带电极心脏网的制作方法

1.本发明涉及作为对心脏疾患的处置而装配于心脏的心脏网之中的具有电极的带电极心脏网。


背景技术：

2.作为对心脏疾患之中的、心跳病理性变快的心跳过速的处置，有时利用植入型除颤器（icd：implanted cardioverter defibrillator，植入式心脏复律除颤器）。在通过血管向心脏内部的规定位置嵌入电极、将其与植入型除颤器主体电气连接、根据需要从植入型除颤器主体向电极通电来向心脏施加除颤用的电击的方法中利用植入型除颤器的情况较多。像这样，向心脏内部嵌入电极的情况针对患者的侵入的程度较高，对患者施加的负担也较大，因此还提出了不是在心脏内部而是在皮下设置电极的方法、利用装配于心脏的外部的网等来设置电极的方法。
3.作为在心脏的外部利用网等来配置电极的技术，例如可举出以下的现有技术。
4.美国专利公开公报us2002/10103511公开了使得将导线编入到被称为外套的用于包覆心脏的网中来进行安装并将其作为接受来自植入型除颤器的电气脉冲的电极进行利用的技术。
5.美国专利公报6076013公开了在心脏网的网格部分配置电极并利用于心脏的工作状态的感测、心室的起搏的技术。
6.日本专利公开公报2009-536560公开了在包覆于心脏的心脏护套配置平板状的电极的技术和通过部分除去构成护套的金属制成的股线的包覆来作为电极而利用的技术。
7.日本专利公开公报2016-537178公开了在装配于心脏的网的网格的部分设置电极的技术。
8.日本专利公开公报2011-56182公开了在平板垫状的电极装配体分别设置除颤用的电极和起搏用的电极的技术。
9.此外，在心脏疾患中，还存在由于被称为心脏重塑的肥大现象而使心脏的机能降低的心脏功能不全。对于这样的心脏功能不全，还已知为了抑制心脏重塑而用弹力性的心脏网覆盖心脏的处置是有效的。


技术实现要素：

10.发明要解决的问题如上述那样，电极被利用于除去在心脏中产生的心室颤动的除颤、用于抑制心室的心跳过速的心室起搏和心脏的工作状况的检测即感测等各种目的。可是，在为了抑制心室心跳过速而进行的两心室起搏中，可以说还存在约30%左右的得不到充分的效果的情况。在这些情况下，也期待如果以更适合的方式设置电极则能取得效果。这样的问题在植入型除颤器或带心室再同步治疗功能植入型除颤器中是共同的。
11.本发明的目的在于解决这样的问题，并提供在心脏的外部经由网设置电极的方法
中提高起搏的效果的技术。
12.用于解决问题的方案本发明能够构成为一种带电极心脏网，其是把与由植入型除颤器（（icd：implanted cardioverter defibrillator，植入式心脏复律除颤器）或带心室再同步治疗功能植入型除颤器（crt/d：cardiac resynchronization therapy defibrillator，心脏再同步治疗除颤器）构成的主体设备连接的起搏电极和非导电部进行接合而形成的，被以覆盖心脏外部的方式装配，其中，所述非导电部是由非导电丝线得到的可伸缩的网，所述起搏电极为了起搏而与心室的1/2高度相比被配置在下侧，具有大致水平地覆盖心室周围半周以上的带状的形状。
13.在以往技术中，起搏用的电极在设置于心脏内部的方法、设置于皮下的方法、经由网等设置在心脏外部的方法中的任一者中都仅为点或平板状的电极。以往，认为关于起搏不能取得充分的效果原因在于由于这样的点或平板的电极因而到达以兴奋刺激为目的的心肌为止需要时间或是产生了偏离。与此相对，根据本发明，设置为起搏电极覆盖心室周围半周以上。因此，能够从心室的大致全周同步地施加兴奋刺激，因此成为能够提高起搏的效果。特别在高心跳过速起搏中是有用的。
14.此外，在本发明中，起搏电极与心室的1/2高度相比配置于下侧，因此对于以从心脏送出血液的方式使心室收缩是有效的。
15.进一步地，本发明的非导电部由可伸缩的网形成，因此还具有能够作为整体在心脏稳定地配置电极的优点。作为非导电丝线，如果是活体适合性材料，则能够利用各种纤维。例如能够设为聚酯、聚四氟乙烯等。非导电丝线可以是单纤维，也可以是将它们捻合而成的丝线。此外，虽然能够利用各种编织方法，但是作为一个示例，能够应用天竺编织、网眼编织等。能够利用其它方式构成。也可以使用天竺编织以外的方法。
16.在本发明中，“心室周围半周以上”能够定义为将大致水平地切开心室的截面图的重心与起搏电极的两端分别连结的情况下的中心角为180度以上。
[0017]“大致水平”并不意味着严密地水平，而是即使具有某种程度的倾斜也没有妨碍。在考虑从心脏送出血液的心室的活动的情况下，意味着在大致同步收缩的区域配置起搏电极的方向。
[0018]
起搏电极不仅用于起搏，还可以兼用于对心脏的工作状况进行检测的感测的功能。
[0019]
在本发明中，起搏电极能够采用金属的线材、板材等各种形态，但是，所述起搏电极也可以设为是由导电丝线得到的可伸缩的网。
[0020]
根据上述方式，由于网的伸缩性，成为能够还将起搏电极稳定地且以沿着心脏的方式配置。关于网，与非导电部同样，能够利用天竺编织、网眼编织等的各种编织方法构成。作为导电丝线，能够应用各种材料，但是例如能够使用钨、不锈钢、铂、铂铱合金、镍钛诺等镍钛合金、碳纳米管（cnt：carbon nano tube，碳纳米管）、填充有导电性填料的树脂材料等。关于所采用的材料，考虑导电性、活体适合性、网的形成容易性即编织编成性和强度、成本等来选择即可。导电丝线可以是单纤维，也可以是捻线。
[0021]
已知的是心脏网作为针对由于被称为心脏重塑的肥大现象而使心脏的机能降低的心脏功能不全的处置而是有用的。关于针对这样的目的的心脏网，对心脏施加适度的压
迫感的心脏网是优选的。该压迫感能够通过预先模拟来求取适合的值范围。通过使本发明的带电极心脏网也具有能施加这样做所求取的压迫感的弹力性，也能够形成为兼具抑制心脏重塑的压迫功能的心脏网。
[0022]
可是，由于以下的理由，本发明的带电极心脏网也可以设为未必具有针对心脏重塑的压迫功能。并不是利用植入型除颤器或带心室再同步治疗功能植入型除颤器的患者全部都伴随有心脏重塑从而不一定需要压迫功能。此外，针对需要压迫功能的患者，还考虑从在本发明的带电极心脏网之上进一步装配具有压迫功能的心脏网的方法。当像这样考虑时，通过将本发明的带电极心脏网设为未必具有压迫功能的结构，从而本发明的带电极心脏网不至于根据需要压迫功能与否而改变编织方式，并能够适用于这两方的患者。此外，具有还能够避免利用非导电丝线、导电丝线这两种素材来编织施加期望的压迫感的心脏网这样的困难的优点。
[0023]
在本发明中，所述起搏电极也可以设为覆盖所述心室的全周。
[0024]
通过这样做，能够从心室的整个四周施加兴奋刺激，能够进一步提高起搏的效果。
[0025]
在本发明中，作为所述起搏电极，可以上下地配置与所述主体设备并联连接的第一起搏电极和第二起搏电极。
[0026]
上述的方式是具备两个起搏电极的方式。在由植入型除颤器或带心室再同步治疗功能植入型除颤器构成的主体设备为单极电极用的情况下，第一起搏电极和第二起搏电极分别成为一个带状电极。在主体设备为双极电极用的情况下，第一起搏电极和第二起搏电极成为分别由构成正极和负极的两个带状电极构成。
[0027]
在像这样上下地配置两个起搏电极的情况下，成为能够利用以下所示的各种利用方法来进一步提高起搏的效果。作为第一利用方法，能够通过从心脏的下侧的电极、上侧的电极以时间差来流动电流从而施加与心脏送出血液的收缩运动同步的兴奋刺激。此外，作为第二利用方法，能够通过在第一电极和第二电极同时流动电流从而在两电极之间使心肌的不应期比较宽地同步，能够使其作为遮断引发心室颤动的螺旋进入等的兴奋信号的异常传达的阻挡线起作用。利用这些作用，上述方式成为能够进一步提高起搏效果。特别是作为针对心跳过速的起搏有用性高。
[0028]
上述方式并非目的为将本发明限定于具备两个起搏电极的发明，可以仅具备一个起搏电极，也可以具备三个以上的起搏电极。
[0029]
在本发明中，所述起搏电极可以设为被配置为覆盖引发心室颤动的螺旋进入的中心。
[0030]
在心脏中传达兴奋的信号在正常的情况下从心房向心室以单向通行的方式传递，但是在异常的情况下，有时形成信号在心室部分中回旋的回路即所谓的螺旋进入。而且，已知的是该螺旋进入是引发心室心跳过速的原因之一。根据这样的原因，期待通过使起搏电极覆盖螺旋进入的中心从而有效地抑制心室心跳过速。
[0031]
螺旋进入的位置能够按每个患者利用预先模拟、测试等来确定。此外，螺旋进入的位置并不是严密地确定为一个位置处，但是即使变动也收敛于某种程度的范围的情况较多。此外，起搏电极并不是当从螺旋进入的中心稍微偏离时就完全没有效果。因此，如果以覆盖利用模拟等确定的螺旋进入的中心的方式配置起搏电极，则即使螺旋进入发生的位置稍微变动，也期待充分地取得抑制心室心跳过速的效果。
[0032]
在本发明中，可以设为进一步具备由导电丝线得到的可伸缩的网构成并与所述主体设备连接而用于心脏的除颤用的除颤电极。
[0033]
根据上述方式，能够在心脏的外部以广的范围配置除颤用的电极，因此与在心脏内部嵌入电极的方法相比，能够以低的电力有效地进行除颤。此外，除颤电极也由导电丝线的网构成，因此还具有能够在心脏的适当位置沿着心脏比较稳定地配置的优点。
[0034]
此外，根据上述方式，还具有以下所示的优点。一般地，为了心脏的除颤的电击而利用的电力比用于心室起搏的电力大。因此，具有如下的优点：通过将处理比较大的电力的除颤用的除颤电极与处理比较小的电力、电流的心室起搏用的起搏电极分开，从而容易地形成适于各自的目的的电极。
[0035]
进一步地，为了进行除颤，精度良好地检测是否产生心室颤动变得重要，但是在上述方式中，如果使起搏电极还兼用于感测的功能，则还具有如下优点：即使不设置感测专用的电极，也成为能够精度良好地进行检测。
[0036]
在设置起搏电极和除颤电极的方式的情况下，所述除颤电极是在心脏的上下配置的，所述起搏电极可以设为被配置在上下地配置的所述除颤电极之间。
[0037]
关于除颤用的电极，在心脏的全周围、心脏的上下、左右、前后的各种配置中确认除颤的效果时，发现了在上下的配置中能够以最小的电力取得效果。因此，根据该结果，成为优选的是上下地配置除颤电极。此外，如果将起搏电极配置在除颤电极之间，则该配置的自由度提高，因此成为能够配置在适于心室起搏的位置。
[0038]
除颤电极可以与起搏电极同样地配置为大致水平地覆盖心脏半周以上。此外，可以形成为垫状的电极。
[0039]
在设置起搏电极和除颤电极的方式的情况下，所述除颤电极的面积可以设为大于所述起搏电极的面积。
[0040]
用于除颤用的电击的电力通常多于用于心室起搏的电力。因此通过如上述方式那样设定除颤电极和起搏电极的面积，从而成为能够没有浪费地处理各自的电力。
[0041]
两者的尺寸能够基于电力等而任意地设定。
[0042]
在以上所述的各种方式中，所述非导电部可以设为由吸收丝线形成。
[0043]
通过这样做，能够降低非导电部在体内引起感染症等的风险。
[0044]
在本发明的带电极心脏网为不向心脏施加用于抑制心脏重塑的压迫感的结构的情况下，非导电部成为仅担负保持电极的作用。因此，在装配于心脏之后，根据电极的形状而据此还可能存在不需要通过非导电部进行保持的情况。上述方式在像这样非导电部不具有向心脏施加压迫感的功能的情况下是特别有用的。
[0045]
此外，在由吸收丝线构成非导电部的情况下，即使在非导电部被吸收之后，也需要使电极保持在适当的位置。根据这样的观点，优选的是电极设为围绕心脏的形状。这样，成为能够使电极通过其弹性力保持在心脏上的适当位置。
[0046]
在本发明中，进一步具有连接器，所述连接器安装有用于插入用于与所述主体设备连接的规格化的引线的插口，可以设为将来自所述带电极心脏网的各电极的导线连接到所述插口。
[0047]
通过这样做，能够比较容易地将带电极心脏网和主体设备进行连接，此外能够抑制意外的断线。一般地，在由植入型除颤器或带心室再同步治疗功能植入型除颤器构成的
主体设备与心脏的电极之间，已经存在规格化的各种引线。因此，带电极心脏网和主体设备利用这些引线而连接在便利性、可靠性的方面是优选的。
[0048]
在这种情况下，关于规格化的引线与带电极心脏网的连接，考虑各种方法。例如，考虑在取下引线的前端的插塞而露出引线内的导线之后将这些导线与带电极心脏网的各电极连接的方法。可是，在这样的方法中，在与任一电极的连接部分中产生断线时，必须更换包括带电极心脏网和主体设备的植入型除颤装置整体。此外，还存在如下风险：在露出规格化的引线的前端的导线的时间点使该引线的可靠性降低。
[0049]
与此相对，在上述方式中，通过使用连接器，成为能够在带电极心脏网和主体设备之间按原样地使用规格化的引线来进行连接。进一步地，在将带电极心脏网和主体设备分别个别地装配或设置在体内之后，通过引线连接两者即可，因此还能够提高装配时的作业性。此外，只要能够以连接器相对于带电极心脏网的相对位置是稳定的方式配置这两者，就能够抑制外力作用于连接到带电极心脏网的电极的导线，成为能够抑制该部分中的断线。进一步地，还具有如下优点：即使在产生主体设备的故障时，也保持装配带电极心脏网的原样而仅交换主体即可。
[0050]
去往电极的导线能够以各种方式连接。例如，可以使构成电极的导电丝线的一部分直接延长到外部来作为导线进行利用。
[0051]
此外，导线可以设为被编入在构成各电极的网中。
[0052]
通过这样做，能够以比较简易的结构连接导线。此外，具有与延长构成电极的导电丝线的一部分相比能够简易地制造的优点。
[0053]
导线能够以各种方式编入，但是作为一个示例，所述导线可以设为是在构成各电极的网形成回路而被编入的。
[0054]
通过这样做，还能够对导线本身施加伸缩性，因此成为能够进一步抑制断线。此外，能够提高导线与电极的接触面积，能够谋求导电性确保。
[0055]
导线进一步地能够以各种方式安装，例如，可以使得为针对各电极安装多个导线。通过这样做，即使在一部分导线断线的情况下，也不至于交换带电极心脏网而是能够利用其它导线来与主体设备连接。
[0056]
本发明未必需要具备全部以上说明的各种特征，可以适当地省略其一部分或者进行组合。
[0057]
此外，除了带电极心脏网的方式之外，本发明能够以各种方式构成。
[0058]
例如，本发明可以构成为一种植入型除颤装置，其利用导线将上述任一项所述的带电极心脏网与由植入型除颤器或带心室再同步治疗功能植入型除颤器构成的主体设备进行连接。
[0059]
此外，还能够设为一种带电极心脏网的设计方法，其是利用计算机来设计带电极心脏网的设计方法，作为计算机执行的步骤而具备：通过模拟来确定患者的螺旋进入的位置的步骤；以及以覆盖所述确定的中心的方式决定电极的配置的步骤。
附图说明
[0060]
图1是示出植入型除颤装置的整体结构的说明图。
[0061]
图2是示出与除颤电极的配置对应的除颤的成功率的线图。
[0062]
图3是示出电极的配置示例的说明图。
[0063]
图4是示出带电极心脏网的制造工序的流程图。
具体实施方式
[0064]
图1是示出植入型除颤装置的整体结构的说明图。实施例中的植入型除颤装置被构成为利用引线130将植入型除颤器主体200和带电极心脏网100进行连接。
[0065]
植入型除颤器主体200能够利用现有的各种设备，可以是植入型除颤器（icd：implanted cardioverter defibrillator，植入式心脏复律除颤器）或带心室再同步治疗功能植入型除颤器（crt/d：cardiac resynchronization therapy defibrillator，心脏再同步治疗除颤器）中的任一者。在本实施例中，利用具有心脏的工作的检测即感测、以及心室起搏和除颤的功能的除颤器。可以使用单极、双极中的任一者。
[0066]
关于引线130，使用作为与植入型除颤器主体200的连接用而规格化的引线。作为规格，可举出df1、df4、if1等。
[0067]
带电极心脏网100是用于以从下侧包覆心脏的方式装配的网。带电极心脏网100是将非导电部101、103、105、107、除颤电极102、108和起搏电极104、106进行连接而形成的。非导电部101、103、105、107是利用天竺编织等方法编织非导电丝线而形成的伸缩性的网。作为非导电丝线，能够使用聚酯、聚四氟乙烯等。作为非导电丝线，还能够使用吸收丝线。
[0068]
在本实施例中，起搏电极104、106还用于对心脏的工作状态进行检测的感测。
[0069]
除颤电极102、108和起搏电极104、106分别是利用天竺编织等方法编织导电丝线而形成的伸缩性的网。作为导电丝线，能够应用各种材料，但是例如能够使用钨、不锈钢、铂、铂铱合金、镍钛诺等镍钛合金、碳纳米管（cnt：carbon nano tube，碳纳米管）、填充有导电性填料的树脂材料等。细线的粗细可任意地确定，但是例如能够设为20～30微米左右。
[0070]
在本实施例中，在除颤电极102、108和起搏电极104、106中使用不同的材料。在起搏电极104、106中利用由cnt单体构成的纤维。另一方面，在除颤电极中利用铂细线。一般地，在除颤中在比较短的时间内流动大电流，与此相对，起搏是以持续地流动小电流的形式来进行利用的。因此，除颤电极设为0.5～2欧姆左右的阻抗，与此相对，起搏电极被设为150欧姆左右。通过这样做，能够抑制在起搏电极中流动的电流，使电池耐久。此外，通过在除颤电极、起搏电极中使用不同的素材，从而成为能够构成与各自中的消耗电力的不同对应的电极。
[0071]
非导电部101、103、105、107、除颤电极102、108和起搏电极104、106的连接可以是通过在从下端即除颤电极108编入带电极心脏网100或者从上端即非导电部101侧编入带电极心脏网100的过程中分别根据部位而切换为非导电丝线、导电丝线来实现的。此外，可以使得在个别地编织各自的部位之后彼此连结在一起。
[0072]
除颤电极102、108是用于除颤的电极。起搏电极104、106是用于心脏的工作的感测和心室起搏的电极。在本实施例中，除颤电极102、108分别形成为大致水平地覆盖心脏的周围，并被上下地配置。起搏电极104、106也以大致水平地覆盖心脏的周围的方式呈带状地形成，并被配置在除颤电极102、108之间。
[0073]
在本实施例中，除颤电极102、108的宽度比起搏电极104、106宽，作为结果，电极102、108的面积大于起搏电极104、106的面积。一般地，心脏的除颤用的电力比用于心室起
搏的电力大。除颤电极102、108是心脏的除颤用的电极，是起搏电极104、106，因此通过设为与供给到两者的电力对应的面积，从而能够有效地运用与各自的功能对应的电力。
[0074]
图1所示的形状和配置只不过是一个示例。除颤电极102、108和起搏电极104、106的形状、面积、部位可以是考虑了各自的功能而任意决定的。例如，除颤电极未必需要以围绕心脏的方式设置，也可以设为垫状的电极。
[0075]
除颤电极102、108和起搏电极104、106被通过导线110、111、112、113连接到连接器120。导线111～113是以编入到各自的电极的方式安装的。在图中，在右下示出了除颤电极108和导线113的连接区域a的放大图。如图示那样，在除颤电极108中编入有导线丝线108h。图中的示例是天竺编织。
[0076]
导线113是编入到该编制针眼而被安装的。在图中的示例中，导线113是在适合于绳结地形成回路的同时被编入的。通过这样做，导线113也能够配合于带电极心脏网100的伸缩而伸缩，能够抑制断线。此外，能够提高导线113和电极的接触面积，能够谋求导电性确保。除此之外能够将呈直线状编入的方法、呈之字形编入的方法等各种编入方法应用于在导线113。此外，在使用捻线作为导线113的情况下，可以使得为在使前端散开之后按构成捻线的每个单线进行编入。导线110～112也同样地被编入到各自的电极。
[0077]
适合于设置在引线130的前端的插塞的插口121被安装于连接器120。导线110～113被以实现除颤、感测和心室起搏的功能的方式电气连接到插口121。通过这样做，能够利用引线130电气连接带电极心脏网100和植入型除颤器主体200。
[0078]
在将植入型除颤器安装在体内时，在分别装配了植入型除颤器主体200和带电极心脏网100之后，将引线130连接到连接器120。通过像这样利用连接器120，从而能够谋求安装植入型除颤器的作业性的提高。此外，通过利用连接器120，从而能够抑制外力作用于导线110～113，并能够抑制导线110～113的脱落。
[0079]
图2是示出与除颤电极的配置对应的除颤的成功率的线图。除颤电极是用于除颤的电极，在图1所示的位置以外，各种配置也是可能的。于是，将电极配置在各种位置，并确认针对除颤的效果。在图2的上侧示意性地示出了与每种情况对应的电极的配置。分别地，图2中的线图l1示出上下地配置电极的情况的结果，线图l2示出以在心脏的左右相对的方式配置电极的情况的结果，线图l3示出以在心脏的前后相对的方式配置电极的情况的结果，线图l4示出以包含心脏整体的方式配置电极的情况的结果。如图示那样，理解的是针对相同的除颤能量，在上下地配置电极的情况（线图l1）下，除颤的成功率与其它的任一情况相比更高。即，考虑为了除颤而上下地配置电极是优选的。基于这样的结果，图1所示的本实施例中的除颤电极102、108被配置在心脏的上下。不过，这样的实验结果并不是关于除颤电极的配置否定上下以外的配置。
[0080]
接着，详细说明图1中所示的电极的配置。
[0081]
图3是示出电极的配置示例的说明图。在该示例中，设为起搏电极106覆盖形成于心室的螺旋进入的中心的形状、面积和配置。图中的曲线s表示螺旋进入，点c表示其中心。螺旋进入是说应当从心房向心室以单向通行的方式传达的兴奋的信号由于某种异常而形成了如图示那样回旋的回路。可以说螺旋进入引发了心室心跳过速。于是，在图示的方式中，以覆盖该螺旋进入的中心即点c的方式配置了起搏电极106。通过这样做，能够对引发心室心跳过速的螺旋进入直接施加电气刺激，能够提高抑制心室心跳过速的效果。
[0082]
螺旋进入的发生位置能够通过模拟、测试等来确定。但是，螺旋进入的位置不限于严密地发生在固定的位置，有时也在其确定中产生误差。因此，关于起搏电极106的形状、面积，优选的是考虑点c的误差和变动，以能够覆盖其的方式来进行决定。
[0083]
在本实施例中，起搏电极106是大致水平地覆盖心室的周围的带状的电极，与心室的高度h的一半（h/2）相比配置在下侧。通过这样做，成为能够以符合送出血液的心脏活动的方式有效地施加兴奋刺激。在植入型除颤器主体200为单极类型的情况下，起搏电极106为一个带，在双极类型的情况下，起搏电极106能够设为上下地排列正极的带和负极的带这两个带的方式。
[0084]
此外，在本实施例中，在起搏电极106的上侧设置起搏电极104。起搏电极104也与起搏电极106同样是大致水平地覆盖心室的周围的带状的电极。此外，在植入型除颤器主体200为单极类型的情况下，起搏电极104为一个带，在双极类型的情况下，起搏电极104能够设为上下地排列正极的带和负极的带这两个带的方式。
[0085]
能够任意地设定起搏电极104的位置。起搏电极104未必需要与心室高度的一半（h/2）相比是在下侧。
[0086]
能够任意地设定起搏电极104、106的高度方向的宽度，但是优选为约10厘米以下、更优选为5厘米以下，进一步优选为2厘米左右。在本实施例中设为2厘米左右。优选的是起搏电极104、106设定为实现150欧姆左右的阻抗以使得能够抑制消耗电力。
[0087]
通过上下地配置起搏电极104、106，从而各种利用方法是可能的。作为第一利用方法，通过从心脏的下侧的电极、上侧的电极以时间差流动电流，从而能够施加与心脏送出血液的收缩运动同步的兴奋刺激。此外，作为第二利用方法，通过在第一电极和第二电极中同时流动电流，从而能够在两电极之间使心肌的不应期比较宽地同步，能够使其作为遮断引发心室颤动的螺旋进入等的兴奋信号的异常传达的阻挡线起作用。利用这些作用，上述方式成为能够进一步提高起搏效果。特别地，作为针对心跳过速的起搏有用性高。
[0088]
不过，也能够设为仅设置起搏电极106的方式或设置三个以上起搏电极的方式。
[0089]
在图中的下侧示出了心脏的水平截面。示意性地示出了右心室rv、左心室lv及其周围的心脏的壁。如图示那样，起搏电极106以覆盖心脏的全周的方式配置。当在起搏电极106中流动电流时，成为如图中的箭头所示那样从周围同步地向心脏施加兴奋刺激。因此，成为能够使心脏有效地收缩以使得送出血液。此外，通过覆盖两个心室，从而成为能够使两个心室的活动同步。
[0090]
不过，起搏电极106未必需要覆盖全周。可以代替起搏电极106而设置图中的起搏电极106a。起搏电极106a覆盖左心室lv侧，但是未覆盖右心室rv侧。将起搏电极106a的两端与该截面图中的心脏的重心cg连结的中心角ang大于180度。考虑如果像这样覆盖心室的半周以上则能够取得从心脏的周围施加兴奋刺激所得到的效果。
[0091]
在图中的示例中，起搏电极106a覆盖左心室lv侧，但是也可以相反地以覆盖右心室rv侧的方式配置，还可以以覆盖两个心室的一部分的方式配置。各种配置是可能的。
[0092]
此外，也可以使得为起搏电极106、104中的一个覆盖全周而另一个覆盖一部分。
[0093]
能够考虑起搏电极的配置、与除颤电极的位置关系来设定在任意的位置。相反，关于除颤电极，也考虑起搏电极的位置，不限于图1所示的围绕形状且上下的配置，也可以采取其它的配置。
[0094]
可是，通常在检测到心室心跳过速时成为按如下那样的顺序利用植入型除颤器：首先，对起搏电极通电来尝试心室起搏，在即使如此心室颤动也不停止时，利用除颤电极来进行除颤。在此意义上，除颤可以说是应当称为停止心脏的异常的最后措施的工作，重要性比心室起搏高。因此考虑优选的是与起搏电极相比优先除颤电极来决定两者的形状、面积、位置。
[0095]
图4是示出带电极心脏网的制造工序的流程图。是示出制造带电极心脏网时的顺序的图，并不意味着利用计算机自动地进行全部步骤。当然，只要可能，就不否定利用计算机的情况。因此，实施本制造工序的主体既存在计算机的情况也存在设计者（人类）的情况。在以下的说明中，包括两者以实施者为主语来说明。
[0096]
在该制造工序中，首先，实施者利用模拟、测试等来确定作为螺旋进入的中心位置的点c（步骤s10）。关于模拟，能够采取公知的各种方法。在制造对于特定的患者专用的带电极心脏网时，只要利用成为对象的患者的数据来进行该模拟即可。在制造适用于多个患者的通用的带电极心脏网时，利用多个患者的数据来进行该模拟。只要在统计上确定发生螺旋进入的概率高的中心位置即可。
[0097]
当确定螺旋进入的位置后，接着，实施者设定除颤电极即除颤电极102、108的位置和形状（步骤s11）。图示了用于设定的条件。作为条件1，配置于作为起搏用电极的起搏电极104、106的上下。起搏用电极的位置等通过接下来的步骤设定，因此只要空出配置起搏用电极的空间而上下地配置即可。但是，优选的是以不遮盖螺旋进入的中心的方式决定其位置和形状。
[0098]
作为条件2，是大致水平地围绕心脏的形状。如对除颤电极102、108所例示的那样。通过这样做，能够从心脏的周围施加电击，能够有效地进行除颤。此外，只要以围绕心脏的形式形成除颤电极，则还能够抑制由于心脏的活动等所致的位置的偏离。在利用吸收丝线形成非导电部的情况下，设为围绕心脏的形式在使电极的位置稳定的这样的意义上有用性特别高。
[0099]
此外，作为条件3，设为与除颤用电力对应的宽度。在本实施例中，由于使用非常细线的导电丝线来形成电极，因此如果使电极的宽度变窄，则电阻处于增大的倾向。在使用本实施例的带电极心脏网的情况下供给的除颤用的电力与以往的在心脏内部嵌入电极的类型的植入型除颤器中利用的电力相比格外小。然而，在除颤中，与心脏起搏相比通常使用更大的电力。因此，在设定除颤电极102、108的形状和位置的情况下，优选的是，将其宽度设定为能够根据供给到其的电力来充分、高效地进行除颤。
[0100]
未必需要全部满足用于设定除颤电极的条件1～3。例如，可以使得为考虑螺旋进入的位置（点c）等来缓和地设定条件1～3的一部分或全部。
[0101]
当这样设定除颤电极102、108的位置和形状时，实施者接着设定起搏用电极即起搏电极104、106的位置和形状（步骤s12）。图示了用于设定的条件。条件1是覆盖螺旋进入的中心位置（点c）这样的条件。通过这样做，能够有效地进行心脏起搏。条件2是将中心角（参照图3的ang）设为180度以上。通过这样做，能够进一步提高心脏起搏的效果。未必需要全部满足用于设定起搏电极104、106的条件1、2。例如，可以使得为考虑除颤电极的位置等来缓和地设定条件1、2的一部分或全部。此外，可以使得为仅设置起搏电极106，也可以使得为设置三个以上。
[0102]
再有，还能够对步骤s10～s12调换顺序。在本实施例中，与起搏电极104、106的设定（步骤s12）相比优先除颤电极102、108的设定（步骤s11）的理由如已经叙述的那样是因为考虑除颤电极102、108在重要性方面高。
[0103]
当这样完成除颤电极、起搏电极的设定后，进行整体的编入（步骤s13）。如果决定了除颤电极102、108和起搏电极104、106的形状和位置，则非导电部101、103、107能够以将其连结在一起的方式自然地确定形状。关于整体的编入，可以采用a）在编入带电极心脏网的中途适当切换导电丝线、非导电丝线由此形成非导电部、除颤电极、起搏电极的方法；b）在个别地编织非导电部、除颤电极、起搏电极之后连接它们的方法中的任一个。
[0104]
最后，在各电极中编入导线（步骤s14）。省略了导线的图示。各导线的前端可以连接到图1所示的连接器120，也可以直接连接到引线130。
[0105]
能够通过以上的工序来制造带电极心脏网。此外，如果利用引线130与植入型除颤器主体200连接，则能够作为整体而构成植入型除颤器。
[0106]
根据以上说明的本实施例的带电极心脏网和利用其的植入型除颤器，能够取得以下所示的各种效果。
[0107]
首先，在本实施例中，由于以覆盖心室的半周以上的方式设置起搏电极106，因此如图3中说明的那样，成为能够有效地进行起搏。
[0108]
此外，在本实施例中，由于利用可伸缩的网构成各电极和非导电部，因此还能够以沿着心脏的形式配置电极，由于具有伸缩性，因此与心脏的电气接触性也变得良好。其结果是，成为能够有效地发挥各自的功能。
[0109]
本发明不限定于上述的实施例，能够在不变更其主旨的范围内构成各种变形例。
[0110]
产业上的可利用性本发明能够利用于植入型除颤器。
[0111]
符号的说明100、100a 带电极心脏网101、103、105、107 非导电部102、108 除颤电极104、106 起搏电极108h 导线丝线110～113 导线120 连接器121 插口130 引线200 植入型除颤器主体。