JP2001245991A

JP2001245991A - 生体植設用電極リードおよびそれを用いる生体植設用医療器具

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Publication number: JP2001245991A
Application number: JP2000060668A
Authority: JP
Inventors: Katsuhiro Shirakawa; 勝啓白川; Nobuzo Ishizuka; 宣三石塚; Fuminori Tsuboi; 文則坪井
Original assignee: Terumo Corp
Current assignee: Terumo Corp
Priority date: 2000-03-06
Filing date: 2000-03-06
Publication date: 2001-09-11
Anticipated expiration: 2020-03-06
Also published as: US20030088302A1; EP1177811A4; EP1177811A1; JP3977569B2; US6950710B2; WO2001066181A1

Abstract

(57)【要約】【課題】生体植設用電極リードに用いる電極リードが、
完全断線する前の早い段階で、断線の予兆を発見し報知
することのできる電極リードを提供すること、および、
それを用いたより安全に使用できる生体植設用医療器具
を提供することである。【解決手段】電気抵抗の大きい導体ワイヤ２３、２７と
電気抵抗の小さい導体ワイヤ４０、４４をそれぞれ並列
に接続した生体植設用電極リードのうちの低強度の導体
ワイヤ２３または２７のうちの１本が断線した時点で、
生体植設用電極リードの電気抵抗変化を検出し報知する
ことにより、生体植設用電極リード全体が断線する前の
予兆を発見できる。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、植込型心臓ペース
メーカや植込型除細動装置と共に使用する生体植設用電
極リードおよびそれを用いた生体植設用医療器具に関す
る。

【０００２】

【従来の技術】従来より、植込型心臓ペースメーカや植
込型除細動装置と共に使用される多くの種類の生体内へ
植え込み可能な電極リード（以下、生体植設用電極リー
ドと呼ぶ）が知られている。

【０００３】一般に、生体植設用電極リードは、心臓に
電気的刺激を与えるもしくは心臓の電気的興奮を感知す
るための電極、心臓ペースメーカ（または除細動装置）
と電気的に接続するための電気コネクタ、電極と電気コ
ネクタとを接続し電極と心臓ペースメーカ（または除細
動装置）間で電気信号を伝えるための電気導体ワイヤと
それを被覆する電気絶縁膜からなるリードボディから構
成されている。

【０００４】また、生体植設用電極リードは、その電極
とリードボディの一部が、心臓および静脈内に挿入さ
れ、残りのリードボディと電気コネクタは、静脈外に置
かれ、心臓ペースメーカまたは植込型除細動装置の接続
用ハウジングに接続されている。

【０００５】ここで、生体植設用電極リード用のリード
ボディの例としては、たとえば、特開平１１−３３３０
００号公報に示されるように絶縁被覆膜が施された複数
の導体ワイヤを並列結合した双極タイプを使用するもの
があり、これら導体ワイヤをコイル状に絶縁平行巻きし
て、その外側にシースを被せたリードボディとしてい
る。

【０００６】また、他の一般的なリードボディとして
は、平均径が異なる２種類の導体コイルとそれぞれの導
体コイル間に位置する絶縁シースとリードボディの最も
外周に位置するシースから構成される同軸構造もある。

【０００７】なお、生体植設用電極リードとして複数の
導体ワイヤからなる双極タイプが用いられるのは、導体
ワイヤのうちの１本が万が一切断されても他の導体ワイ
ヤが正常に接続していれば、心臓ペースメーカからの電
気信号を生体組織へ継続して伝達できるためである。

【０００８】また、生体植設用電極リードとしては、導
体ワイヤ中におけるエネルギロスが小さいものが望まれ
ており、そのために同じ低抵抗を有する２本の導体ワイ
ヤが使用されている。

【０００９】しかし、後述するように従来の低抵抗導体
ワイヤ２本を使用する生体植設用電極リードでは、その
うちの１本が万が一断線しても断線による電気抵抗の変
化が小さいため、生体植設用電極リードを生体に植え込
んだ後に外部から電気抵抗の変化によって断線を検出す
ることはかなり困難であった。

【００１０】このことを、図１４と図１５を用いて詳し
く説明する。

【００１１】図１４に２本の低抵抗の導体ワイヤを並列
結合した双極タイプの生体植設用電極リードを生体組織
と接続した例を示す。生体植設用電極リード６０のリー
ドボディは、チップ電極側リード抵抗６１とリング電極
側リード抵抗６２の２つの部分から構成されており、生
体植設用電極リード６０と生体組織とはチップ電極４と
リング電極３によって接続され、生体組織と生体植設用
電極リード６０とは、電気的には、ほぼ図１４に示すよ
うな直列結合の構成となっている。また生体植設用電極
リード６０は、植込型心臓ペースメーカとはコネクタピ
ン１およびコネクタリング２とで接続されている。

【００１２】ここで、チップ電極側リード抵抗６１とリ
ング電極側リード抵抗６２は、それぞれ同じ抵抗値（Ｒ
₁）を有する導体ワイヤ２本から構成されており、植込
型心臓ペースメーカに用いられる場合の抵抗値Ｒ₁は、
たとえば１６Ω程度の低抵抗導体ワイヤが使用されてい
る。また、生体組織の生体電気抵抗３２は、１０００Ω
程度である。

【００１３】そこで、上述の使用条件で、４本の導体ワ
イヤのうちチップ電極側リード抵抗６１の導体ワイヤ１
本が断線した場合の抵抗変化を求めた例を図１５に示
す。図１５（ａ）は、断線前後の各電気抵抗変化を示し
たものであり、チップ電極側リード抵抗６１は、断線前
の７．８８Ωから断線後は１５．７６Ωに増加する。

【００１４】図１５（ｂ）は、図１５（ａ）に基づき全
電気抵抗変化を求めたものである。断線後の全電気抵抗
（１０２３．６３Ω）は、断線前（１０１５．７６Ω）
に比べ若干増加しているが、その増加率は１％程度（断
線前後の全電気抵抗比１．００８）とわずかである。ま
た生体電気抵抗は、数１０Ω程度の変動を示すこともあ
り、１％の抵抗増加から断線を予測するのは、かなり難
しい作業といえる。

【００１５】一方、この他の双極タイプの生体植設用電
極リードのリードボディとしては、平均径が異なる２種
類の導体コイルと、それぞれの導体コイル間に位置する
絶縁シースと、リードボディのもっとも外周に位置する
シースから構成される同軸構造もある。

【００１６】ただし、従来の同軸構造のように、同じ極
の導体ワイヤが互いに絶縁されていない場合には、隣り
合う導体ワイヤ間で接触抵抗の影響を大きく受け、ま
た、この接触抵抗は、生体内におけるリードの動きや変
形などにより変動するため、外部から抵抗変化によって
早期に検出することが困難を要する場合があった。

【００１７】しかしながら、心臓ペースメーカや植込型
除細動装置に使用する生体植設用電極リードが完全に断
線すると、患者が必要とする治療ができなくなり、死亡
など最悪の事態をもたらす恐れがある。そのため、完全
断線する前の早い段階で生体植設用電極リードの断線の
予兆を発見することが望まれる。

【００１８】

【発明が解決しようとする課題】本発明は、上述の従来
技術の問題点に鑑みなされたものであり、その目的は、
双極タイプの絶縁平行巻きコイル構造を有する生体植設
用電極リードにおいて、その電気抵抗を小さく維持する
ことができ、しかも、同じ電極に配置される複数の導体
ワイヤのうちの１本の導体ワイヤが、万が一断線した時
点において、断線により生じる電気抵抗の変化を接触抵
抗の影響を受けることなく検出し、完全断線する前の早
い段階で、生体植設用電極リードの断線の予兆を報知す
ることのできる生体植設用電極リードを提供することで
ある。

【００１９】また、別の目的は、その生体植設用電極リ
ードを用いたより安全に使用することのできる生体植設
用医療器具を提供することである。

【００２０】

【課題を解決するための手段】上記課題を達成するため
の本発明の生体植設用電極リードは、以下のような構成
を有する。

【００２１】すなわち、電気刺激を生体に伝えるか、生
体からの電気信号を感知するか、または双方を行うため
に生体の所定部位に植設された少なくとも１つの電極を
設けた遠位端と、生体植設用医療器具と接続するための
接続手段を設けた近位端と、前記遠位端と前記近位端の
間に設けられ、前記電極と前記接続手段とを電気的に接
続するためのリードボディを有する生体植設用電極リー
ドであって、前記リードボディは、互いに異なる機械的
特性を有し、かつ、互いに絶縁処理された複数のワイヤ
を含み、前記複数のワイヤは、前記少なくとも１つの電
極ごとに、電気的に並列に接続されていることを特徴と
する生体植設用電極リード。

【００２２】また好ましくは、前記複数のワイヤとは、
互いに異なる電気抵抗を有するワイヤである。

【００２３】また好ましくは、前記ワイヤは、１種以上
の金属材料または合金材料によって形成された単一層を
有するワイヤ、または、１種以上の金属材料または合金
材料によって形成された異なる単一層を複数層有する複
合ワイヤ、である。

【００２４】また好ましくは、前記異なる単一層を複数
層有する複合ワイヤは、異なる種類の金属材料または合
金材料によって形成される複数の種類の単一層を積層し
たものまたは前記複数の種類の単一層のうちの第１の単
一層を前記複数の種類の単一層のうちの第２の単一層で
被覆したクラッド構造を有する。

【００２５】また好ましくは、前記複数のワイヤは互い
に異なる材質を有する。

【００２６】また好ましくは、前記複数のワイヤのうち
の第１のワイヤは、電気抵抗率が５μΩ・ｃｍより小さ
く、第２のワイヤは、電気抵抗率が５μΩ・ｃｍ以上で
ある。

【００２７】また好ましくは、前記複合ワイヤは、電気
抵抗率が５μΩ・ｃｍより小さい金属材料または合金材
料によって形成された第１の単一層と電気抵抗率が５μ
Ω・ｃｍ以上の金属材料または合金材料によって形成さ
れた第２の単一層を有する。また好ましくは、前記複合
ワイヤの前記第１の単一層には銀を含み、前記第２の単
一層にはコバルト合金を含む。

【００２８】また好ましくは、前記リードボディは、前
記互いに絶縁処理された複数のワイヤをヘリカル状に平
行巻きとする。

【００２９】上記目的を達成するために、本発明の生体
植設用医療器具は、以下の構成を有する。

【００３０】すなわち、所定部位に植設される電極と、
この電極と電気的に接続されるリードボディを有する生
体植設用電極リードを用いた生体植設用医療器具であっ
て、前記リードボディは、互いに異なる機械的特性を有
し、かつ、互いに絶縁処理された複数のワイヤを含み、
前記複数のワイヤは、前記少なくとも１つの電極ごと
に、電気的に並列に接続することによって形成されてお
り、前記異なるワイヤのうちの少なくとも１つが破損し
ていることを判別し報知する報知手段を有する。また好
ましくは、前記電極が植設されている生体の運動状態あ
るいは姿勢を計測する計測手段を、更に、有する。

【００３１】また好ましくは、前記報知手段は、前記複
数のワイヤ全体の電気抵抗の変化に基づいて変化するパ
ラメータを測定し、予め設定しておいた基準パラメータ
と比較し、前記基準パラメータよりも前記パラメータが
小さい場合に、前記複数のワイヤのうちの少なくとも１
つが破損していると報知する。

【００３２】また好ましくは、前記パラメータは、電
流、周波数、または時間のうちのいずれか１つを含む。

【００３３】また好ましくは、前記計測手段は、更に加
速度を測定する加速度センサ手段を有し、前記加速度セ
ンサ手段の測定結果に基づいて前記生体の運動状態ある
いは姿勢を計測する。

【００３４】また好ましくは、更に、記憶手段を有し、
前記計測手段による計測結果が所定条件を満たしたとき
に前記記憶手段への記録を行う。

【００３５】また好ましくは、前記リードボディは、前
記互いに絶縁処理された複数のワイヤをヘリカル状に平
行巻きとする。

【００３６】

【発明の実施の形態】以下に、図面を参照して、本発明
の好適な実施の形態を例示的に詳しく説明する。ただ
し、この実施の形態に記載されている構成要素の相対位
置、数値などは、特に特定的な記載がない限りは、本発
明の範囲をそれらのみに限定する趣旨のものではない。

【００３７】［生体内植設用電極リードの第１の実施形
態］ [心臓ペースメーカと生体内植設用電極リードの全体構
成]図１は、本発明の第１の実施の形態である双極型の
生体内植設用電極リード１０と心臓ペースメーカ８の全
体を示した外観図である。

【００３８】図１において、生体内植設用電極リード１
０は、心臓に固定する遠位端にチップ電極４と外周面に
リング電極３とを備えており、心臓ペースメーカ８と接
続する近位端にコネクタピン１と外周面にコネクタリン
グ２とを備えており、またそれらを電気的に接続する所
定の長さの可撓性を備えるリードボディ５から構成され
ている。

【００３９】チップ電極４は、コネクタピン１と接続さ
れ、リング電極３は、コネクタリング２と接続されてい
る。このコネクタピン１、コネクタリング２は、心臓ペ
ースメーカ８や植込型除細動装置（図示せず）のコネク
タキャビティ９に機械的、電気的に着脱自在に接続され
ている。

【００４０】チップ電極４の近傍には、生体内植設用電
極リード１０を心内膜に固定するために心膣内の肉柱や
腱策に引っ掛かるようにして不動状態にするための形状
部（図示せず）を有する心内膜固定手段６が設けられて
いる。

【００４１】また、スリーブ７は、リードボディ５を静
脈挿入部近傍にて生体組織に固定する際のリードボディ
５を保護するためのものであり、リードボディ５の長手
方向に沿って可動となるようにリードボディ５の外周に
取り付けられている。リードボディ５は、スリーブ７の
外周とともに生体組織に縫合されて固定される。

【００４２】[双極型の生体内植設用電極リード]次に、
リードボディ５を構成する導体コイルや導体ワイヤにつ
いて図２〜図４を用いて説明する。

【００４３】図４は、図１におけるリードボディ５のＡ
−Ａ線矢視部分断面図である。リードボディ５は、絶縁
コーティングが施された導体ワイヤ２０、２３、２６、
２７をヘルカル状に巻いた絶縁４条平行巻き構造の導体
コイル４２と導体コイル４２を絶縁被覆する絶縁シース
４１とから構成され、鎖骨と第一肋骨との間で繰り返し
受ける圧搾力を軽減するために細くなっている。

【００４４】また、導体コイル４２は、４本の導体ワイ
ヤから構成され、このうちの２本が図２（ａ）に示す電
気抵抗の小さい低抵抗導体ワイヤ２０、２６であり、残
りの２本が図２（ｂ）に示す電気抵抗の大きい高抵抗導
体ワイヤ２３、２７である。これら４本の導体ワイヤ
を、図４（ａ）および（ｂ）に示す絶縁４条平行巻き構
造とすることにより、リードボディ５が変形したときに
各導体ワイヤにかかる内部応力を軽減する。

【００４５】ここで、４本の導体ワイヤのうちの２本
（低抵抗導体ワイヤ２０と高抵抗導体ワイヤ２３）が、
図３に示すようにコネクタピン１とチップ電極４との間
で並列接続されチップ電極側リード抵抗３１を構成し、
残りの２本（低抵抗導体ワイヤ２６と高抵抗導体ワイヤ
２７）が、コネクタリング２とリング電極３との間で並
列接続され、リング電極側リード抵抗３３を構成する。

【００４６】なお、２本の低抵抗導体ワイヤ２０、２６
と２本の高抵抗導体ワイヤ２３、２７の配列は、図４
（ａ）と（ｂ）に示す何れの形態も選択可能である。

【００４７】次に、図２を用いて、低抵抗導体ワイヤ２
０、２６および高抵抗導体ワイヤ２３、２７について説
明する。低抵抗導体ワイヤ２０、２６の第１層（外層）
は、コア部を外部と絶縁するための絶縁被覆膜２２であ
り、フッ素樹脂材料が用いられている。第２層（コア
部）は、電気信号を送信するもので、銀、銅などの電気
抵抗率の低い材料（第２の金属材料２１）からなり、こ
こでは、銀が用いられている。

【００４８】また、高抵抗導体ワイヤ２３、２７の第１
層（外層）にもコア部を外部と絶縁するためフッ素樹脂
材料からなる絶縁被覆膜２２が用いられている。第２層
（コア部）は、電気信号を送信するもので、銀、銅など
に比べて電気抵抗率の高いステンレス、コバルト基合金
などの材料（第２の金属材料２４）からなり、ここで
は、耐食性および機械特性に優れたコバルト基合金であ
るＭＰ３５Ｎが用いられている。

【００４９】次に、図３を用いて、２本の低抵抗の導体
ワイヤを並列結合した双極型の生体内植設用電極リード
１０を生体組織および植設用心臓ペースメーカに接続し
た例を示す。

【００５０】生体植設用電極リード１０のリードボディ
は、チップ電極側リード抵抗３１とリング電極側リード
抵抗３３の２つの部分から構成されており、生体植設用
電極リード１０と生体組織とはチップ電極４とリング電
極３によって接続され、生体組織と生体植設用電極リー
ド１０とは、電気的には、ほぼ図３に示すような直列結
合の構成となっている。また生体植設用電極リード１０
は、植込型心臓ペースメーカとはコネクタピン１および
コネクタリング２とで接続されている。

【００５１】ここで、チップ電極側リード抵抗３１は低
抵抗導体ワイヤ２０と高抵抗導体ワイヤ２３と、リング
電極側リード抵抗３３は低抵抗導体ワイヤ２６と高抵抗
導体ワイヤ２７から構成されており、本実施の形態で
は、図５に示すように低抵抗導体ワイヤ２０と高抵抗導
体ワイヤ２３を用いたコイルの長さは５５０ｍｍであ
り、このときの抵抗は、それぞれ４．０６Ω、２５８．
５５Ωである。また、生体組織の生体電気抵抗３２は、
１０００Ω程度である。

【００５２】[生体植設用電極リードの機械的強度]ここ
で、生体植設用電極リード１０を生体組織に取り付けた
図３の状態で、生体植設用電極リード１０に繰り返し引
っ張り応力が働くことにより、生体植設用電極リード１
０を構成する４本の導体ワイヤのうちの１本が万が一破
断する場合について考えてみる。なお、低抵抗導体ワイ
ヤ２０、２６の引張強度は２９０ＭＰａであり、高抵抗
導体ワイヤ２３、２７の引張強度は５２０ＭＰａであ
る。

【００５３】このような条件下で、生体植設用電極リー
ド１０に繰り返し引っ張り応力が働いた場合、２本の低
抵抗導体ワイヤ２０、２６のどちらか１本が最初に破断
すると考えられる。

【００５４】[低抵抗導体ワイヤ破断時の全電気抵抗変
化]そこで、図３の条件で、低抵抗導体ワイヤ２０が破
損した時に生じる電気抵抗変化を求めた例を以下に示
す。

【００５５】ここで、生体植設用電極リード１０と生体
組織から構成される全電気抵抗（Ω）は、（１）式で与
えられる。

【００５６】全電気抵抗＝チップ電極側リード抵抗＋生体電気抵抗＋電極側リングリード抵抗（１）なお、生体電気抵抗は、１０００Ωとし、チップ電極側
リード抵抗あるいは電極側リングリード抵抗は、図３に
示すように２本の並列結合をした導体コイルの抵抗のみ
であるとし、電極および接合部における抵抗は無視す
る。

【００５７】（１）式を用い、図５の条件で、チップ電
極側リード抵抗３１の低抵抗導体ワイヤ２０が断線した
場合の抵抗変化を求めた結果を図６に示す。

【００５８】図６（ａ）は、各部分の断線前後の抵抗変
化を示したものであり、チップ電極側リード抵抗６１
は、断線前後で４．０６Ωから２５８．５５Ωに増加す
る。その結果、図６（ｂ）に示すように全電気抵抗は、
断線前の１００８．１３Ωから断線後１２６２．６１Ω
に増加し、断線により抵抗が２５％増加している（断線
前後の全電気抵抗比１．２５）。

【００５９】この結果を、前述の図１５と比較すると、
に同じ低抵抗導体ワイヤ２本用いた場合（図１５）で
は、抵抗増加は１％なのに対し、本実施の形態のように
異なる抵抗値を有する導体ワイヤを使用することにより
破断前後で抵抗変化を２５％まで増加することができ
る。そのため、生体電気抵抗が若干変化しても、低抵抗
導体ワイヤ１本が断線したことを破断前後の抵抗測定か
ら推測することができる。

【００６０】なお、本実施形態の断線前の全電気抵抗
（１００８．１３Ω）は、低抵抗導体ワイヤを用いてい
る従来の全電気抵抗（１０１５．７６Ω）と比較して、
１％しか増加しておらず、本実施形態の生体内植設用電
極リード１０は、従来程度の低抵抗を維持できることが
判る。

【００６１】以上の説明した例は、本実施の形態をコネ
クタピン１とコネクタリング２との間で、即ち双極モー
ドでの抵抗測定であるが、リング電極３あるいはチップ
電極４から他の基準点、例えば心臓ペースメーカ本体ケ
ースとの間、即ち単極モードでの抵抗測定でも同様な効
果があることは容易に理解できよう。

【００６２】［生体内植設用電極リードの第２の実施形
態］次に、図７〜図１０を用いて本発明の第２の実施の
形態である生体内植設用電極リード１１について説明す
る。

【００６３】第２の実施形態と第１の実施形態生体内植
設用電極リード１０との違いは、図７（ａ）に示す生体
内植設用電極リード１１を構成する導体コイル４３に使
用される低抵抗導体ワイヤ４０、４４のみであり、図７
（ｂ）に示す高抵抗導体ワイヤ２３、２７やその他のの
構成、構造、動作などは、第１の実施の形態と全く同様
であり、同様の構成については、同じ符号を付して、そ
の説明を省略する。

【００６４】ここで、低抵抗導体ワイヤ４０、４４は、
図７（ａ）に示すように３層構造になっている。第１層
（外層）は、フッ素樹脂材料で作製された絶縁被覆膜２
２であり、第２層（第１コア部）は、電気抵抗率が比較
的高い第１の金属材料２４、例えば、ステンレス、コバ
ルト基合金などで作製されており、耐食性および機械的
特性に優れている。

【００６５】また第３層（第２コア部）は、電気抵抗率
の低い第２の金属材料２１、例えば、銀、銅などで作製
されており、第２層と第３層を電気的に接触させること
により、導体ワイヤ全体としての電気抵抗を低く抑えて
いる。本実施の形態では、第２の金属材料２４としてコ
バルト基合金であるＭＰ３５Ｎを、第１の金属材料２１
として電気抵抗率が低い銀を用いている。

【００６６】なお、本実施形態で、図７（ａ）の３層構
造の低抵抗導体ワイヤ４０を用いたのは、破壊強度の低
い銀ワイヤをコバルト基合金（ＭＰ３５Ｎ）で被覆する
ことにより、銀ワイヤを保護し、また銀ワイヤ作製時に
銀表面に入る欠陥を低減するためであり、低抵抗導体ワ
イヤ４０は、高抵抗導体ワイヤ２３に比べれば低いもの
の低抵抗導体ワイヤ２０に比べ破壊強度が若干高くなっ
ている。

【００６７】ここで、２本の低抵抗導体ワイヤ４０、４
４と２本の高抵抗導体ワイヤ２３、２７を用いた導体コ
イル４３の配列は、図９（ａ）と（ｂ）に示す何れの形
態も選択可能である。

【００６８】また、生体植設用電極リード１１を生体組
織と接続したときの構成は、図９の通りであり、低抵抗
導体ワイヤ４０、４４の抵抗は、導体コイルの長さ５５
０ｍｍの本実施形態の場合１５Ωであり、その他の抵抗
は、図９に記載した第１の実施形態と同じ値である。

【００６９】[低抵抗導体ワイヤ破断時の全電気抵抗変
化]次に、生体植設用電極リード１１を生体組織に取り
付けた図８の状態で、前述のように生体植設用電極リー
ド１１に繰り返し引っ張り応力が働くことにより、生体
植設用電極リード１１を構成する４本の導体ワイヤのう
ちの１本が万が一破断する場合について考えてみる。

【００７０】なお、低抵抗導体ワイヤ４０、４４の引張
強度は、高抵抗導体ワイヤ２３、２７の引張強度より低
いため、このような条件下で、生体植設用電極リード１
１に繰り返し引っ張り応力が働いた場合、２本の低抵抗
導体ワイヤ４０、４４のどちらか１本が最初に破断する
と考えられる。

【００７１】そこで、図８の条件で、低抵抗導体ワイヤ
４０が破損した時に生じる電気抵抗変化を求めた結果を
図１０に示す。

【００７２】図１０（ａ）は、断線前後の抵抗変化を示
したものであり、チップ電極側リード抵抗５１は断線前
の１４．８５Ωから断線後は２５８．５５Ωに増加し、
（１）式で求めた断線後の全電気抵抗は、図１０（ｂ）
に示すように断線前に比べて２４％増加している（断線
前後の全電気抵抗比１．２４）。

【００７３】この断線後の全電気抵抗の増加率は、第１
の実施形態で得られた結果（図６）と同じであり、第２
の実施形態でも第１の実施形態と同じ検出感度で低抵抗
導体ワイヤ４０、４４の断線を検出できることがわかっ
た。

【００７４】なお、本実施形態の断線前の全電気抵抗
（１０２９．７０Ω）は、低抵抗導体ワイヤを用いてい
る従来の全電気抵抗（１０１５．７６Ω）と比較して、
１％しか増加しておらず、本実施形態の生体内植設用電
極リード１０は、従来程度の低抵抗を維持していること
が判る。

【００７５】以上のことから、生体植設用電極リード１
０あるいは生体植設用電極リード１１のどちらを用いて
も全電気抵抗を低く抑えつつしかも万が一１本の導体ワ
イヤが破断した場合の断線を高感度で測定できることが
わかった。

【００７６】以上の実施形態では、並列接続される２本
のワイヤとして、電気抵抗や機械的特性の異なる金属材
料を用いて実現していたが、本発明の原理は、必ずしも
それぞれのワイヤに用いられる金属材料に対して異なる
特性を求めるものではない。

【００７７】同一の金属材料であっても、一方のワイヤ
を他方に対して径を細くする、あるいは一方のワイヤの
外周面に溝を付けるなど、形状に差を持たせるだけでも
電気抵抗や機械的特性の差異を持たせることが可能であ
り、結果として、早期のリード劣化を検出することが可
能となる。

【００７８】［全電気抵抗の計測］次に、本実施形態２
の生体内植設用電極リード１１を植込型の心臓ペースメ
ーカ８に接続し、生体内に取り付けたときの全電気抵抗
の計測方法について、図１１〜図１３を用いて説明す
る。

【００７９】図１１は、全電気抵抗計測回路の具体例で
あり、図１２は、図１１で使用される各信号のタイミン
グチャートを示している。なお図１２（ａ）は、生体内
植設用電極リード１０が正常に動作しているときの正常
状態を示しており、図１２（ｂ）は、生体内植設用電極
リード１０を構成する低抵抗電極ワイヤ４０が断線した
場合の異常状態を示している。

【００８０】図１１において、点線で囲んだ全電気抵抗
計測回路６０は、植込型心臓ペースメーカ８の一部とし
て組み込まれているものであり、実践で囲んだ部分は、
図３または図８と同じで生体内植設用電極リード１０を
用いて植込型心臓ペースメーカ８を生体組織への接続す
る回路である。

【００８１】すなわち、植込型心臓ペースメーカ８と生
体内植設用電極リード１０は、コネクタピン１およびコ
ネクタリング２とコネクタキャビティ９により接続され
ている。また、全電気抵抗計測回路６０の電源として、
ＣＯＭ６１を基準（０Ｖ）として、ＶＳＳ６２側に−
２．８[Ｖ]が与えられている。

【００８２】まず、全電気抵抗計測回路６０の構成を説
明する。ＦＥＴ５１は、ペーシングパルスを出力するス
イッチング用トランジスタであり、ＯＰ５７はオペアン
プ、ＣＯＭＰ６３は比較回路である。また、ＡＮＤ７０
はアンド回路であり、ＦＦ６７は、フリップフロップ回
路であり、Ｃ５８は、１０μＦの出力コンデンサであ
る。Ｒ７〜Ｒ１２は抵抗であり、それぞれ、Ｒ７は１０
Ω、Ｒ８は１ＭΩ、Ｒ９は１ＭΩ、Ｒ１０は４９０ｋ
Ω、Ｒ１１は１０ｋΩ、Ｒ１２は１ＭΩの抵抗値を有し
ている。

【００８３】次に、全電気抵抗計測回路６０による電気
抵抗計測動作例を説明する。

【００８４】［ＰＴＲＧローレベル時のＯＰ出力：ＩＳ
ＮＳ（０）］ＦＥＴ５１へのペーシングトリガ信号ＰＴ
ＲＧ５２は、通常は図１２（ａ）に示すようにローレベ
ル(ＶＳＳ：−２．８Ｖ)であり、ｔ１〜ｔ２間で示すパ
ルス信号入力のときのみハイレベル（ＶＳＳ：０Ｖ）と
なっており、ＰＴＲＧ５２がローレベルの状態では、Ｆ
ＥＴ５１は、オフ状態となっている。また、アフタパル
ス信号ＡＦＴ５５は、通常はハイレベル(ＣＯＭ：０Ｖ)
であり、このときＦＥＴ５３は、オフ状態となってい
る。

【００８５】このＦＥＴ５１およびＦＥＴ５３がオフ状
態では、Ａ点５４にはＣＯＭ→Ｒ８→Ｂ点５５→Ｒ９経
由の電流のみが流れ、ＦＥＴ５１を経由する電流は流れ
ない。

【００８６】ここで、Ｒ８、Ｒ９は、Ｂ点５６の動作点
をＯＰアンプ５７やコンパレータ６３等の基準電圧ＡＧ
に等しくするためのバイアス回路を構成している。基準
電圧ＡＧは、電源電圧の中間点、即ちＶＳＳ／２にとら
れている。

【００８７】Ｒ８、Ｒ９≫Ｒ７より、Ｒ７における電圧
降下は、ほぼ０であり、Ｂ点５６の電位は、ＶＳＳ／２
である。従って、この時のＯＰ５７出力：ＩＳＮＳ
（０）は、（２）式となる。

【００８８】ＩＳＮＳ（０）＝ＶＳＳ／２（２）＜ＰＴＲＧハイレベル時のＯＰ出力：ＩＳＮＳ（Ｉ）＞
次に、ペーシングトリガ信号ＰＴＲＧ５２が図１２
（ａ）に示されるパルス信号（ハイレベル：０Ｖ)とし
て入力されると、ＦＥＴ５１は、オン状態となり、出力
コンデンサＣ５８（１０μＦ）を通して、ペーシングパ
ルスがコネクタリング２とコネクタピン１間に発生す
る。

【００８９】この時の電圧、即ちペーシング電圧Ｖｐ
は、コネクタリング２を基準にとると、コネクタピン１
は−２．８[Ｖ]となる。この時に流れる電流、即ちペー
シング電流Ｉｐは、ＣＯＭ→コネクタリング２→リング
電極３→チップ電極４→コネクタピン１→ＣO→ＦＥＴ
１→Ｒ７→ＶＳＳという経路を通る。

【００９０】従って、ＦＥＴ１とＲ７の間の電位（Ａ点
５４）は、ＶＳＳを基準とすると、（３）式で与えられ
る。

【００９１】Ｖ（Ｉ）＝Ｉｐ・Ｒ７（３）また、Ｒ８とＲ９の接続部Ｂ点５６の電位ＩＳＮＳ
（Ｉ）は、ペーシング電流Ｉｐに対してＲ８、Ｒ９経由
の電流は充分小さいため（４）式で与えられる。

【００９２】ＩＳＮＳ（Ｉ）＝（Ｖ（Ｉ）＋ＶＳＳ）／２（４）ここで、ＯＰ５７による利得をＧ（＝５０倍）とする
と、（４）式と（２）式からペーシング電流Ｉｐが
（５）式から求まる。

【００９３】Ｖ（ＩＳＮＳ）＝Ｇ［ＩＳＮＳ（Ｉ）−ＩＳＮＳ（０）］＝Ｇ・Ｖ（Ｉ）／２＝Ｇ・Ｉｐ・Ｒ７／２（５）すなわち、ペーシング電流Ｉｐは、（６）式となる。

【００９４】Ｉｐ＝２・Ｖ（ＩＳＮＳ）／（Ｇ・Ｒ７）（６）したがって、全電気抵抗ＺＬ（＝｜Ｖｐ／Ｉｐ｜）
は、（６）式を用いて（７）式で表せる。

【００９５】ＺＬ＝｜Ｖｐ／Ｉｐ｜＝Ｖｐ・Ｇ・Ｒ７／（２・Ｖ（ＩＳＮＳ））（７）ここで、Ｖｐ＝−２．８[Ｖ]、Ｒ７＝１０[Ω]、Ｇ＝５
０を代入すると、全電気抵抗ＺＬは、式８で求められ
る。

【００９６】ＺＬ＝７００／Ｖ（ＩＳＮＳ）（８）＜全電気抵抗の測定：Ｖ（ＩＳＮＳ）＞従って、全電気
抵抗を計測して、生体内植設用電極リード１０の低抵抗
導体ワイヤ４０が１本断線したことを知るには、（８）
式より、Ｖ（ＩＳＮＳ）の変化を測定すればよいことが
判る。

【００９７】ただし、厳密にはペーシングパルス期間内
に、ペーシング電流によるＣ５８への充電などによって
電圧が次第に上昇する。そこで、出力コンデンサＣ５８
として１０μＦ程度を用い、ペーシングパルスの発生初
期に計測すれば、計測値への影響は無視することができ
る。

【００９８】ペーシングパルスが終了した後は、図示し
ないＡＦＴ信号が所定の期間（数１０ｍｓ）ローレベル
となり、ＦＥＴ５３をオン状態にすることにより、Ｃ５
８に蓄積された電荷を放電させ、負荷の状態を初期状態
に戻して、次の測定に備える必要がある。

【００９９】＜Ｖ（ＩＳＮＳ）を用いた断線診断＞次
に、Ｖ（ＩＳＮＳ）を用いた断線診断法を説明する。Ｖ
（ＩＳＮＳ）は、（８）式より、（９）式で求められ
る。

【０１００】Ｖ（ＩＳＮＳ）＝７００／ＺＬ（９）ここで、図１０の計算結果から、正常状態すなわち断線
前の全電気抵抗Ｚを１０２８[Ω]、異常状態すなわち低
抵抗導体ワイヤ１本が断線の全電気抵抗Ｚを１２７１
[Ω]とすれば、断線前後のＯＰ５７の出力Ｖ（ＩＳＮ
Ｓ）６２は、次式となる。

【０１０１】正常状態での出力：Ｖ（ＩＳＮＳ）＝０．６８[Ｖ] 異常状態での出力：Ｖ（ＩＳＮＳ）＝０．５５[Ｖ] この結果から、正常状態での出力と異常状態での出力の
中間値０．６１[Ｖ]をＣＯＭＰ６３で断線の有無を判断
する比較電圧ＶＲＥＦ６５（＝０．６１[Ｖ]）として設
定する。

【０１０２】ここで、ＣＯＭＰ６３への入力電圧がＶ
（ＩＳＮＳ）＞ＶＲＥＦ６５の条件を満足するときを正
常状態、Ｖ（ＩＳＮＳ）＜ＶＲＥＦ６５を満足するとき
を異常状態とすれば、Ｖ（ＩＳＮＳ）の計測値を用い
て、正常状態と異常状態を判別できる。

【０１０３】次に、Ｖ（ＩＳＮＳ）６２、ＣＯＭＰ６
３、ＶＲＥＦ６５、ＡＮＤ７０およびＦＦ７７による断
線の判別方法を具体的に説明する。図１２の信号のタイ
ムチャートのｔ１〜ｔ２の期間において、ＰＴＲＧ５２
信号が出され、Ｖ（ＩＳＮＳ）６２が計測される。

【０１０４】ＣＯＭＰ６３は、入力されるＶ（ＩＳＮ
Ｓ）６２とＶＲＥＦ６５を比較し、Ｖ（ＩＳＮＳ）６２
＞ＶＲＥＦ６５となる正常状態を示すＶ（ＩＳＮＳ）信
号が入力した場合は、図１２（ａ）の正常状態を示すＣ
ＭＰＯＵＴ６９のローレベル信号（−２．８Ｖ）をｔ１
〜ｔ２の期間、出力する。

【０１０５】また、Ｖ（ＩＳＮＳ）６２＜ＶＲＥＦ６５
となる異常状態を示すＶ（ＩＳＮＳ）信号が入力した場
合は、図１２（ｂ）の異常状態を示すＣＭＰＯＵＴ６９
のハイレベル信号（０Ｖ）をｔ１〜ｔ２の期間、出力す
る。

【０１０６】次に、ＡＮＤ７０では、ｔ１〜ｔ２間にお
いて、入力信号ＣＭＰＯＵＴ６９とＭＥＳ６５の２つの
パルス信号を比較し、ＣＭＰＯＵＴ６９がローレベルで
ＭＥＳ６５がハイレベルの場合、図１２（ａ）に示すよ
うにＡＮＤＯＵＴ６６としてローレベル（−２．８Ｖ）
信号を出力する。また、ＣＭＰＯＵＴ６９がハイレベル
でＭＥＳ６５がハイレベルの場合、図１２（ｂ）に示す
ようにＡＮＤＯＵＴ６６としてハイレベル（０Ｖ）信号
をｔ１〜ｔ２の期間、出力する。

【０１０７】次に、フリップフロップＦＦ６７では、ｔ
１〜ｔ２間において、入力信号ＡＮＤＯＵＴ６９がロー
レベルの場合、図１２（ａ）に示すようにＦＡＩＬ６８
としてローレベル（−２．８Ｖ）信号を出力し、ＡＮＤ
ＯＵＴ６９がハイレベルの場合、図１２（ｂ）に示すよ
うにＦＡＩＬ６８としてハイレベル（０Ｖ）信号を出力
する。

【０１０８】そこで、図１２に示されるフリップフロッ
プＦＦ６７より出力される信号ＦＡＩＬ６８を用いて生
体内植設用電極リード１０の断線状態の判断を行い、Ｆ
ＡＩＬ６８がハイレベルのときは、異常状態（断線）と
判断し、ローレベルであれば正常状態と判断することが
できる。

【０１０９】［単極モードでの抵抗測定］以上説明して
きたものは、双極モードでの抵抗測定であるが、単極モ
ードにおいては、図１１の中のコネクタリング２、Ｒ
５、Ｒ６を削除し、リング電極３を心臓ペースメーカ本
体ケースに置き換えて考えれば良い。従って、単極モー
ドにおける抵抗測定でも同一の回路系で測定可能である
ことは容易に理解できよう。

【０１１０】なお、リード抵抗の測定は、必ずしもペー
シングパルス出力時に行わなければならないものではな
い。即ち、生体の心臓を拍動させることのできる電圧レ
ベルには下限（ペーシング閾値）があり、リード抵抗測
定時の出力パルス電圧レベルをそれ以下にすれば、ペー
シングを伴わずにリード抵抗の測定が可能になる。

【０１１１】具体的には、図１１において、リード抵抗
値におけるＦＥＴ５１のドレイン部の出力パルス電圧を
比較的低い電圧レベル（例えば、０．１（Ｖ））となる
ようにＦＥＴ５１のゲート入力信号ＰＴＲＧの電圧レベ
ルをアナログ的に制御できるようにすることで達成でき
る。（ＦＥＴ６７には、別途、従来通りのロジック信号
を入力する。）［断線の早期検出システム］ところで、生体電気抵抗
は、植込型心臓ペースメーカの植え込み直後の数日間で
は組織の炎症反応のため５００〜１０００[Ω]も変化す
る場合がある。また、植え込み後１ヶ月以上経過した安
定期においても、体動などの影響により日内変動を起こ
す場合もある。

【０１１２】そこで次に、これら生理的原因によるリー
ド電気抵抗の変動に影響されずに、導体の断線の早期検
出を可能にするシステムを提供する。

【０１１３】図１３にその一実施形態を示すブロック図
を示す。図１３において、電気抵抗計測部６０は、図１
１の電気抵抗計測回路６０を意味し、コネクタリング２
端子、コネクタピン１端子に生体植設用電極リード１１
が接続される。

【０１１４】本実施形態では、コネクタリング２端子−
コネクタピン１端子間の電気抵抗計測を行っているが、
生体植設用電極リードが単極リードの場合は、コネクタ
ピン１端子と心臓ペースメーカの外装、即ちＣＡＳＥ端
子との間の電気抵抗が計測される。

【０１１５】電気抵抗計測部６０から出力されるＶ（Ｉ
ＳＮＳ）は、ＣＰＵ７１の制御の下、Ａ／Ｄ変換器７２
によって定期的にＡ／Ｄ変換され、ＲＡＭ７３内に記憶
される。植込型の心臓ペースメーカ８には、直流出力が
可能な３軸加速度センサ７４が備わっており、この３軸
加速度センサ７４より、心臓ペースメーカ８が植え込ま
れた患者の運動状態のみならず姿勢をも検出することが
できる。

【０１１６】このセンサ出力は、Ａ／Ｄ変換器７２によ
って、前述の電気抵抗計測の近傍の時点でＡ／Ｄ変換さ
れ、Ｖ（ＩＳＮＳ）６２と時間関係が対応付けられた形
で、３軸加速度の各成分別にＲＡＭ７３内に記憶され
る。ＲＡＭ７３内に記憶されたデータは、一般的な心臓
ペースメーカに装備されているものと同様な送受信手段
７６を用いて、体外のプログラマ７５によって読み出す
ことができる。プログラマ７５で読み出されたＶ（ＩＳ
ＮＳ）６２およびセンサデータを所定の条件で分析する
ことによって、植え込まれている電極リードに異状が発
生しているかどうかを早期に知ることができる。

【０１１７】即ち、センサ出力のうち安静時、望ましく
は就寝時のパターンに着目し、その時のＶ（ＩＳＮＳ）
６２を用いることにより、患者の体動や***によって影
響されない全電気抵抗を判定が可能となる。

【０１１８】この就寝時のパターンは、体動による交流
成分が無く、かつ、３軸加速度成分のうち、進行方向成
分がｇ（重力加速度）、これに直交する成分が０という
条件で容易に判別可能である。プログラマ７５におい
て、パターンマッチングなどのソフトウエア処理によ
り、センサ出力データの中から自動的にこのパターンを
検出し、そのパターンが発生した時点に記録されたＶ
（ＩＳＮＳ）６２のみをプログラマ画面（図示せず）に
表示するようにすれば、医師による検査時間をより短縮
できるであろう。

【０１１９】この処理を心臓ペースメーカ８の内部で行
わせることも可能である。即ち、図１３において、３軸
加速度センサ７４の出力から読み出された出力を一端記
憶部に保存し、ＣＰＵ７１によってパターンマッチング
処理を行い、所定の条件、例えば、前述の就寝時の条件
にマッチングした時にＲＡＭ７３にＶ（ＩＳＮＳ）６２
を記録すれば良い。この場合は、必ずしもセンサ出力を
記録する必要は無い。

【０１２０】計測手段の出力と３軸加速度センサの検出
結果を関連づけを行う他の方法として、Ｖ（ＩＳＮＳ）
６２の替わりに、前述した電気抵抗計測部６０内の比較
出力ＦＡＩＬをＲＡＭ７３内に記憶しても良い。この場
合は定量的では無いもののより判りやすい表示が可能で
ある。

【０１２１】本実施形態では、「患者の運動状態、また
は***の少なくとも一方の状態を検出可能なセンサ」と
して３軸加速度センサ７４を用いたが、１軸の加速度セ
ンサでもある程度の患者の状態を検出することは可能で
ある。

【０１２２】また、加速度センサに限らず、水銀球や圧
電素子を用いた振動センサ、胸部電気抵抗計測法による
換気量センサ等、一般にレート応答制御に用いられてい
るセンサは、全て本発明の「患者の運動状態、または体
位の少なくとも一方の状態を検出可能なセンサ」に用い
られ得るものである。

【０１２３】以上、本発明の実施形態を詳細に説明して
きたが、特許請求の範囲の範疇において、本明細書中に
説明したものと実質的に同じ効果を得るために選択可能
なすべての構成が含まれる。

【０１２４】

【発明の効果】以上説明したように、本発明の双極タイ
プの絶縁平行巻きコイル構造を有する生体植設用電極リ
ードは、その電気抵抗を小さく維持することができ、し
かも、同じ電極に配置される複数の導体ワイヤのうちの
１本の導体ワイヤが万が一断線した時点で、断線により
生じる電気抵抗の変化を接触抵抗の影響を受けることな
く検出し、完全断線する前の早い段階で、生体植設用電
極リードの断線の予兆を報知することができた。また本
発明の生体植設用電極リードを用いることにより、より
安全に使用できる生体植設用医療器具を提供することが
できた。

【図面の簡単な説明】

【図１】生体植設用電極リードの外観図である。

【図２】低抵抗および高抵抗導体ワイヤの断面図であ
る。

【図３】生体植設用電極リードを生体と接続した回路図
である。

【図４】生体植設用電極リードの断面図である。

【図５】導体ワイヤおよび導体コイルの寸法と特性を示
した図である。

【図６】生体植設用電極リードを生体と接続したときの
破断前後の電気抵抗変化を示す図である。

【図７】低抵抗および高抵抗導体ワイヤの断面図であ
る。

【図８】生体植設用電極リードを生体と接続した回路図
である。

【図９】生体植設用電極リードの断面図である。

【図１０】生体植設用電極リードを生体と接続したとき
の破断前後の電気抵抗変化を示す図である。

【図１１】全電気抵抗計測回路である。

【図１２】各信号のタイミングチャートである。

【図１３】断線の早期検出システムである。

【図１４】従来の生体植設用電極リードを生体と接続し
た回路図である。

【図１５】従来の生体植設用電極リードを生体と接続し
たときの破断前後の電気抵抗変化を示す図である。

【符号の説明】

１コネクタピン２コネクタリング３リング電極４チップ電極５リードボディ６心内膜固定手段７スリーブ８心臓ペースメーカ９コネクタキャビティ１０、１１生体植設用電極リード３２生体電気抵抗３１、５１、６１チップ電極側抵抗３３、５３、６２リード電極側抵抗４２、４３導体コイル２０、２６低抵抗導体ワイヤ４０、４４低抵抗導体ワイヤ２３、２７高抵抗導体ワイヤ２１第１の金属材料２２絶縁被覆膜２４第２の金属材料４１絶縁シース

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者坪井文則神奈川県足柄上郡中井町井ノ口1500番地テルモ株式会社内Ｆターム(参考） 4C053 CC02 KK02 KK08

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】電気刺激を生体に伝えるか、生体からの
電気信号を感知するか、または双方を行うために生体の
所定部位に植設された少なくとも１つの電極を設けた遠
位端と、生体植設用医療器具と接続するための接続手段
を設けた近位端と、前記遠位端と前記近位端の間に設け
られ、前記電極と前記接続手段とを電気的に接続するた
めのリードボディを有する生体植設用電極リードであっ
て、前記リードボディは、互いに異なる機械的特性を有し、
かつ、互いに絶縁処理された複数のワイヤを含み、前記
複数のワイヤは、前記少なくとも１つの電極ごとに、電
気的に並列に接続されていることを特徴とする生体植設
用電極リード。
【請求項２】前記複数のワイヤとは、互いに異なる電
気抵抗を有するワイヤであることを特徴とする請求項１
に記載の生体植設用電極リード。
【請求項３】前記ワイヤは、１種以上の金属材料また
は合金材料によって形成された単一層を有するワイヤ、
または、１種以上の金属材料または合金材料によって形
成された異なる単一層を複数層有する複合ワイヤ、であ
ることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の生
体植設用電極リード。
【請求項４】前記異なる単一層を複数層有する複合ワイ
ヤは、異なる種類の金属材料または合金材料によって形
成される複数の種類の単一層を積層したものまたは前記
複数の種類の単一層のうちの第１の単一層を前記複数の
種類の単一層のうちの第２の単一層で被覆したクラッド
構造を有することを特徴とする請求項３に記載の生体植
設用電極リード。
【請求項５】前記複数のワイヤは、互いに異なる材質
を有することを特徴とする請求項１または請求項２に記
載の生体植設用電極リード。
【請求項６】前記複数のワイヤのうちの第１のワイヤ
は、電気抵抗率が５μΩ・ｃｍより小さく、第２のワイ
ヤは、電気抵抗率が５μΩ・ｃｍ以上であることを特徴
とする請求項１乃至請求項５のいずれか１項に記載の生
体植設用電極リード。
【請求項７】前記複合ワイヤは、電気抵抗率が５μΩ
・ｃｍより小さい金属材料または合金材料によって形成
された第１の単一層と電気抵抗率が５μΩ・ｃｍ以上の
金属材料または合金材料によって形成された第２の単一
層を有することを特徴とする請求項３または請求項４に
記載の生体植設用電極リード。
【請求項８】前記複合ワイヤの前記第１の単一層には銀
を含み、前記第２の単一層にはコバルト合金を含むこと
を特徴とする請求項３、請求項４または請求項７のいず
れか１項に記載の生体植設用電極リード。
【請求項９】前記リードボディは、前記互いに絶縁処
理された複数のワイヤをヘリカル状に平行巻きとするこ
とを特徴とする請求項１乃至請求項８のいずれか１項に
記載の生体植設用電極リード。
【請求項１０】所定部位に植設される電極と、この電
極と電気的に接続されるリードボディを有する生体植設
用電極リードを用いた生体植設用医療器具であって、前記リードボディは、互いに異なる機械的特性を有し、
かつ、互いに絶縁処理された複数のワイヤを含み、前記
複数のワイヤは、前記少なくとも１つの電極ごとに、電
気的に並列に接続することによって形成されており、前
記異なるワイヤのうちの少なくとも１つが破損している
ことを判別し報知する報知手段を有することを特徴とす
る生体植設用医療器具。
【請求項１１】前記電極が植設されている生体の運動
状態あるいは姿勢を計測する計測手段を、更に、有する
ことを特徴とする請求項１０に記載の生体植設用医療器
具。
【請求項１２】前記報知手段は、前記複数のワイヤ全
体の電気抵抗の変化に基づいて変化するパラメータを測
定し、予め設定しておいた基準パラメータと比較し、前
記基準パラメータよりも前記パラメータが小さい場合
に、前記複数のワイヤのうちの少なくとも１つが破損し
ていると報知することを特徴とする請求項１０に記載の
生体植設用医療器具。
【請求項１３】前記パラメータは、電流、周波数、ま
たは時間のうちのいずれか１つを含むことを特徴とする
請求項１２に記載の生体植設用医療器具。
【請求項１４】前記計測手段は、更に加速度を測定す
る加速度センサ手段を有し、前記加速度センサ手段の測
定結果に基づいて前記生体の運動状態あるいは姿勢を計
測することを特徴とする請求項１１に記載の生体植設用
医療器具。
【請求項１５】更に、記憶手段を有し、前記計測手段
による計測結果が所定条件を満たしたときに前記記憶手
段への記録を行うことを特徴とする請求項１１または請
求項１４に記載の生体植設用医療器具。
【請求項１６】前記リードボディは、前記互いに絶縁
処理された複数のワイヤをヘリカル状に平行巻きとする
ことを特徴とする請求項１０乃至請求項１５のいずれか
１項に記載の生体植設用医療器具。