JPH0458347B2 - - Google Patents

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JPH0458347B2
JPH0458347B2 JP1095051A JP9505189A JPH0458347B2 JP H0458347 B2 JPH0458347 B2 JP H0458347B2 JP 1095051 A JP1095051 A JP 1095051A JP 9505189 A JP9505189 A JP 9505189A JP H0458347 B2 JPH0458347 B2 JP H0458347B2
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JP
Japan
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electrode
electrode device
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region
conductive
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JP1095051A
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JPH0263478A (ja
Inventor
Jii Hoosaa Robaato
Dauryuu Hiiru Junia Ronarudo
Shii Ooenzu Robaato
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MIICHISUROO MIROOSUKII
Original Assignee
MIICHISUROO MIROOSUKII
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
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Publication date
Application filed by MIICHISUROO MIROOSUKII filed Critical MIICHISUROO MIROOSUKII
Publication of JPH0263478A publication Critical patent/JPH0263478A/ja
Publication of JPH0458347B2 publication Critical patent/JPH0458347B2/ja
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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
    • A61N1/0587—Epicardial electrode systems; Endocardial electrodes piercing the pericardium

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  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
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  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Percussion Or Vibration Massage (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、心室又は心房の急速不整脈を終了あ
るいは抑制するのに用いる植設自在の電気装置に
関する。特に、本発明は、植設自在な細動除去及
びカルジオバージヨン用電極に関する。
背景技術 よく知られている心室の細動を阻止する技術と
して、２つの電極を心臓の表面に配置して電極間
にパルスを供給したときに電界を形成させて行な
う方法がある。かかる電界は心室の細動中に心臓
に現われる散発的な電気放電を解消する。電極に
よつて接触された表面積は、発生する電界が細動
中の心臓に一貫して有効に作用するかどうかを決
定する上で重要な要因となつている。
今日では多くの細動除去用の電極は、電極の複
雑な構造や心臓上の精確な位置決め等によりその
埋設のため大がかりな外科手術が要求される。こ
れらの外科手術は、患者にとつては高価となるば
かりか、大手術に伴う危険を生ぜしめる。そこ
で、かかる位置決めや電極の案内の方法を簡素化
しようとする試みがなされている。
整調の分野においては、放電片が小さく、また
放電エネルギーも小さいが、電極の設計や位置決
めについては開発が進められている。例えば、
Buresにより米国特許第3865118号及び
Halvoresenによる米国特許第3289138号に明細書
に開示されている技術においては、すでに位置決
め配置されたカテーテルを通して挿入された絶縁
された長手導体の電極により整調が行なわれてい
る。両特許に開示されている技術には、絶縁導体
はその端部に導電電極先端を有し、そのリード線
を囲うカテーテル外被が身体から取り去られると
きに、その先端は外方へ心室又は心房の壁部に接
触するように引き伸ばされる。リード線それ自体
はカテーテルへの挿入のために直線状に伸ばさ
れ、心臓壁部への接触を容易化するために湾曲し
た関係となるように引き伸ばすようになされてい
る。
一方、整調用電極、細動除去及びカルジオバー
ジヨン電極は心臓の組織に高い放電エネルギーを
供給する（20〜35ジユールの範囲で、整調はマイ
クロジユールを含んでいる）。一方、整調電極は
小さな局所において心臓に刺激を与え、細動除去
及びカルジオバージヨン用電極は心筋の主要部
（臨界量）を通して電気エネルギーを放電する。
このため、今日の細動除去及びカルジオバージヨ
ン電極には10〜30cm2の範囲の表面積を有したパツ
チ電極が開発されている。
細動除去及びカルジオバージヨン電極の設計及
び開発はさらに進み、簡素化されている。例えば
Mooreによる米国特許第4567900号の明細書に
は、細動除去電極が楕円又は円形配置を維持する
ようにバネ線ループからなることが開示されてい
る。導体箔はかかるループに亘つて拡伸されて、
平面電極表面を形成するためにループに固着され
ている。供給用カテーテルへ挿入する前に、この
線ループの組体はしぼめられて細長の非平面形状
にされる。線ループ電極を収容したカテーテルは
心臓周囲空間の心臓上の位置へ配置され、カテー
テルは引き抜かれて電極は心臓上において、その
平面形状を回復する。Mooreの特許明細書に開
示された他の形態においては、線ループは箔片を
用いずに平坦なコイル形状をなしている。
かかるMooreの特許明細書は、しぼめること
のできるループ電極を教示している一方、心臓周
囲に電極をしぼめて位置決めする方法には改良の
余地を残している。
発明の概要 本発明は、埋設自在な細動除去及びカルジオバ
ージヨン電極に関し、特に予め所定形状に形成さ
れた電極リード線に関するものである。
本発明の第１の目的は、大外科手術をすること
なく身体に埋設され得る効果的な心臓細動除去及
びカルジオバージヨン用の電極を提供することに
ある。
本発明の他の目的は、単純な構造ではあるが刺
激及び感知をなす有効な電極表面を有する細動除
去及びカルジオバージヨン電極を提供することに
ある。
本発明のさらなる他の目的は、心臓周囲又はそ
の上への埋設を容易化する固定手段を有する細動
除去及びカルジオバージヨン電極を提供すること
にある。
本発明の電極は、その電極の長さに沿つて別個
に導電及び絶縁表面部分を有した基体を有してい
る。電極の導電放電及び絶縁表面は、その弛緩状
態のときに渦巻パツチ形状をなすように構成され
ている。導電放電表面は他電極リード線を形成す
る複数の個別表面を有していてもよい。
さらに、電極はその活性領域に沿つて取り付け
られた予め形成された絶縁又は導電放電用帯体を
設けてもよい。絶縁用帯体は、活性領域が弛緩し
た状態にあるとき、これらは電極表面から拡張し
て電気放電を集束されるように設計されている。
同様に設計された導電放電用帯体は放電表面を有
しており、埋設後の組織の内方生長を介して電極
の固定を向上させ得る。
実施例において重要なことは、本発明の電極は
その直線状になされた場合において全体的に長さ
方向に亘つてほぼ一様な断面形状を有している。
絶縁及び／又は導電用帯体であつても、電極の断
面は小さい。従つて、電極が展開した後、比較的
大きい大きさとする場合でも、公知のいかなる細
動除去及びカルジオバージヨン電極よりも小さな
空間において展開することができる。
本発明の電極は、心膜中の切創又は穿孔を通し
て心臓周囲又は心臓上に伸ばされかつ埋設され、
すなわち、心臓周囲空間の外部から経皮的に植設
することができる。正規位置に位置した場合にお
いて、伸長した電極は弛緩した渦巻形状を回復し
て導電放電表面は心臓表面に向けて直流電流を流
す。固定手段は、縫合管、ネジ込み先端を電極本
体から突出させた錨部材の形態をなしている。心
臓の近傍位置にある場合、かかる固定手段は、心
臓に対して安定化させるために採用されている。
実施例 以下、本発明の実施例を図面を参照しつつ説明
する。
第１図及び第２図においては、本実施例による
渦巻パツチ電極が示されており、その全体を符号
１０で示す。（以下に用いられる電極という語に
はリード線及び導電素子をも含む意味で用いる。）
渦巻パツチ電極１０は薄くかつ長いものであつ
て、遠位活性領域１１及び近位案内領域１３から
なる。導電放電表面１２及び絶縁表面１４は、遠
位活性領域１１の全長を限定しそれに亘つて伸長
しており、また、テーパが施された柔軟な遠位絶
縁先端部１６は遠位活性領域１１の遠位端部を終
端させている。絶縁体１５によつて囲まれた導体
１８は近位案内領域１３の全長に亘つて伸長して
いる。例えば、導体１８はDBS線のリード線で
あつて、その一方端において導電放電表面１２へ
電気的に接続している。導体１８の対向端は近位
案内領域１３の近位端部に取付けられた端子ピン
２０に接続されている。導電放電表面１２と遠位
活性領域１１の絶縁表面１４とは、渦巻パツチ電
極１０の活性領域が、その弛緩状態において（第
６図）、平面的な渦巻パツチ形状をなすように構
成されている。
遠位絶縁先端部１６は、心臓に関係する渦巻パ
ツチ電極１０を係留して安定化させる遠位固定手
段１７を含んでいる。図示したように、遠位固定
手段１７は、心臓周囲の空間内に渦巻パツチ電極
１０の遠位絶縁先端部１６を係留する錨状部材の
形態を採つている。さらに、近位固定手段１９は
遠位固定手段１７と類似したように示されている
が、以下に説明する心臓周囲の空間への入口位置
において渦巻パツチ電極１０を係留するようにな
されている。
他の固定手段も本発明の範囲及び精神に含まれ
る。例えば、第１図に示した遠位固定手段１７よ
りもむしろ、ネジ込み先端片が用いられる。電極
の導入の径路が展開した電極の平面に直角である
ならば、電極は展開されたように回転する。かか
る回転は、心筋又は心膜の壁部へ電極の遠位端部
をネジ込むに必要な回転を供給するように、利用
することができる。同様に近位固定手段１９は他
の係留手段と置換することができ、例えば、公知
の縫合管を用いて、外科医が電極の近位端部を心
膜へ縫合することもできる。かかる近位係留手段
は上記した以外の他の位置においても置換するこ
とができ、埋設中において外科医によつて錨状部
材の正確な位置決めさえも可能となる。
使用においては、渦巻パツチ電極１０は、心臓
を囲む周囲空間を画定する膜に小さな切創又は穿
孔を通して挿入された等角カテーテル
（conformal catheter）を介して心臓表面上の心
臓周囲空間における正規の位置へ好ましく配置さ
れる。埋込み行程は第３図ないし第５図を参照さ
れれば理解されるであろう。まず、渦巻パツチ電
極１０の断面積よりも多少大きい断面を有するカ
テーテル２１は、皮膚を通し心臓周囲空間へ導入
され、渦巻パツチ電極１０はカテーテル２１中へ
挿入され、スタイレツト２２（すなわち、テフロ
ン被覆された案内線）を端子ピン２０及び管孔を
通して渦巻パツチ電極１０の本体中へ導くことに
よつて挿入され、よつて、第３図に示したように
遠位活性領域１１を直線状にするのである。渦巻
パツチ電極１０を有しかつ心臓周囲空間の正規位
置にあるカテーテル２１によつて、渦巻パツチ電
極１０の遠位活性領域１１は、スタイレツト２２
の助けによつてカテーテル２１から外へ付勢され
ている。遠位活性領域１１は、カテーテル２１か
ら現われて、スタイレツト２２は適当に引き抜か
れ、そして、第４図に示されるように心臓周囲空
間にてコイル形状になつて弛緩された状態をなす
ようになる。遠位活性領域１１が連続してカテー
テル２１から現われているので、これは第５図に
示すようにその弛緩した平面的渦巻形状になる。
そして、その展開は、渦巻パツチ電極１０の全遠
位活性領域１１が心臓周囲空間に配置されるまで
続けられる。スタイレツト２２及びカテーテル２
１は取り除かれ、渦巻パツチ電極１０の近位案内
領域１３は、細動除去及びカルジオバージヨンシ
ステムのパルス発生器に接続されるべき位置へ導
かれる。
説明を簡素にするために、カテーテル２１によ
つて決まる電極導入線は渦巻パツチ電極１０の展
開した遠位活性領域１１の平面に示されている。
しかしながら、説明したように、この場合に限ら
ず、むしろ、例えば、電極のリード線は展開後１
１の所望の平面に直角になる可能性がある。
第６図は、細動除去システムの一部として心臓
に埋込まれた形態のその弛緩状態の渦巻パツチ形
状の渦巻パツチ電極１０を示している。遠位固定
手段１７が渦巻パツチ電極１０の展開した渦巻パ
ツチ部分の中心において電極を係留している一方
で、近位固定手段１９は心臓周囲空間中へ入口位
置にて渦巻パツチ電極１０を固定している。渦巻
パツチ電極１０は端子ピン２０を介してパルス発
生器２３へ接続されている。第２電極２５はパル
ス発生器２３へ接続されている。第２電極２５
は、本発明による渦巻パツチ電極１０、上位ベナ
カバカテーテル電極（superion venacava
catheter electrode）又は従来の公知電極とする
ことができる。
図示していないが、これは、完全細動除去及び
カルジオバージヨンシステムが右心室中に配置さ
れ、又は心筋に直接ネジ込まれたECG感知電極
の組を含むことを意図している。また、従来から
知られているように、対となつた渦巻パツチ電極
１０、第２電極２５はECG電極に沿つて生態感
知のために用いることができ、整調片（pacing
tip）を設けることができる。
第７図を参照すると、心臓表面２６中に埋込ま
れた渦巻パツチ電極１０の特定の配向が分かる。
よく知られているように、埋込まれた表面電極を
通しての細動除去及びカルジオバージヨンは、放
電する電気エネルギーを心臓に集束されることが
必要である。このことは、本発明による心臓に向
かう等角導電面及び心臓から離れるように向いた
等角絶縁面を有する放電電極によつて達成され
る。従つて、本発明の電極は展開の後及びその弛
緩渦巻配置の状態の場合、導電放電表面１２が心
臓に向かつて配向されて心臓表面２６へ電流が向
うように配置される。電流は心臓から離れる向き
へ向う絶縁表面１４の配向によつて心臓から離れ
て通過することを防止する。第６図及び第７図か
ら明らかなように、弛緩状態の渦巻パツチ電極１
０は離間したコイルによつて規制されて電極は興
奮及び感知のための大面積の放電表面を生ぜしめ
ることになる。
渦巻の締り具合、電極の全面積、及び渦巻電極
の有効放電表面の面積は、特定の心臓及び放電要
件を満足させるように変化させることができ、こ
れらは従来技術に知られているような考慮の下で
行い得る。しかしながら、本発明の渦巻パツチ電
極１０は、公知のパツチ電極と同様の10cm2ないし
30cm2の範囲の有効放電面積であることが望まし
い。
第８図は符号１０′で示す本発明の渦巻パツチ
電極の第１の実施例を示している。特に、渦巻パ
ツチ電極１０′は予め形成された絶縁帯体２８を
備えており、絶縁帯体２８は渦巻パツチ電極１
０′の遠位活性領域１１に実質的に沿つて絶縁表
面１４上に取り付けられ又は形成されている。第
９図に示すように、絶縁帯体２８は、渦巻パツチ
電極１０′がその弛緩渦巻状に配置されたときに、
展開されて渦巻パツチ電極１０′の表面から外方
へ拡がつて、さらに心臓表面へ向けて放電を集中
させる。
第１０図は第２の実施例の電極を示し、それは
符号１０″で示されている。特に、渦巻パツチ電
極１０″は導電放電表面３４及び絶縁表面３２を
有しかつ予め形成された帯体としての導電放電用
帯体３０を備えている。導電放電用帯体３０は渦
巻パツチ電極１０の全遠位活性領域１１に実質的
に沿つて導電放電表面１２上に取り付けられてい
る。
第１１図を参照すると、導電放電用帯体３０
は、渦巻パツチ電極１０が心臓周囲空間において
渦巻状になつて配置された時に、心臓表面２６に
向けて拡がり、導電放電表面３４を心臓表面２６
に密に接触するように位置して補助的放電表面を
なす。さらに、必要であれば、導電放電用帯体３
０は埋込みの後の組織の内方成長を介して固定の
程度を向上させることができる。
第８図に示す絶縁帯体２８及び第１０図に示す
導電放電用帯体３０は電極の主本体の断面に一致
させるようになつており、展開された時に、案内
カテーテル電極自体の断面より多少大きいままで
あるようにすることができる。また、単電極上に
おいて、絶縁帯体２８及び導電放電用帯体３０を
結合することも可能である。
第１２図ないし第１４図は、本発明の第３の実
施例を示している。渦巻パツチ細動除去電極４０
は第１図の渦巻パツチ電極１０と同様であつて、
以下に説明するようにスタイレツト２２によつて
直線状になされ得る。
渦巻パツチ細動除去電極４０は多繊維のコイル
４４を内包したシリコンゴム製の管体４２からな
つている。管体４２は近位案内領域４１及び遠位
活性領域４３からなつている。管体４２は渦巻状
に予め支持されている。その遠位活性領域４３に
沿つて導電膜４６を支持してしている。シリコン
絶縁管５２によつて内包された低抵抗DBSケー
ブル５０は管体４２の近位案内領域４１の遠位端
部５４を通して伸長しており、かつ渦巻パツチ細
動除去電極４０の近位端部において端子ピン５６
から導電膜４６へ伸びている。低抵抗DBSケー
ブル５０は近位端部５８と導電膜４６の遠位端部
６０との双方に接続している。また、管体４２は
多管孔管をなしており、１つの管孔が低抵抗
DBSケーブル５０を収容しかつ他方の管孔が案
内線すなわちカテーテル２１及びコイルを受ける
助けをなしている。
コイル４４は好ましくはニチノール線から形成
され渦巻形状に予め形成される。ニチノールはニ
ツケル−チタン合金で熱記憶性を有しすなわち形
状記憶合金として知られている。従つて、予め形
成された渦巻は埋込みのために伸ばされて、身体
内へ導入されると、体温により電極が熱せられ電
極の遠位端部は記憶された形状に戻るのである。
導電膜４６は好ましくはプラチナ−イリジウム
の微細メツシから形成される。導電膜４６はそれ
自体を折込まれて二層になされ、第１２図に示す
如き「バーバーポール」縞模様（barber pole
stripe style）に管体４２の遠位活性領域４３の
回りに巻き付けられる。
第１２図に示すように、渦巻パツチ細動除去電
極４０は第５図に示した渦巻パツチ電極１０と同
様に弛緩状態にて渦巻形状をなす。コイル４４
は、スタイレツト２２のための案内として作用す
る。スタイレツト２２は、管体４２の遠位端部５
４にてコイル４４へ挿入自在である。スタイレツ
ト２２が直線状に伸長した部材であるので、渦巻
パツチ細動除去電極４０はスタイレツト２２がコ
イル４４へ導入されるように直線になる。特に、
予め形成されたコイル４４及び管体４２は、スタ
イレツト２２がそれらを通過すると直線状になさ
れる。
使用にあたつては、スタイレツト２２はコイル
４４へ挿入されて、渦巻パツチ細動除去電極４０
の長さに亘つて導電膜４６の遠位端部６０へ挿入
される。その後、渦巻パツチ細動除去電極４０は
第６図に示す如き心臓周囲空間へ案内され、そこ
で、スタイレツト２２は注意深く取り去られて管
体４２の遠位活性領域４３は心臓周囲空間におい
て渦巻形状をなす。導電膜４６から心臓へ放電エ
ネルギーを集中させるためには、遠位活性領域４
３における管体４２の表面は心臓に向かうのでは
なく、絶縁される。この絶縁は第１図の渦巻パツ
チ電極１０のそれと同様としてもよい。
渦巻パツチ細動除去電極４０が弛緩した平面状
の渦巻形をとつた場合、渦巻パツチ細動除去電極
４０はその活性領域に沿つた複数の隔離した導電
表面を有することになる。すなわち、複数の導電
縁部が形成され、心臓へエネルギーの供給を均一
になすことができる。
第１７図に示されるように、渦巻パツチ細動除
去電極４０の管体４２は略平面板に成形してもよ
い。かかる板は平坦な渦巻をなすようになされ、
導電膜４６を保持している。かかる構成におい
て、導電膜４６は直接心臓に接触させる。なぜな
らば導電膜４６は湾曲表面領域４７及び平坦表面
領域４９の両者を占めるからである。渦巻パツチ
細動除去電極４０を伸長させるためには、渦巻パ
ツチ細動除去電極４０はカテーテル中に挿入さ
れ、又はスタイレツトもしくは案内線と結合させ
て、第３図ないし第５図の渦巻パツチ電極１０が
埋込みのために直線状になされてるのと同様な方
法で挿入される。また、平坦な断面はポリウレタ
ン本体を加熱し、それを平坦形状に押圧すること
によつて得ることができる。さらに、かかる板は
展開中において、板の導電膜を支持する表面が心
臓表面に面するようになされる。
平坦な電極の展開された活性領域は、展開され
た渦巻の平面が電極の平坦表面の平面にもなるよ
うになされている。
さらに、シリコンゴム製の管体４２は渦巻形状
をしたポリウレタン管状体によつて置換すること
もできる。また、導電膜４６は第１５図及び第１
６図に示す編成鞘６２によつて置換することもで
きる。導体線で連続的に編成された編成鞘６２を
用いた電極は露出した導電表面６４及び絶縁表面
６６を有して、放電を集中させる。編成鞘６２は
遠位活性領域４３上に連続導電表面を形成し、血
管造影カテーテルの管壁を強化する編成線と類似
させることもできる。
絶縁表面６６及び導電表面６４を形成するため
に、管体４２は、中心ずれ押出し成型方法
（offcenter extrusion process）によつて押出し
成型されて導電膜４６が管体４２の１つの面上に
て露出するようになされ、対向面上にて管体４２
へ入れられる。これは、個々の絶縁面および導電
面を得るための唯一の方法である。他の方法は、
所望の電極表面を被覆することや、絶縁層を押出
し成形することによつて該表面を押出し被覆する
ことによつて管体４２の心臓に面しない表面のみ
を絶縁材料で覆い、かかる被覆を剥離して電極表
面を露出させこともできる。
本発明のカルジオバージヨン及び細動除去用の
電極は、ECG感知、心臓のペーシング及び他の
心臓細動感知興奮機能を付与するために補助分離
導電面を備えることもできる。さらに、本発明の
電極は、当初から心臓周囲空間にて使用されるよ
うに記載してきたが、電極は大面積のパツチ電極
が必要な部位であればどこの部位でも用いること
ができる。さらに、本発明の電極の埋込みは、心
臓周囲空間の外部から経皮的に、及び心臓周囲空
間の内部にて案内カテーテルの使用よりむしろス
タイレツトの操作によつて、遂行される。また、
図示はしていないが、個別の可撓性形状保持部材
は電極活性領域の一部分を形成して、弛緩した平
坦な渦巻をなす電極とすることもできる。個々の
渦巻が保持される断面とほぼ同一な断面を有する
開口を通して大面積の渦巻電極が展開できるとい
う特徴を有するかぎり他の変形例も本発明の範囲
の中で考えられる。
よつて、上記から明らかなように、本実施例は
例示のためにあり、かかる実施例に本発明は限定
されるものではない。
【図面の簡単な説明】
第１図は部分的に直線状になされた本発明によ
る電極の斜視図、第２図は第１図の線２−２にお
ける断面図、第３図、第４図及び第５図は第１図
の電極の種々の埋込み段階の斜視図、第６図は完
全細動除去及びカルジオバージヨンシステムにお
ける心臓に取り付けられた本発明の電極の概略斜
視図、第７図は第６図の線７−７における断面
図、第８図は本発明による第１図の実施例の第２
図と同様の断面図、第９図は心臓に取り付けられ
たときの第８図に示した電極の第７図と同様の断
面図、第１０図は本発明による第２の実施例の第
２図と同様の断面図、第１１図は心臓に取り付け
られたときの第１０図に示した電極の第７図と同
様の断面図、第１２図は本発明の第３の実施例の
心臓細動除去及びカルジオバージヨン用の電極の
斜視図、第１３図は第１２図の線１３−１３にお
ける断面図、第１４図は第１２図の線１４−１４
における断面図、第１５図は第１２図に示したと
同様に電極に取り付けた電導膜の部分平面図、第
１６図は第１５図の線１６−１６における断面
図、第１７図は本発明の他の実施例を示す第１２
図の線１４−１４におけると同様な断面図であ
る。 主要部分の符号の説明、１０，１０′，１０″…
…渦巻パツチ電極、１１，４３……遠位活性領
域、１２，３４……導電放電表面、１３，４１…
…近位案内領域、１４，３２，６６……絶縁表
面、１５……絶縁体、１６……遠位絶縁先端部、
１７……遠位固定手段、１８……導体、１９……
近位固定手段、２０，５６……端子ピン、２１…
…カテーテル、２２……スタイレツト、２３……
パルス発生器、２５……第２電極、２６……心臓
表面、２８……絶縁帯体、３０……帯体としての
導電放電用帯体、４０……渦巻パツチ細動除去電
極、４２……管体、４４……コイル、４６……導
電膜、４７……湾曲表面領域、４９……平坦表面
領域、５０……低抵抗DBSケーブル、５２……
シリコン絶縁管、５４，６０……遠位端部、５８
……近位端部、６２……編成鞘、６４……導電表
面。

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 １ 細動除去及びカルジオバージヨンユニツトに
    接続されかつ人体の心臓の領域に埋設される心臓
    の細動除去及びカルジオバージヨン用の渦巻パツ
    チ電極装置であつて、 遠位活性領域及び近位案内領域を有し、かつ全
    長に亘つてほぼ一様な断面形状を有する細長く薄
    い基体と、 前記活性領域の全長に沿つて伸長し、かつ前記
    活性領域の一部分のみを占領する導電放電表面
    と、 前記活性領域の表面の残余部上を略占領し、か
    つ前記導電放電表面と共に伸長する絶縁表面と、 前記導電放電表面に隣接するとともに接続され
    た導電面とその対向面上にある絶縁表面とを有
    し、前記導電放電表面と共に伸長して取り付けら
    れ、前記導電放電表面上で共通の長手方向を中心
    にして互いに反対方向に拡張し、前記遠位活性領
    域の表面に対して収縮できるとともに前記電極が
    弛緩状態にあるときには展開して前記活性領域の
    表面から離れて拡張するように予め形成された、
    可撓性を有する平坦な帯体と、 前記案内領域の全長に沿つて伸長し、少なくと
    もその一部分を前記導電放電表面に電気的に接続
    する導体手段と、 前記導体手段を囲む絶縁手段と、 前記活性領域から離れた近位案内領域の端部上
    で前記導体手段を前記細動除去及びカルジオバー
    ジヨンユニツトへ電気的に接続する接続手段と、 前記電極を人体の心臓の領域に導入する直線化
    手段と、 からなり、 前記遠位活性領域は、可撓性を有するととも
    に、前記直線化手段に挿入することによつて直線
    化され、前記直線化手段が除去されたときには、
    一方の面に前記導電放電表面を配置するとともに
    他方の対向面に前記絶縁表面を配置する平坦な渦
    巻状に形成されることを特徴とする電極装置。 ２ 前記導電放電表面は、前記基体の前記活性領
    域の長手方向に亘つて巻装された少くとも１層の
    導電膜を有していることを特徴とする請求項１記
    載の電極装置。 ３ 前記導電膜は、隣接する導電膜との間に間〓
    が設けられるように巻装されていることを特徴と
    する請求項２記載の電極装置。 ４ 前記導電放電表面は、前記基体の前記活性領
    域を占領する導電性の編成鞘を形成する編まれた
    導体線からなることを特徴とする請求項１記載の
    電極装置。 ５ 前記基体は、絶縁材料からなりかつ押出成形
    によつて形成されて、前記導体線は、前記活性領
    域の一部の表面上にあるとともに、前記基体の表
    面の残余部上の前記絶縁材料中に埋設されている
    ことを特徴とする請求項４記載の電極装置。 ６ 前記基体の活性領域上において、心臓に対し
    て前記基体を係留する固定手段を有することを特
    徴とする請求項４記載の電極装置。 ７ 前記導電膜は、プラチナ−イリジウムメツシ
    ユから形成されたことを特徴とする請求項２記載
    の電極装置。 ８ 前記基体は、シリコンゴムから形成されてい
    ることを特徴とする請求項１記載の電極装置。 ９ 前記基体は、双融和性の重合性の材料からな
    ることを特徴とする請求項１記載の電極装置。 １０ 前記基体は、平坦な断面形状にモールド成
    形されるとともに、前記活性領域上に湾曲表面領
    域及び平坦表面領域を有し、前記導電膜は、前記
    湾曲表面領域及び前記平坦表面領域上に支持され
    ていることを特徴とする請求項１記載の電極装
    置。 １１ 前記基体は、絶縁材料からなるとともに押
    出成形法により形成されて、前記導電放電表面及
    び前記絶縁表面は、前記基体の前記活性領域に沿
    つて境界面を共有していることを特徴とする請求
    項１記載の電極装置。 １２ 前記導電放電表面は、前記基体の周囲に巻
    装された導電膜を有していることを特徴とする請
    求項１記載の電極装置。 １３ 前記基体は、平坦な断面形状に成形され、
    前記活性領域上に湾曲表面領域及び平坦表面領域
    を有しており、前記導電膜は、前記湾曲表面領域
    及び前記平坦表面領域上に支持されていることを
    特徴とする請求項１記載の電極装置。 １４ 前記基体の前記遠位活性領域上において、
    心臓に対して前記基体を安定化させる固定手段を
    有していることを特徴とする請求項１記載の電極
    装置。 １５ 前記絶縁表面と共に伸長して取り付けら
    れ、前記絶縁表面で共通の長手方向を中心にして
    互いに反対方向に拡張し、前記活性領域の表面に
    接して収縮できるとともに前記電極が弛緩状態に
    あるときには展開して前記活性領域の表面から離
    れて拡張するように予め形成された、絶縁材料か
    らなり可撓性を有する絶縁帯体を有することを特
    徴とする請求項１記載の電極装置。
JP1095051A 1988-04-14 1989-04-14 心臓の細動除去及びカルジオバージョン用渦巻パッチ電極装置 Granted JPH0263478A (ja)

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