って約３〜５ｍｍ離れた地点でエポキシ樹脂３０内にはめ込まれ ている。該近接電極３４もまた、直径約１Ｈの銀−塩化銀の小球である。近接電 極３４は外装２６の開口部３５を通して接近可能である。電極３２．３４は銀− 塩化銀の非分極性マトリックスを有する。これらの電極は、「ビボ　メトリック 　システムズ　オブ　カリフォルニア（Ｖｉｖｏ　Ｍｅｔｒｉｃ　Ｓｙｓｔｅｍ ｓ　ｏｆ　Ｃａ１ｉｆｏｒｎｉａ）　Ｊ社製の部品番号ｒ　Ｅ２０５Ｊによる１ ＋ｕ＋の小球により構成可能である。

電気線２０．２２はそれぞれ電極３２．３４に接続されており、該電極とコネク ター１８中の該端子とを電気的に結合している。

外装２６は上記電極３４から電極３２の長手方間にほぼ等しいレベルまで延びる フオームラバ一層３６で覆われている。このフオームラバーは略円筒形状であり 、０．９％の食塩水が吸収されている。該７オームラパーを利用する主たる目的 は、近接電極３４と、先端電極３２に接触する組織に近接する組織との間の電気 伝導性を提供するように、食塩水を懸濁することである。

これについては後述する。

さて、図２および図３に関連して、探針１０の使用についての一例を以下に述べ る。

体重２０〜３０ｇの雑種犬を、ベンドパルビタール・ナトリウム（２５＋ｓｇ／ 　ｋｇ）またはフロラローズ（６０ｍｇ／　ｋｇ）の静脈注射により麻酔させた 。バーバード人工呼吸器によりカフ付き気管内管を通じて室内空気での呼吸を維 持させた。左開胸により心臓を露出し、心膜離被架に懸垂した。

探針１０は、心臓が鼓動している間、先端電極３２が約２０〜３０ｇの圧力で心 外膜４０に接触するように該心外膜に対して配置された。この圧力は、ばね鋼ワ イヤ−１４および該ワイヤー１４中に形成されるばね１６により保持された。

心外膜ＭＡＰの記録は、該先端電極および近接電極を、図９に示すように、入力 インピーダンスが約１０１１オーム、周波数領域が直流から１００ｋＨｚまでの 差動プリアンプ４２に結合するＤＣにより得られた。本適用例においては、直流 から約ｓｏｏ。

Ｈｚまでの周波数領域を有するプリアンプで十分であることが注目されるであろ う。前置増幅された信号は、テクトロニ。

クス（Ｔｅｋｔｒｏｎｉｘ）、ストレージオシロスコープ４４に表示され、マル チチャンネル写真レコーダー４６に書き出された。

探針１０は、据え付は式、携帯式にかかわりな（、単一の心外膜地点から長時間 にわたって、安定した振幅、滑らかな輪郭、そして等電位の拡張期基本線を有す るＭＡＰの連続記録を提供した。図１ＯＡは心外膜ＭＡＰの記録の一例である。

矢印は接触圧が付加された時間を示す。図１０Ｂは、探針１０の近接電極３４を 第２ＤＣ結合増幅器４２°（図９）に、末端参照電極５０（図３）を増幅器４２ ′の負極入力に、それぞれ結合することにより記録された。対応する心外膜単極 心電図を示す。

図１ＯＡおよびＩＯＢでは、各図の前半は秒速１０１１１１％後半は秒速５０ｍ ｍで記録された。

末端参照電極５０は大動脈板に縫い付けられた別の銀−塩化銀電極により提供さ れた。ＭＡＰ記録の０参照電位の安定性は、各試験の最初および介入の間に、大 動脈板で記録される拡張期電位と比較することによりチェックされた。

接触電圧ＭＡＰの発生を引き起こす正確なメカニズムは明確に理解されてはいな い。ＭＡＰの記録は、先端電極３２により心外膜４０の小区域に対して圧力を加 えることにより得られたということは理論付けられている。これは、おそらく、 再生脱分極および再分極に積極的に参加することができないほどに多くの心筋細 胞を脱分極化する。先端電極３２の直下の脱電極細胞と近接した正常な細胞の間 の電位差から生じる局部的電流の大きさと方向は、細胞外ＭＡＰ記録の振幅と極 性を決定することになる。しかし、電流の大きさは電極先端の真下と近接の細胞 間との膜電位における差異にのみ左右されるものではないかもしれない。脱分極 され、その結果、電流発生に関わりを持つ細胞数、利得の限度における細胞の電 子結合の程度、記録限界周囲の細胞内外の媒体の伝導係数などの他の要因も、お そら（細胞外電流およびＭＡＰの大きさに影響を与えている。

再度、図２において、食塩水を吸収したフオームラバー３６の目的は、近接電極 ３４と、先端電極３２の周囲の心外膜４ｏとの間の伝導通路を提供することであ る。つまり、該フオームラバーは近接電極３４の延長として作用するが、心外膜 に圧力を加えて心筋の脱分極を引き起こすことはない。測定される実際の電位は 、先端電極３２の直下の脱分極された心筋とその周囲の組織との間の電位のよう である。

図４は心内膜地点からＭＡＰの２極測定に使用されるカテーテル６０を示す。カ テーテル６０は、図５でさらに詳細に示される先端部６４を有する。先端部６４ は先端電極７４および近接電極７４を有している。カテーテル６０は、記憶性を 有するテフロンその他の耐性材質である可撓性チューブ６２を有している。

チューブ６２は心臓の鼓動に応じて容易に曲がるように十分に柔軟性があり、し かも、カテーテルの先端部６４が概算で約２０〜３０ｇの力で心内膜との接触を 維持できるように十分に弾力性がなければならない。ステンレススチールのガイ ドワイヤー６６がチューブ６２に挿入され、これが管の弾力性を強めてカテーテ ルの先端部分６４の位置決めを補助する。一対の電気導線６８．７０もまた、チ ューブ６２内に延びており、先端電極７２および近接電極７４それぞれと接触す る。電気導線６８．７ｏの他方の端部はそれぞれ電気コネクター７６．７８に接 続されている。

図５に示すように、先端部６４は、周囲に７オームラバーは配置されないが、そ の他は探針１ｏの先端部１２と同じである。

先端電極７２は、先端電極３２と同様、直径約１＋ｕ＋の焼結した銀−塩化銀小 球であり、先端部６４の最先端部から突出している。

この電極７２はエポキシセメント８０、あるいは好ましくは、比較的不活性で生 物学的適合性があると認められているアクリル酸シアン接着剤により定位置に固 定される。先端電極７２から銀ワイヤー８２が延びており、地点８４で絶縁導線 ６８にはんだ付けされる。同様に、近接電極７４は、電極７２から先端部６４に 沿って上方に約５ｍ＋ｏの距離に配置されており、エポキシ８０により定位置に 固定されて銀ワイヤー８６に結合される。この銀ワイヤー８６は地点８８で絶縁 導線７０にはんだ付けされる。近接電極７４はチューブ６２の開口部９０を通し て接近可能であり、心内膜ではなく心臓内の外部媒体（血液）とのみ接触するよ うに、カテーテル内において幾分窪みを形成している。

カテーテル６０の先端電極および近接電極は、コネクター７６．７８を通してプ リアンプ４２（図９）に接続しており、ＭＡＰのオシロスコープや記録表示を提 供する。遠位電極は熱から離れた皮下組織、すなわちカテーテル挿入位置に配置 され、腔内電気記録図を提供する。

カテーテルは、長さ約１００〜１５０　ａｍ、全外径的１．３ｃｍのものが使用 された。ばね鋼ガイドワイヤーは直径約０．０１２〜０．０１３インチのものが よい。

カテーテル６０の使用例は提示しない。

カテーテルを挿入する前に、電極７２．７４を半電池の電位バランスを取るため に短絡した導線と共に１時間、殺菌処理した０、９％の食塩水に浸した。この処 置により、測定期間中は観察可能なほどの直流ドリフトは発生しなかった。腔内 電気記録図の拡張期基本線は、通常、全記録時間（１〜３時間）の間、％１＋ｌ Ｖ以内に安定する。臨床電気生理学にて従来使用されているステンレススチール 又はプラチナ電極は、最初の３０分間に１６０■Ｖまでのかなりの基本線ドリフ トを生成することに注目されたい。セルディンガー（Ｓｅ　Ｉｄｉｎｇｅｒ）法 にょる経皮的カテーテル挿入と、蛍光透視法による心臓内でのカテーテルの位置 決めの後、電極導線は殺菌済みケーブルと共に作動プリアンプ４２へ接続される 。心内膜表面へ先端電極が確実に接近していることは、単相性活動電位の記録が 、数回の鼓動の間、振幅及び持続時間において安定していたことにより示された 。

図６は心臓のいくつかの異なった心室地点でＭＡＰを測定するカテーテル６０を 示す。本図では、測定部分は１から６までの数字で示される。各測定において、 カテーテルの先端部分の位置決めは蛍光透視法による制御によった。

図７および図８は、探針ｌＯの電極３２又はカテーテル６ｏの電極７２に置換し て使用することができる先端電極９ｏの他の実施態様を示す。先端電極９０もま た、露出面の直径が約１ｍｍの焼結銀−塩化銀である。しかし、露出面９２はほ ぼ平面であり、周縁を絶縁物質の小隆起部９４が取り囲んでいる。この先端の設 計は単相性活動電位を長期にわたって安定して記録するには最も効果的であるこ とが証明されている。隆起部９４は、近接した組織および流体から電極９０の接 触を遮断することを助、ける。この参照電極の設計は前に述べた通りである。つ まり先端から軸に沿って３〜５ｍｍの位置に配置される。

隆起部９４の高さは約０．１＋ａ＋ａ程度とする。隆起部９４の目的は周囲の組 織から電極９０を遮断することであり、電極が心筋を加圧することを妨げること ではない。電極９０は圧力を生成し、しかも、加圧した組織の電圧を感知しなけ ればならない。隆起部９０の高さが高すぎると、電極９０が十分な圧力を生成す ることを妨げることになる。

隆起部９０は加圧された組織とその周囲の組織の間に高い抵抗力を生じさせる。

隆起部９４の厚さもまた、電極が隆起により形成される境界に近くなるようにそ れほど厚くすべきではない。

再び図１および図４において、探針ｌＯとカテーテル６０との主要な相違は、探 針１０は食塩水を吸収したフオームラバー３６を有するということはいうまでも ない。探針１０において、食塩水は近接電極と先端電極３２により加圧された組 織を取り囲む組織の間の電気的連続性を確立する容量誘導体として作用する。カ テーテル６０では、心臓自体の内部の流体く血液）がこの目的のための容量誘導 体である。従って、伝導性物質を加える必要はない。

公知の吸引電極カテーテルでは、吸引地点で数分以内で焦　一点出血が生じると いうこともまた知られている。これに対して、本発明の連続接触電極の研究にお いては、肉眼で見えるほどの組織への損傷は観察されていない。さらに、長期の 記録期間にわたって接触電極ＭＡＰが安定していることは、電気的分離へと導く 細胞変質が最小限であるということを間接的に証明しているとみなしてもよい。

このように、本発明を使用したＭＡ？記録は、安全で、他の電気生理学的測定お よび薬理学的干渉のための通常の心臓カーテル挿入をおこなっている間に容易に 実施することができる。本発明で記録されたＭＡＰはまた、急性心筋虚血の感覚 指数を提供することができる。

゛　を　した　の−ｌ ６外膜ＭＡＰの記録による心筋虚血の部位の位置確認を行う能力を８体の犬にて 実験し、標準心外膜Ｓ−７区マツピングと比較した。犬の心臓に経壁虚血及び梗 塞を生じさせるために、左前下降環状動脈（ＬＡＤ）を第一対角線技に近接して 永久的に結紮し、生物学的に不活性で非再吸収性のポリマー（歯科用ゴム）を動 脈ルーメンに注入した。この結紮は、図３では参照番号１００で示される。この 小動脈へと延長する血管塞栓形成法は、これまでは犬の心臓に明白な組織構造上 の境界を持った経壁梗塞を形成するために提示されてきた。この注入物は白色で あるので、ＬＡ−Ｄの血管分布の測定にも役立った。結紮に先立ち、心外膜ＭＡ Ｐ及び単極電位図（エレクトログラム）の６〜８回の対照測定を、想定される虚 結部位の内側および外側の指定部分から行った。ＬＡＤ閉塞および梗塞形成から １時間後、心外膜マツピングを始め、１５分以内で終了した。手動式の記録用探 針１０は、チアノーゼが観測される領域の内側、外側および近接の複数の地点に 連続して配置した。番犬に対して、４５〜６４５地点でチアノー七が観測される 境界（図３参照）に近いほど記録の頻度を増して測定した。記録地点からチアノ ーゼが観測される境界までの距離は、弾性のある定規で測定し、心外膜面の地図 として空間的に記録された。平均データをグラフで示すために、ＭＡＰの大きさ およびｄＶ／ａｔ　ｒａａｘｓ　そして全Ｓ−７区電圧（Ｔ−Ｑ降下プラス「真 性ｊ　Ｓ−Ｔ上昇）の平均値が、チアノーゼが観測される領域の内側および外側 で２ｍｍの間隔で示された。図１２にこのデータを示す。説明は後で行う。

心電図測定における虚血時間の効果を評価するために、１時間で行われるマブビ ング研究に似た地点で、冠状動脈の結紮と塞栓形成の３時間後に、心外膜マツピ ングを２体の犬について繰り返しおこなった。この結果により得られたデータを 図１３に示す。これについても後で説明をおこなう。

図１０は、虚血の前に犬の左心室の心外膜面から得られたＭＡＰの記録（Ａ）と 標準の単極電位図（ｂ）の例である。

一般に、ＭＡＰの信号は、電極と心筋面とが安定して接触した後、５〜１０回鼓 動する間に「十分な」振幅を示した。接触時点を図１０の矢印で示す。その後、 ＭＡＰの記録は、１時間以上の連続記録期間にわたって、振幅、ｄＶ／　ｄｔ　 ｗａｘｓ　および形状が安定したままであった。非分極性の銀−塩化銀電極およ びＤＣ増幅を利用すれば、有意な接触圧を加える前に、測定した心外膜面の記録 の拡張期基本線から得られる対照の零に関連して陰極拡張期電位および陽極収縮 期電位を示すことが可能であった。左心室心外膜面から記録される対照ＭＡＰの 全振幅は、３５〜５５ｍＶ　（４２％４ｍＶ、平均％Ｓ、　Ｖ、　）の範囲であ り、これは膜内性活動電位に対してこれまでに記録されている振幅（１２０ｍＶ ）よりかなり小さい。さらに、細胞内記録よりＭＡＰの方が全振幅に対する正ｉ ！（オーバーシュート）の比は大きい。９０％の再分極（ＭＡＰＤａａ）で測定 された全ＭＡＰ持続時間は、１２０％５／ｍｆｎの一定自発心拍数で測定して１ ４４％１２　ｍ５ｅｃであった。同様の持続時間は、犬の心室心筋の膜内性活動 電位に対しても報告されている。

局所的心筋虚血の位置確認のためのＭＡＰ記録の精度をさらに検査するために、 上述したように、心外膜ＭＡＰの記録を、医科用ゴムを用いて、冠状動脈結紮お よび末端の塞栓形成により経壁虚血された部位の境界の内外にわたって手動式探 針ｌＯにておこなった。図１１は、経壁虚血／梗塞が誘引されて１時間経過した 後のチアノーゼ境界からの様々な距離における、元来のＭＡＰの記録（Ｂ）、そ れらの最初の導関数（ｄＶ／ｄｔ）　（Ｃ）、そして近接部の同時に記録された 単極心外膜電位図（Ａ）を示す。チアノーゼの可視境界の外側２０ｎｍ以上で記 録されたＭＡＰは、末端の地点で記録されたもの、また閉塞前に同地点で記録さ れたものに匹敵する振幅、持続時間、形状およびａｖ、、”　ｄｔ　ｗａｘ値を 示した。チアノーセ境界の外側１０ｏ＋ｍ以内の地点で記録された心外膜のＭＡ Ｐは、プラトー振幅および持続時間において著しい減少を、また、最終再分極相 （第３相）の勾配において減少を示し、その結果、全持続時間が増大するにつれ て、ＭＡＰの形状はさらに三角形に近づく。ｄＶ／ｄｔ　ｗａｘ値もまた、これ らの地点で減少が目立った。該ＭＡＰ記録探針がチアノーゼ境界を越えて移動す るにつれて、ＭＡＰの振幅は著しく減少し、ｄｙ／ｄｔ　＋ａａｘ値は境界の２ ｍｍ内側でＯに近づいた。ＭＡＰの振幅の減少は拡張期（陰極）、収縮期（陽極 ）の両電位における損失によるものであった。虚血部位の中心においては、−ｉ ５〜−５ａ＋Ｉ／の範囲の陰極電位でほぼ等電位の記録が得られた。これに対し 、心外膜Ｓ−７区電圧はチアノーゼ境界のすぐ内側で最高となり、虚血部位の中 央へ向かうにつれて段階的に減少した。図１１Ａに示すように、全Ｓ−７区電圧 の増加は「真性のＪＳ−Ｔ特表千４−５０１２１６　（９） 上昇とＴ−Ｑ区降下の組合せによるものであった。しかし、Ｔ−Ｑ区降下の相対 的な役割は、虚血部位内部（ここでのＭＡＰ記録においては拡張期電位が著しく 低かった）の記録における方が大であった。これに対し、チアノーゼ境界の外側 では真正のＳ−Ｔ区上昇が全Ｓ−Ｔ区変化の中で最大の役割を果たした。

図１２において、経壁虚血の誘引の１時間後、８体の犬に対してチアノーゼの側 面境界の内外でおこなわれたＭＡＰと全Ｓ−Ｔ区の記録の概要を示す。著しいＳ −Ｔ区上昇を示す単極心外膜電位図がチアノーゼ境界から４１１１１内側で記録 された。虚血部位の中心近くで記録された心外膜電位図において、Ｔ−Ｑ、Ｓ− Ｔ区置換の大きさは共に該境界のすぐ内側で記録されたものより小さいことが分 かった。これらの中心により近い虚血部位における全Ｓ−７区電圧（１６〜２２ ｍＶ）は該境界（Ｐ、１３）から４〜６ｍｍ外側で測定されたものに比べ、大き さにそれほど著しい相違はなかった。虚血部位の中心で記録された単極電位図は 該境界のすぐ外側で、ただし減少Ｒ波電圧および／またはＱ波の存在下で、記録 されたものと相違はなかった（図１１）。特に、図１２において、虚血部位を通 じてＭＡＰ振幅およびｄＶ／ｄｔに均一な損失があることは注意すべきである。

これは虚血部位の中心に向かうに従ってＳ−Ｔ区電圧が減少することと対照をな す。

チアノーゼ部位の側面境界内外の血流量の分布は、放射極小体法を使用して６体 の犬にて測定された。心筋血流量は、チアノーゼの可視端から２〜４）外側の心 外膜下層において１．４２％０．３５ｍ１／　ｗｉｎ／ｇ、心内膜下層において ０．６５％０．２８であり、チア／−ゼ境界から２〜４ｍｎ＋内側においては０ ．０１％０．０５およびｏ、　ｏｉ％０．０２へ増加した。これらの流量データ は、犬の心臓に経壁梗塞を形成するために使用するこの方法により、虚血の側面 境界は僅か６ｍｍの幅内で血流が正常からＯへと移行する激１２いものであるこ とを示す。虚血の持続時間がチアノーゼ境界内外のＭＡＰの移行（ｔｒａｎｓｉ 　ｔ　ｔｏｎ）および対応するＳ−Ｔ区の記録におよぼす影響について、さらに ３体の犬により研究された。これらの結果を、図１３に示す。最初のマツピング 研究の２時間後に繰り返されたＭＡＰの振幅と、ｄＶ／ｄｔ　ｗａｘの測定は、 虚血の１時間後に比べ、さらにチアノーゼ境界の端に接近し、０に近い値を示し た。同時に、該境界のすぐ外側ではさらに減少した。これに対し、心外膜Ｓ−１ 区上昇の大きさは同じ期間にわたって全体的に減少を示し、境界の位置確認はよ り不明瞭となった。

探針１０を用いて記録される局所的心外膜Ｓ−Ｔ区電圧電圧虚血部位の輪郭を描 くための心外膜Ｓ−７区マツピングの能力について先に報告したものと一致する 。Ｓ−Ｔ区上昇はチアノーゼ境界から２０ｍｍ以上外側で見いだされ、該境界の すぐ内側で最大値に達した。前述の研究にて示したように、中央虚血部位におい て記録されたＳ−Ｔ区上昇の大きさは、減速流量域から５〜１０＋ｉｍ外側の地 点で記録されたものと著しい相違はなかった。理論上は、該境界内外の心外膜Ｓ −７区電圧の移行のゾーンの幅が広いこと、および虚血部位の中心におけるＳ− Ｔ区電圧の損失が予測される。正常心筋と虚血心筋間の流量によりＳ−Ｔ区置換 が引き起こされる。電位勾配とこれによる損傷流量は虚血部位と正常部位との間 より隣接した虚血部位間における方が少ないので、虚血区域の中心よりも虚血境 界に近いほうがＳ−Ｔ区電圧が大きい結果となる。

これに対し、心外膜ＭＡＰ振幅およびｄＶ／ｄｔ　ｒｒｒａｘの損失は虚血部位 を通じて均一であり、従って、流れの存在しない状態とより関連していることが 分かる。

チアノーゼ境界内外のＭＡＰ記録のほぼ０からほぼ正常への移行は８ｍｍより小 さい距離にわたって起こった。この電気的移行の幅は、約６１の流量移行より僅 かに大きかった。流量、代謝または電気生理学的変数の移行が検知される境界「 ゾーン」の幅は、これら変数を測定するために使用される方法の解像力に依存す る。流量、代謝または電気生理学的変化の中間値の結果は、正常細胞と虚血細胞 の混合、もしくは中程度の変化を有する細胞の均一な組成物のいづれかにより得 られる測定の結果である。ＭＡＰ変化が流量移行に比べ僅かに幅広であるという ことは、おそら＜ＭＡＰ記録の解像力が制限されるということを示すか、もしく は１２＋＋＋＋ａ幅の組織サンプルによりおこなわれる極小体流量測定（ｍｉｃ ｒｏｐｈｅｒｅ　ｆｌｏｗｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ）に関係する分布を反映して いる。他方、チアノーゼ境界のすぐ外側で記録された正常ＭＡＰは、必ずしも記 録に使用Ｉ、た組織が損傷していることを示すものではない。

虚血組織と非虚血組織間の流量は、振幅を減少させ、非虚血細胞の膜内性活動電 位の速度を向上させるかも知れない。

虚血持続期間でのＳ−Ｔ区電圧の減少（図１３）は実験段階においても臨床段階 においても報告されている。豚の心臓の心外膜および壁内のＳ−Ｔ区電位が、冠 状動脈結紮の７〜ＩＳ分後に最大値に達し、以降、代謝状態は徐々に悪化するに も関わらず、時間と共に減少する。急性心筋梗塞後の最初の２４時間にわたって 患者のＳ−Ｔ区上昇が実質的に低下することは、心筋梗塞の自然経過の一部とし て報告されている。このＳ−Ｔ区電圧及び代謝と組織的悪化の間の矛盾は、損傷 心筋と正常心筋の間に段階的電気的分離が生じ、一定した電気勾配にもかかわら ず、損傷流量が衰退し最後には停止するためであると説明されてきた。対照的に 、虚血により誘引されたＭＡＰ振幅およびｄＶ／ｄｔ　ｗａｘの損失は、冠状動 脈梗塞および末端塞栓形成の３時間後も存続し、１時間後よりさらに顕著にさえ なった。このことはＭＡＰ記録から得られた虚血損傷についての情報が、ＥＣＧ のような電気分離により相殺されないことを示し、かつ、ＭＡＰ記録が虚血／梗 塞心筋の空間的範囲を決定するための、より正確であるだけでなくより信頼性の ある電気生理学的指数として使用可能であることを意味する。

一般に、本発明の装置および方法は、心臓の電極均衡における変化によりイオン 不均衡を、そして血流の減少により虚血を探知するためにも使用することができ る。

単相性活動電位（ＭＡＰ）の記録はこれまでのところ、はとんどサクシ冒ン電極 でおこなわれてきた。しかし、本発明の「接触電極」法はサクション電極より安 定したＭＡＰ記録を提供し、そして、組織の損傷なしにヒトの被検体において安 全で長期にわたるＭＡＰ記録を可能にすることを示した。

本発明を利用した心内膜および心外膜のＭＡＰ記録は膜内性活動電位に類似して いることが見いだされており、局部的虚血の誘引またはカリウムイオン濃度の変 化に続いて、細胞内の記録において既述したものと同様の変化を受ける。ＭＡＰ マツピングによる心筋虚血部位の位置確認はＳ−７区マツピングより正確で、か つ虚血の持続時間への依存がより少ない。

心臓カテーテル法の実験室における心内膜ＭＡＰマツピングおよび心臓手術室に おける心外膜と心内膜との両方のＭＡＰマツピングにより、人の局所的虚血の位 置認識が可能になり、かつ、重大な虚血傷害を低減するように考えられた治療の 深刻な効果を査定することが可能になるはずである。

図１４、図１５および図１６に、生体内鼓動心臓における単相性活動電位測定の ための本発明による器具の他の実施態様を示す。本器具もまた、探針として識別 される心臓内接触電極カテーテル１０１として示される。カテーテル１０１は、 近位端部１０３および末端部１０４を備えた柔軟な細長部１０２を有している。

この柔軟な細長部１０２は外被又は外体１０６と、内被又は内体１０７とからな る。外被１０６と内被１０７は、例えば、ポリエチレンのような熱収縮性プラス チックなど、適切な物質により形成することができる。内被１０７は構造的補強 管１０８へと延長している。この補強管１０８は、ステンレススチールのような 適切な物質により形成される２３ゲージの皮下注射針ストックの形状のものでよ い。護管１０８はカテーテル１０１の近位端部１０３から、カテーテル１０１の 末端部１０４に近い部分、例えば、末端部１０４から８ｃｍ以内、へと延長して いる。このように、長さ約１００ｃｍのカテーテル１０１を例に取れば、管１０ ８の長さは約９２ｃｍで、図１４および図１６に示すように、中間部１０９まで 延長している。

追加芯部１１１は、特に図１５で示すように、カテーテルの末端部１０４から管 １０８の末端部へと延びている。該芯部１１Ｊもまた、直径約０．０１６インチ の焼戻しステンレススチール針などの適切な物質により形成することができる。

該芯部は、図１５に示すように、末端部１０４から管１０８に形成された穴部１ １２へ、また、カテーテルのほぼ全長にわたって延びることができる。芯部１１ １は、芯部１１１の末端部が近位端部よりはるかに柔軟になるように、先細にな っており段階的柔軟性を与えている。芯部１１１の先細部はＳ形部１５６の内部 に完全に含まれるのがよい。

これにより、芯部１１１はその近位端部とＳ形部間がほぼ一定した直径となる。

該芯部１１１は、補強の追加が必要ないところでは省略可能であるのは言うまで もない。

円筒状電極外被１２１が内被１０７の末端部に配備され、その近位端部は内被１ ０７の末端部と接合し接着剤などの適当な手段により固定される。電極外被１２ １と外被１０７とをうまく接着するために、環状凹部１２２が外被１０６の末端 部に、そして、環状凹部１２３が、ポリカーボネートなどの適切な物質により形 成され適切な接着剤により接着されるスリーブを受ける電極外被１２１に設けら れる。

外被１２１には、長さ約０．０６４インチ、幅約０．０４６インチの卵型凹部１ ２８が形成されている。外被１２１の末端部には、ポリカーボネートなどの適切 な物質により形成され接着剤などの適切な手段により保持される円筒状先端保持 器１３１を保持する環状凹部１２９が形成されている。保持器１３１には、前方 に面した開口部１３２が設けられている。穴１１２には、ヘッド１３４を有する 円錐型くさび１３３が納められ、内被１０７の同位端部へと延長して、先端保持 器１３１と確実にかみ合って、圧力によるはめ合いがおこなわれている。

保持器１３１には、好ましくは、開口部１３２を限定し先端電極１３９の周縁よ り僅かに突き出たリム１３１ａを有している。この設計であれば、先端電極が心 内膜地点に対して所定の位置にあるとき、リム１３１ａはその地点の周囲の心内 膜に接触し、先端電極１３９が心臓内の血液と電気的に接触することを防ぐ。周 知のように、側面電極１４１の外周がリム１３１ａの絶縁物質に覆われるように 、凹部１２８内に僅かに後退している。このリム１３１ａにより側面電極１４１ と血液の間の遮断が可能となる。これにより、先端電極が確実に電気的に側面電 極１４１から絶縁され、正確で信頼のおけるＭＡＰ記録がおこなわれる。

絶縁銅などの適切な物質から形成可能な一対の電気伝導体１３６．１３７が備え られており、信号線として作用する。伝導体１３６．１３７は、それぞれＳ形端 部１３６ａ、　１３７ａを備えて、これらは適切な伝導物質にそれぞれ埋設され て電気的に接触しており、先端電極１３９および側面電極１４１を提供する。先 端電極１３９および側面電極１４１の形成には、銀基の伝導エポキシまたはその 他の接着剤を利用し、これに重量で約２０％の銀−塩化銀を加えるのが好ましい ことが分かった。この銀−塩化銀は１〜２時間超過した時間にわたって安定した 相殺電位を提供することが分かった。

アクリル酸シアン接着剤により接着された銀−塩化銀の薄片（粉末より良い）を 使用すれば、特に好ましい構成の電極１３９が得られる。これにより、特別に伝 導力のある電極が製造される。また、アクリル酸シアンは生物学的適応性のある 比較的不活性の強力な接着剤である。

このような電極マトリックスは、先端電極の製造が比較的容易になるという点で 特に満足のできるものであることが分かった。先端電極は、配置された後に、例 えば、側面電極１４１が凸型であるように、望ましい形に加工される。このよう に加工されることは、電極の形成においてと同様に、後述されるように装置また は器具を使用するとき、電極が心臓と直接接触するように銀−塩化銀結晶を露出 するので、この点でも有利であると思われる。該物質は成型され伝導体１３６． １３７のＳ形光端部１３６ａ、１３７ａの周りに押圧され、その後、伝導性接着 剤により固定することができる。側面電極１４１を先端電極１３９の近くに、適 切な距離、例えば３〜５ａｏ＋＋たけ離して配置するのが望ましいことが分かっ た。

伝導体１３６．１３７は近位端部において、それぞれアダプター１５１．１５２ 内まで延びている伝導性のある柔軟な絶縁導線１４８．１４９に接続している。

カテーテル１０１の近位端部１０３には熱収縮性プラスチックのような適切な物 質により形成されるスリーブ１５３が設置され、導線１４８．１４９および伝導 体１３６．１３７間の結合（図示せず）を包み込む。

特に図１４に示すように、カテーテル１０１の近位端部には緩やかなＳ形湾曲部 １５６が形成されており、心臓が鼓動している開先端電極１３９が心筋と接触を 保つことができるように弾性を付与する。上述の実施態様に関連して述べたよう に、カテーテル電極外被１２１はカテーテルが心筋とかみ合う地点にほぼ垂直な 方向に配置されるのが望ましい。こうすれば、先端電極１３９が心臓の表面に適 合し、側面電極１４６は血液媒体内に自由に放置される。これにより、伝導媒体 として作用する血液を通じる以外は、電極間に短絡が起こらないことが保証され る。

Ｓ形湾曲１５６は、先に述べた垂直性が得られるようにカテーテル１０１の末端 部と心臓との正しい整合を促進させる点で重要である。さらに、Ｓ形湾局部１５ ６は、心臓が鼓動するとき、心内膜に対してほぼ一定の接触圧が確実に加わるよ うに一定量の弾力を提供する。

このようにして、本発明においては、心臓が鼓動している間でも、はぼ一定した 力と方向で心臓を押圧することができるカテーテルが提供されることが分かる。

Ｓ形溝局部は、弾性ばねのように鼓動している心臓の動きに適応すると同時に、 心臓に対しほぼ一定の圧力を維持するものであり、これにより、電極はより正確 で高精度の信号を得ることができる。従って、例えば１〜２時間など比較的長時 間にわたって安定した信号を記録することができる。

図１７に本発明の別の実施態様として、ベーシングカテーテルとＭＡＰカテーテ ルを組み合わせたカテーテル２０ｏを示す。

このように、ベーシング電極２１０．２２０をカテーテル２００の末端部２３０ に装備した新しい組合せカテーテルが実現された。さらに、図５で示した構成の ように、先端電極２４０および側面電極２５０が装備されており、それぞれプラ グ２６０．２７０のような接合体に電気的に接続される。

ベーシング電極２１０．２２０も同様に、それぞれプラグ２８０．２９０に接続 される。プラグ２８０．２９０は標準型プラグである。活性化用電極２１０．２ ２０などのベーシング電極を使用する方法は、標準的な構成のベーシング電極カ テーテルにおいては公知のものである。すなわち、標準型ベーシングカテーテル に配置されるものと同じタイプの電気信号を本発明の電極２１０．２２０に配置 してもよい。電極２１０．２２０．２４０．２５０への必要な電気導線が図１７ 内に包含されているのは明かであろう。さらに、他の実施態様に関連して示され るスタイレットその他の要素を含んでもよい。

プラグ２６０〜２９０用の接合子３００が配置され、カテーテル２００内に含ま れる電気導線へのプラグ間の接合を確実にする。この接合子３００は好ましくは ポリカーボネートなどの硬質な物質から形成され、カテーテル２００に比較して 直径が大きい。これにより、カテーテルの使用者がカテーテルを心臓に挿入し心 内膜に対する先端電極の位置決めをおこなうとき、強力なトルク制御が提供され る。

接合子３００に加えて、部付ノブ３１０をカテーテル２００の近位端部３２０に 結合してもよい。ノブ３１０は好ましくは、ノブ３１０の軸回転がカテーテル２ ００に同様の軸回転を生じさせるように、非回転的にカテーテル２００に接続さ れる。図１７に示すように、ノブ３１０は、一般的には構成上は円筒形がよいが 、手で捻るこ・　とができるような他の形状でもよい。

カテーテル２００の末端部２３０の他の実施例を、図１７Ａに末端部２３５とし て示す。この実施態様においては、２つのベーシング電極（典型的にはプラチナ により形成される）　２１５．２２５が配備され、ベーシング電極２１５は末端 部２３５の先端に配置される。本実施態様では、先端電極２５５のサイズは（先 端電極２４０に比較して）小さいが、側面電極２２５は図１７で示す構成と同じ である。図１７の実施態様と同様に、図１７Ａに示す各電極２１５．２２５．２ ５５．２６５にはカテーテルの近位端部のプラグに接続するそれぞれの電気接続 体が含まれる。

図１７Ａの構成の顕著な利点は、ベーシング電極２１５が先端電極２５５に直接 隣接して配置されているということである。上述のように、現在入手可能な装置 では、活動電位測定のすぐ隣でベーシングをおこなうことは不可能であるが、図 １７、図１７Ａの構成は共に初めてこれを可能にするものである。

図１７において、ベーシング電極２１０．２２０は好ましくは、可能な限り先端 電極２４０に接近して配置され、一方、図１７Ａの構成では、電極２１５．２５ ５は極めて接近し、カテーテルの２つのルーメンのように、１層の絶縁体２８５ により隔てられるだけである。このように、ベーシングは活動電位測定と同じ領 域の心筋で行うこともできるので、整調に対する心臓の反応が測定できるという 、新しいこれまでは得られなかった方法が提供される。

該ベーシング／ＭＡＰ結合カテーテルの特に有用な利点の一つは、心臓の有効無 反応期間、すなわち心臓に与える２度の刺激において２番目の刺激が心臓活性化 不能であるときのその２つの刺激の間の最長の時間を測定することである。つま り、有効無反応期間とは、心臓が脱分極の効果から回復するために必要とされる 期間である。有効無反応期間（はぼ２５０ｍ５）と活動電位との間には相互関係 があり、双方とも心臓内の地点により著しく変動する。従って、該結合カテーテ ル２００の重要な適用として、心臓内の特定の地点で生じる有効無反応期間とＭ ＡＰとの間の相互関係を探知することがあげられる。この適用については、Ｍ、 　Ｆｒａｎｚ　（本願の申請者の一人）およびＡ、Ｃｏ５ｔａｒｄによる論文「 犬の生体内心臓における活動電位期間と無反応性間の関係におけるキニジンの周 波数依存効果（Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ−ｄｅｐｅｎｄｅｎｔ　ｅｆｆｅｃｔｓ　ｏ ｆ　ｑｕｉｎｉｄｉｎｅ　ｏｎ　ｔｈｅｒｅｌａｔｉｏｎｓｈｉｐ　ｂｅｔｗｅ ｅｎ　ａｃｔｉｏｎ　ｐｏｔｅｎｔｉａｌ　ｄｕｒａｔｉｏｎ　ａｎｄｒｅｆｒ ａｃｔｏｒｉｎｅｓｓ　ｉｎ　ｔｈｅ　ｃａｎｉｎｅ　ｈｅａｒｔ　ｉｎ　５ｉ ｔｕ　）、Ｃ１ｒｃｕｌａｔｉｏｎ、　７７、　Ｎｏ、５．１１７７−１１８４ ．１０８　（コピーを付属文書Ａとして添付、又本文中に参考のために援用され ている）」にて詳細に述べられている。留意すべきは、付属文書Ａの該論文では ２つの電極を利用する方法について述べられている。

しかし、４つの電極を有する本発明による上記実施態様（図１７及び図１７Ａ参 照）もまた、この方法を利用することができ、それぞれベーシング電極とＭＡＰ 電極用の別々の電極を僅かの距離をおいて使用することが利点となっている。

図１８〜２０に本発明によるさらに別の実施態様を示す。

この実施態様におけるカテーテル３３０は、他の実施態様に関連して述べられた ものと同様な構成であり、電気接触体３５０を持つ先端電極３４０と、電気接触 体を持つ側面電極３６０を有する。

該カテーテル３３０は２つの異なった物質、主要部３８０はポリウレタンなどの 比較的硬質の物質と、先端部３９０はダウ・ケミカル社製のポリウレタン製品ｒ ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ　２３６３−８ＯＡ　（商標）」などのより軟質な物質と により作製される。

先端部３９０は、好ましくは、図１９に示すように、ルーメン４００．４１０． ４２０が中を貫通する本質的に中空でない断面を有する。図１９に示すように、 ルーメン４００．４２０は、一般ニハ円形断面で、電気接続部または導線３５０ ．３７０を収容する。該ルーメン４００．４２０は、接続部３５０．３７０の断 面形状を収容できる限り他の断面形状のものでもよい。

ルーメン４１０は断面形状が非円形であり、この好ましい実施態様ではほぼ長方 形である。弾力性のある芯が先端部３９０の末端部から主要部３８０までルーメ ン４１０を通って延びている。芯４３０は、所望の配置となるように永久的に湾 曲されて、ばねの弾性の特徴を有する金属リボンその他の物質であり、カテーテ ル３２０の末端部４４０に軽く圧力を加えたときに、リボン４３０は曲がるが圧 力を解除すると元の形に戻るようにされる。しかし、末端部４４０にもっと大き な圧力、すなわちリボンをその第一端部４５０と第二端部４６０との間に形成さ れた弓形が本質的に変化するほどに曲げると、リボン４３０は医師や他のカテー テル３３０の使用者が望む通りの異なった形状に変形する。

カテーテル３３０の主要部３８０は好ましくは、図１８および図２０に示すよう に、一体形成またはその他の方法でポリウレタン物質の内側に形成された金属ブ レード４７０を含む。主要部３８０は、ポリウレタンの２つの同心円管（個別に は図示せず）から標準的な方法で形成される。つまり、ブレード４７０は外管内 の所定の位置に置かれ、内管はブレード４７０内の所定の位置に突出する。

主要部３８０は、図２０に示すように、接着剤４９０により接合点４８０で先端 部３９０に結合される。弾性芯４３０の第一端部４５０は、好ましくは主要部３ ８０へ短い距離だけ延びており、接合点４８０で互いに当接する両部３８０およ び３９０の端部を接着してシールし、また、接合点４８０から芯４３０の第一端 部４５０へ延長するために、十分な接着剤４９０が与えられる。これにより、芯 と、一方では電気接触部３５０．３７０との間の、また、他方では主要部３８０ との間の接着を確実なものにする。接着剤４９００はエポキシ、アクリル酸シア ン関係の接着剤もしくはその他適切な接着剤でよく、硬化されると、芯４３０の 第一端部４５０も安定化するように作用して、実質上主要部３８０に対して固定 させる。

カテーテル３３０を使用するには、医師はまず先端部３９０を所望の構成に曲げ る。一般的に、Ｃ形状の先端部が操作性がよいことが知られている。芯４３０の 第一、第二端部４５０．４６０の間の弓形の湾曲度は患者のサイズにより決める のがよい。先端部３９０は芯４３０がその短側面５２０．５３０ではなく長側面 ５００．５１０に沿って弓を描くように曲げる方がよい。すなわち、図１８の観 点では、面５２０は用紙の平面に平行であり、一方、面５００．５１０は用紙の 平面に垂直である。このように面５２０．５３０は平行な平面上にあり、幅広面 ５００．５１０が芯４３０の第一、第二端部４５０．４６０の間に円弧を描く。

これは、カテーテルを所定の位置に操作するときのトルク制御に置いて大いに有 利である。これは（図１８のように）面５００．５１０に沿って曲げたとき、幅 狭面５２０．５３０に沿って曲げたときに比べて曲げ抵抗がはるかに小さいため である。他の実施態様と同様に、カテーテル３３０は放射線不透過性であり、心 臓内の末端部４４０の位置決めのためには蛍光透過装置が使用される。図１８〜 ２０の構成では、先端部３９０が、位置決めの途中で障害又は血管接合点に出会 ったときどのように曲がるかを容易に予測することができる。これにより、医師 によるカテーテル３３０の位置決めが容易になり、さらにＭＡＰ測定のため、心 内膜に対して末端部４４０を位置決めする際にも役立つものである。

図２１〜２３に示す本発明のさらに別の実施態様は、カテーテル５４０を有する 。カテーテル５４０は、他の実施態様と同様に、カテーテル５４０の近位端部で プラグ（個別に図示せず）に電気的に接続された先端電極５５０および側面電極 ５６０を含む。

図５に示す実施態様と同様に、カテーテル５４０は先端部５７０および伸縮自在 のガイド線またはスタイレット５８０を有する。カテーテル５４０はまた、ポリ ウレタンなどの柔軟な物質により形成される主要部５９０を有する。先端部５７ ０もまた、柔軟な物質からなるが、先端部５７０．５９０の材質は、主要部が先 端部５７０よりかなりの程度硬質であるように選定される。主要部５９０は、生 物学的に適応性のある接着剤５９５により先端部５７０に接続される。

カテーテル５４０は次のように利用される。カテーテル５４０の近位端部から制 御されるスタイレット５８ｏは、図２１に示すように、その最も遠い位置に配置 される。湾曲度は医師が決定し、図１８に示した芯４３０と同様に、該ガイドワ イヤー５８０の末端部に形成される。次にカテーテル５４０を、例えば大腿血管 を通じて体内に挿入する。カテーテルを蛍光透視装置により観察しながら、図２ ２に示すように、工大静脈へと導くのがよい。図２２に示すように、肝血管と工 大静脈６００の間などの血管接合点に達すると、医師はスタイレッｌ−５８０を 収縮させるかどうか決定することができる。先端部５７０の材質は十分に柔軟性 があるので、血管の組織を損傷したり穴を開けることなく直ちに湾曲部方向へ曲 がる。この障害を乗り越えると、医師は次にスタイレット５８０をその最適位の 位置で置換するがどうか選択することができる。

図２３は本発明によるこの実施態様の最も重要な利用法を示す。カテーテル５４ ０が右心室６３０への三尖弁６２０に達するとスタイレット５８０は先端部５７ ０から退却する。これにより、先端部５７０は右心房６４０へ挿入され、先端部 ５７０は軟質で柔軟性があるために、損傷を与えず三尖弁６２０に対して押圧す ることができる。三尖弁が開口すると、先端部５７０は所定の位置に、はね戻る ため、末端部が右心室６３０に入る。その時点で、カテーテル５４０はさらに右 心室６３０内へ押され、心内膜６５０および心外膜６６０からＭＡＰ測定をおこ なうために、先端電極を心内膜６５０に対して位置決めすることもできる。この 時点で、医師はガイドワイヤーまたはスタイレット５８０を完全に退却させ、Ｓ 形末端部１５６（図１４にカテーテル外側から示す）と共に、図１５に示した芯 １１１など別のガイドワイヤーを挿入することもできる。上述のようにＳ形湾曲 はカテーテルの先端を（図２３の電極５５０におけるように）心内膜に対して維 持するために、また、心臓の鼓動に合わせて心内膜との接触を保つために、適切 な弾性またははずみ力を付与することに非常に役に立つ。

本発明のカテーテルの先端の心内膜に対する押圧は、好ましくは２０〜５０ｇの 力の範囲内である。この圧力値は相対する２つの配慮を均衡させることにより得 られたものである。っまり、１つは、先端電極（例えば、図１８に示したカテー テル３３０の先端電極３４０）は先端電極３４０に隣接した心筋細胞が信頼のお ける方法で脱分極されるように十分に強く内心膜に接触すべきであるという配慮 である。これは、先端電極３４０は心筋を貫通もしくは損傷してはならないとい うもう１つの配慮との間に均衡がとられている。

図１４〜２３で示した実施態様など、本明細書で述べた実施態様のそれぞれの適 用分野としては、病気の診断、特に心臓における薬物効果（抗不整脈など）の測 定、およびベーシング電極に与えられる多様な種類の信号に対する心筋の反応測 定などのその他の診断的利用があり、非常に有用である。

このような適用については、Ｅ、　Ｐｌａｔｉａ、　Ｍ、　Ｗｅｉｓｆｅｌｄｔ およびＭ、　Ｆｒａｎｚ　（本願の申請者）による論文「環状動脈病における単 相性活動電位による抗不整脈薬物効果の即時計量（Ｉｍｍｅｄｔａｔｅ　Ｑｕａ ｎｔｆｔａｔｉｏｎ　ｏｆ　Ａｎｔｉａｒｒｈｙｔｈｍｉｃ　Ｄｒｕｇ　Ｅｆｆ ｅｃｔｂｙ　Ｍｏｎｏｐｈａｓｉｃ　Ａｃｔｉｏｎ　Ｐｏｔｅｎｔｉａｌ　Ｒｅ ｃｏｒｄｉｎｇ　ｉｎ　ＣｏｒｏｎａｒｙＡｒｔｅｒｙ　Ｄｉｓｅａｓｅ）、１ ９８１１．６１．１２８４−１２８７　Ｊに述べられている。

本論文のコピーは付属文書Ｂとして添付し、また参考として本文中に援用されて いる。

図２４は、カテーテル３３０が所定の位置にあるとき、先端部３４０が心筋を押 圧することにより生じる力の量を標準化するための装置である。本装置とその使 用法は、本発明のカテーテルのその他の実施態様にも同様に適用することができ る。

図のカテーテル圧力ゲージ６７０は、カテーテル３３０を保持するための溝６９ ０を持つカテーテル保持ブロック６８０を搭載している。ブロック６８０の上に はクランプ７００が、軸７１０にて回転可能に配備されており、ネジ付きノブま たはその他の従来の締め付は手段により固定するのがよい。

グラム圧力ゲージ７３０はカテーテル圧力ゲージの測定部を有し、ブロック６８ ０に対して固定位置に配置される。該ゲージ７３０は測定アーム７４０および従 来設計のダイアル指示器を含み、該アーム７４０に対する力により、ポインター ７６０がダイアル指示器７５０上の圧力量を示す。

このカテーテル圧力ゲージ６７０を利用するには、ノブ７２０を緩め、クランプ ７００を回して溝６９０からずらす。次にカテーテル３３０を、主要部３８０と 先端部３９０の接合部４８０とが溝６９０の左上端部７７０に置かれるように溝 に納める。そして、クランプ７００を回してカテーテルの上に置き、ノブ７２０ を締め付けてカテーテル３３０を溝の中にしっかりと固定する。その後、先端電 極３４０をアーム７４０のカップ状容器の中に置く。先端電極３４０と接合部４ ８０との間に形成される弓部の長さはアーム７４０と溝６９０の左上端部７７０ との間の距離ｄより幾分長くなければならないことはいうまでもない。好ましい 実施態様においては、弓部ａ（すなわち先端電極３４０と接合部４８０との間の カテーテル３３０の長さに沿った距離）は４インチ、距離ｄは３インチである。

先端電極が容器７８０の中に置かれると、圧力指示数がダイアル指示器７５０に 表れる。この圧力は芯４３０の構成および使用された材質の種類、そしてカテー テルの末端部が湾曲して形成される弓の形（すなわち、張力の働いていないとき に保持される形）により異なる。例えば、弓が３０度の曲線のようなかなり平坦 な曲線であれば、先端電極３４０が容器７８０にはめ込まれたとき、図４に示す ようにダイアル指示器に、例えば２２ｇという指示数が表示されるかも知れない 。しかし、カテーテル３３０の末端部の湾曲が、４０度の弓形等のようにきつい ものであれば、カテーテル３３０をゲージ６７０に置いたとき、ダイアル指示器 ７５０はもっと低い指数を示すことになる。これは先端電極３４０を容器７８０ の中に置くとき、弾性芯４３０に与える必要のある張力が小さくて済むからであ る。このようにして、芯およびカテーテルの末端部の湾曲の半径を様々に変えて 圧力の測定をおこなうとよい。例えば、一定の構成のカテーテル３３０に対して 、２２ｇ力のような望ましい力を生み出すために必要なおおよその湾曲度が分か るようになれば、医師は、カテーテル３３０を生体の心臓に挿入するとき、蛍光 透視装置上のカテーテル３３０の末端部を観察することにより、先端電極３４０ が芯内膜に与える圧力量を予測することができる。

以上述べた説明は本発明を明らかにする目的でおこなわれたものである。しかし 、本発明は、添付請求項に示されている範囲から外れることな（多くの変更をお こなうことが可能であるのは明白である。

ＦＩＧ、　６　ＦＩＧ、θ 替 寸 ＜　−一一一一−−−−−−−−−／ ＭＡＰ　ａ’ｒｉ　／ＳＴ　’ｔ＆　（ｍＶ）Ｆ／に、１３ Ｆ／θ、１７ Ｆ／θ、１？Ａ １ｏ／１１ 国際調査報告 １゜、□。、１．。１．１Ａ。。１．。、１．。。、。ＰＣＴ／［１５８９１０ ３２５５「ＩＩＩＩＩｆ＾暑Ｉ＋０Ｌ１ａ−＾ｏ酔（畠１１ＯＬＩＮＯＰＣＴＩ ＵＳ８９１０３２５５

Claims (23)

【特許請求の範囲】
1. １．患者の生体心臓内の単相性活動電位を探知するための装置であって、 近位端部と、先端を有する末端部と、外面とを有しており、前記電位を探知する ために患者に挿入するべく使用されるカテーテルと、 前記心臓の表面組織における電位を測定するために該末端部に配置される第１電 極と、 参照電極信号を供給するために該カテーテル上の該第１電極から離れて配置され る第２電極と、 該第１電極に近接した心臓の細胞を損傷を与えることなく脱分極するために、該 表面組織に対して実質的に垂直な構成でほぼ一定の圧力を与えて該末端部を保持 するべく該カテーテルに配置される手段と、 該活動電位を表す信号を発生させるための該第１及び第２電極に結合される第１ 電気手段と、 を具備する装置。
2. ２．前記カテーテルは第１ルーメンを有しており、前記保持手段は、該ルーメン 内に配置されて、該カテーテル末端部内に配置される柔軟な末端部を有するスタ イレットを有しており、該スタイレットは異なる形態へと湾曲させることができ 、また、該スタイレット端部は生体内心臓との接触力により反対方向に湾曲する ことができるような限度の弾性を有する請求項１に記載の装置。
3. ３．前記スタイレット末端部は該カテーテル末端部から退却することが出来る請 求項２に記載の装置。
4. ４．前記スタイレット末端部は非円形の断面を有しており、該スタイレットは一 方向への曲げ抵抗が他方向への曲げ抵抗より大きい請求項２に記載の装置。
5. ５．前記断面は略長方形である請求項４に記載の装置。
6. ６．前記スクイレット末端部が該カテーテル末端部から退却しているとき、該カ テーテル挿入中に該カテーテル末端部が障害に接触するときに患者への損傷を与 えることなく湾曲することができるように、該カテーテル末端部は柔軟な物質に より形成される請求項３に記載の装置。
7. ７．前記カテーテル上の該第１電極から第１の距離だけ離れた地点に配置される 第３電極と、 該カテーテル上の該第３電極から第２の距離だけ離れた地点に配置される第４電 極と、 該第３および第４電極へ心臓ペーシング信号を供給するための第２電気手段と、 をさらに有しており、該第３および第４電極は心臓の鼓動整調のためのべーシン グ電極を有しており、第１および第２電極が該ペーシング信号に対する心臓の単 相性活動電位反応をほぼ歪みなく探知するように前記該第１および第２の距離が 最小限にされる請求項１に記載の装置。
8. ８．前記第１電極は前記先端部に配置されており、前記該第３および第４電極は 該カテーテルの該第１電極および該第２電極の中間の地点の前記外面に配置され る請求項７に記載の装置。
9. ９．前記第１および第３電極は前記先端部に配置されており、 前記第４電極はカテーテルの第１電極および第２電極の中間の地点の外面に配置 される請求項７に記載の装置。
10. １０．前記第１電気手段は、第１電極を通じて受信される信号から第２電極を通 じて受信される信号を減算するための手段を有する請求項１に記載の装置。
11. １１．前記先端部はリムを有しており、前記第１電極は該先端部のリムに対して 凹状に配置され、該リムが第１電極と表面組織との間の接触面を取り囲む伝導物 質から第１電極を絶縁する請求項１に記載の装置。
12. １２．前記カテーテル末端部は放射線不透過物質により形成される請求項１に記 載の装置。
13. １３．近位端部および末端部を有し、該末端部に第１電極を、また、該第１電極 から離れた表面に第２電極を配置したカテーテルを使用して、生体心臓内の単相 性活動電位を探知するための方法であって、 該末端部を心臓に挿入する工程と、 該第１電極が該第１電極に隣接した心筋細胞を脱分極するために十分な圧力で心 臓の心内膜に接触し、該第２電極は該心内膜に接触しないようにように、該心内 膜に対する該末端部の位置決めをする工程と、 該第１および第２電極により、心臓の活動電位に関係を有する信号を発生させる 工程と、 を包含する方法。
14. １４．前記位置決めの工程が、末端部を心内膜にほぼ垂直に保持する工程階を含 む請求項１３に記載の方法。
15. １５．前記カテーテルは少なくとも１つのルーメンが貫通しており、さらに、位 置決めの工程が、挿入時に該カテーテルの末端部内に位置する第１端部を有する 第１スタイレットを該ルーメンに挿入する工程と、該カテーテルの末端部を患者 の入口地点に挿入する工程と、末端部を心臓方向に向くように該第１スタイレッ トを繰り返し位置決めをすることで該末端部を心臓方向へと操作する工程と、 前記信号が発生している間、心内膜に対して該カテーテル末端部を保持する工程 と、 包含する請求項１３に記載の方法。
16. １６．前記末端部を位置決めした後であって信号発生工程の前に、心内膜に対し てカテーテル末端部を略一定角度および略一定圧力で保持するように調整された 第１端部を有する第２スタイレットに、前記第１スタイレットを置換する工程を さらに包含する請求項１５に記載の方法。
17. １７．前記第１スタイレットの第１端部がほぼＣ形状になっており、第２スタイ レットの第１端部がほぼＳ形状になっている請求項１６に記載の方法。
18. １８．前記カテーテルの末端部は柔軟性物質により形成されており、患者への損 傷を防ぐべく該カテーテルの末端部が障害と接触すると湾曲し得るように、前記 操作工程が、障害に出会うとスタイレットがカテーテルの末端部から部分的に退 却する工程を包含する請求項１５に記載の方法。
19. １９．末端部を挿入する工程の前に、 第１スタイレットの第１端部を第１の形状に適合させる工程と、 該第１端部が第２の形状に湾曲されるときに該第１端部により加えられる圧力を 測定する工程と、該圧力が所定の範囲内に到るまで該第１端部の形状を変更して 測定工程を繰り返す工程と、を包含しており、さらに、心内膜に対して該カテー テル末端部を維持する工程が、該カテーテルの末端部が第２の形状になるように 該心内膜に対して該カテーテル末端部を押圧する工程を包含する請求項１５に記 載の方法。
20. ２０．前記所定範囲は２０〜５０ｇ圧力である請求項１９に記載の方法。
21. ２１．前記カテーテルは第１電極の近くに配置される複数のペーシング電極を有 しており、また、信号発生工程が、該ペーシング電極を越えて心臓に供給される ペーシング信号により心臓の鼓動を整調する工程と、該べーシング電極の隣接部 の活動電位を探知する工程と、を包含するる請求項１３に記載の方法。
22. ２２．前記第１電極は接着剤により接着された銀−塩化銀薄片により形成されて いる請求項１に記載の方法。
23. ２３．前記第１電極はアクリル酸シアン接着剤により接着された銀−塩化銀のマ トリックスを有することからなる請求項１に記載の方法。