JPH059113B2 - - Google Patents

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
レークダウンによつ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強制する。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結節を通つて左右の心室に
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、ゴールドレイヤーのアメリカ合衆
国特許第4365639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。このような連続ペ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
よつて決まつ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、前記信号を正
確且つ確実に検知することが、重要になつてきて
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つて伝達され
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4365639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
かつた。

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。

本発明の他の目的は、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波検知機構の感
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
指揮筋繊維の変質度、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
の種々のフア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
れていない単一フイ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
正のピーク値まて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
されたフイラメントを有し、そのフイラメントに
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イラメント
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イラメント内の電気伝
導手段、Ｐ波が弱くてもＰ波の経過をより効果的
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てある。

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つて、組織膜を通過
する電気信号の伝達方法が良く分かつている。こ
の研究から、分極波の軸線に沿つた電極の検知表
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つている。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つて心房の
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１
４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（mm）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層
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。従つて、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２mm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、電極を通つて測定された電位の上向きの
勾配１５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ツ
チング２２で示され、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、分極が起こつ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２
３に進行し、電場は、ｘ方向２７およびｙ方向２
９（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
よつ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３０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に沿つて伝播させ
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４
６，４８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とによつて構成されている。

末端電極５０の隣の絶縁フイラメント４４の周
囲には着脱自在な部材５１が取付けられている。
この部材５１は可撓性材料で作られており、心室
内で安定した位置を維持するために突起４９を有
している。

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を通つて右心室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３３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（ｚ方
向）に平行になる。

これらの電極が導線の軸線に沿つて互いに離間
している、すなわちｚ方向に沿つた分極の通常の
軸線にほぼ平行になつている場合でも、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。両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。従つて、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
点を折表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４
４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、コネクタヘツドアツセ
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ツドアツ
センブリ部品を構成している材料は、体液に浸つ
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つた体液が
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に極小値から極大
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、心房壁上に直接配置
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、ペ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つて
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D₁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軸ペ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２mm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１mmのオーダーでなけれ
ばならない。

絶縁されたフイラメント部４７になつている環
状電極の間隔D₃は、最適な場合に２〜３mm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つている。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４〜５mm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つて
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、ｚ面、すなわち波頭に平行な方向に両電極の
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（円周方向）の方向性
に応じて減算処理することによつて信号差を得る
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。従つて、基本的
には、両電極５６，５８をフイラメント４４の軸
線に沿つて、すなわち、フイ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５６，５
８間の最適な間隔は、フイ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（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
つた場合、ほ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
テーテルフイラメント４４の角度方向位置（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D_K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D₁すなわち、電極５６，５８の長さは、
ｚ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D₁の面積は６mm²でなければならない。

絶対的な最適形状フアクターは、細胞外電場形
状のｘおよびｚの両変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、両電極５６，５８と絶縁フイラメン
ト５７が電場形状に及ぼす影響である。相当数の
測定を科学的に行つたが、測定資料はこの問題の
一部の解決にしかならなかつた。しかし、電極の
軸線と伝播方向との間の角度がはつきりとわから
ないので、D₅とD₁の寸法を同じ６mm²にするのが
おそらく最も適している。６mm²の表面積を達成す
るには、D₁およびD₅の寸法を約2.5mm×2.5mm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３mm以上離し
て配置しなければならない。第５Ａ図および第５
Ｂ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
適な折表案である他の実施例を示している。本実
施例は、心房壁２４に関してフイラメント４４の
回転する可能性を考慮し、部分円形の電極５６′，
５８′をフイラメント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３Ｂ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、カテーテルフイラメント４
４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２
４との間にある絶縁性カテーテルフイラメント５
７′によつ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
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、フイラメン
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
点はそれほどはつきりしない。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３mm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７
Ｂ図に示されたカテーテル電極５６″および５
８″の実施例であろう。カテーテルは湿つた環境
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
限によつて、ｚ軸で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、フイラメント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″，５
８″の表面積を４〜６mm²に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つた電気伝導性環境の結果
生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、フイ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、フイラメントの
直径D₂が２mmの範囲にある場合、電極の幅D₁を
約1.27mmとし、半円周寸法D₅をフイラメントの周
囲の長さで約3.14mmにすると、ペースメーカ装置
にとつて許容できる最小の４mm²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、従つて、全ての点で単なる実例であつて制
限ではなく、本発明の範囲は特許請求の範囲によ
つて示され、特許請求の範囲の均等物は本発明に
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クラフであ
る。第１Ｂ図は、心房壁に沿つて進行する細胞外
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６
Ａ図および第６Ｂ図は、フイ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つ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、３５……右心室、３６……洞房間結節、
４０……カテーテル、４２……３軸コネクタ、４
４……フイラメント、４６，４８，５０，５６，
５８……電極。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ (a) 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と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
   単一の絶縁性フイラメント４４と、 (b) この絶縁性フイラメント４４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電極５０と、 (c) 患者の心臓の心房における細胞内活動電位に
   伴う細胞外波形を表す特定の特徴を有する心房
   分極を検知するための絶縁性フイラメント４４
   の基部の第１電極５０から長手方向に離れた位
   置で且つ互いに長手方向に離間して配置された
   第２電極４６および第３電極４８と、 (d) 第１電極５０、第２電極４６および第３電極
   ４８を各々心臓ペーサに接続する絶縁性フイラ
   メント４４の内部にある各電気導体とを有し、 (e) 第２電極４６および第３電極４８は拍動のＰ
   波を表す入力信号を心臓ペーサに伝達し、 (f) 心臓ペーサは、上記入力信号に対応して第１
   電極５０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うになつている、 患者の心臓中に埋め込まれる心臓ペーサを含む
   心臓ペースメーカーシステムで用いられるカテー
   テルにおいて、 (g) 負のピーク値１８から正のピーク値１６まで
   の偏向値１８−１６で定義される患者の心臓の
   心房表面に沿つて伝播する細胞外電位を表す上
   記特定の特徴を感応・検知するように第２電極
   ４６と第３電極４８とを長手方向に互いに離反
   させ、 (h) この離反距離D₃は、検出された患者の心臓
   の心房における活動電位に伴う細胞外波形の負
   のピーク値１８から正のピーク値１６までの偏
   向長さ１８−１６と実質的に同じ長さであり、 (i) 第２電極４６と第３電極４８とは患者の心臓
   の組織媒体を通る活動電位の上記特定の特徴に
   対応した生体電波頭の電場の平均化が最小とな
   るように調整された寸法を有しており、 (j) 電位を伝播する組織媒体に曝されている第２
   電極４６および第３電極４８の各表面積が約３
   mm²〜約７mm²である、 ことを特徴とするカテーテル。 ２ 上記表面積が約４mm²〜約６mm²である請求項１
   に記載のカテーテル。 ３ 各電極が絶縁フイラメント４４の廻りに円周
   状に伸びた円環状電極である請求項１または２に
   記載のカテーテル。 ４ 円環状電極が約１mm〜約６mmの長さを有する
   絶縁フイラメント部分４７によつて長手方向に互
   いに分離されている請求項１〜３のいずれか一項
   に記載のカテーテル。 ５ 円環状電極が約２mm〜約３mmの長さを有する
   絶縁フイラメント部分４７によつて長手方向に互
   いに分離されている請求項４に記載のカテーテ
   ル。 ６ 円環状電極が約４mm〜約５mmの長さを有する
   絶縁フイラメント部分４７によつて長手方向に互
   いに分離されている、加齢した心筋組織を有する
   患者で使用される活動電位に伴う細胞外電位の信
   号減衰を最小にした請求項４に記載のカテーテ
   ル。 ７ 第２電極４６および第３電極４８が絶縁フイ
   ラメント４４の互いに反対側に配置されている請
   求項１または２に記載のカテーテル。 ８ 第２電極４６および第３電極４８が絶縁フイ
   ラメント４４の外周の約半分の長さを有する半円
   形の電極である請求項７に記載のカテーテル。