JP5470650B2 - 心筋活動電位測定用プローブ及び心筋活動電位の測定方法 - Google Patents

Description

本発明は、心筋活動電位測定用プローブ及び心筋活動電位の測定方法に関する。

心臓に係る研究や医薬品の開発にとって、心筋の活動電位の測定は重要である。心筋細胞の活動電位は、心筋の細胞膜に微細ガラス電極を吸着させるパッチクランプ法により測定することができる。一方、複数の心筋細胞が集合した心筋組織の平均的活動電位（以下、心筋活動電位と呼ぶ）は、心筋組織に微細ガラス電極を刺入する方法や、心筋組織に電極を押し付けた後吸着させるフランク法（Frank法）により測定することができる。しかし、これらの方法を、呼吸運動や拍動により運動している心臓に適用することは困難である。

このような状況に鑑み、本発明者は、針状の電極を心筋に刺入することにより、運動中の心臓の活動電位を測定する方法を開発した。

Junko Saito, Shinichi Niwano, Hiroe Niwano, Takayuki Inomata, Yoshihiro Yumoto, Kazuko Ikeda, Kimiatsu Inouo, Jisho Kojima, Minoru Horie, and Tohru Ishuzumi, "Elecrical Remodeling of Ventricular Myocardium in Myocarditis -Studies of Rat Experimental Autoimmune Mycarditis-", Ciculation Journal Vol.66, 97-103, 2002.

しかし、この方法でも、実験動物の心臓の運動により、刺入電極が心筋組織内でその刺入経路に沿って揺れ動き、刺入電極と心筋組織の電気的接触が不良になりやすい。刺入電極と心筋組織の間に接触不良が起きると、測定信号にノイズが誘起され、心電図（心筋活動電位と時間の関係を表すグラフ）のＳＮ比（signal to noise ratio）が劣化する。このノイズは、心臓の研究に重要な単相性活動電位（monophasic action potential; MAP）の測定にとって、極めて有害である。

そこで、本発明の目的は、呼吸運動や心臓の拍動に起因するノイズ発生を抑制する、心筋活動電位測定用プローブ及び心筋活動電位の測定方法を提供することである。

上記の目的を達成するために、本発明の第１の観点によれば、導線と、前記導線を被覆する被膜とを有する可撓性の被覆導線と、心筋に刺し入れられる刺入電極を有し、前記刺入電極が、前記被覆導線の先端に固定され、且つ前記導線に電気的に接続されている心筋活動電位測定用プローブが提供される。

また、本発明の第２の観点によれば、導線と、前記導線を被覆する被膜とを有する可撓性の被覆導線と、心筋に刺し入れられる刺入電極を有し、前記刺入電極が、前記被覆導線の先端に固定され、且つ前記導線に電気的に接続されている心筋活動電位測定用プローブの前記刺入電極を、運動中の心臓に刺し入れる第１の工程と、前記被覆導線の第１の部位に力を加えて前記先端を前記心臓に押し当てて、前記先端と前記第１の部位の間で、前記被覆導線を撓ませる第２の工程と、前記先端と前記第１の部位の間を撓ませたまま、前記被覆導線の第２の部位を固定する第３の工程と、前記心臓を有する生体に装着した参照電極と前記刺入電極の間の電圧を測定する第４の工程を有する心筋活動電位の測定方法が提供される。

本発明によれば、呼吸運動や心臓の拍動に起因するノイズの発生を抑制した、心筋活動電位の測定が可能になる。

実施の形態の心筋活動電位測定用プローブの断面図である。 実施の形態の心筋活動電位の測定方法に使用する、心筋活動電位測定システムの構成を説明する図である。 心筋活動電位測定用プローブを、実験動物の心臓に装着する工程を説明する図である。 実施の形態により測定したＭＡＰを説明する図である。 比較例の心筋活動電位測定用プローブを、実験動物の心臓に装着する工程を説明する図である。 比較例により測定したＭＡＰを説明する図である。

以下、図面にしたがって本発明の実施の形態について説明する。但し、本発明の技術的範囲はこれらの実施の形態に限定されず、特許請求の範囲に記載された事項とその均等物まで及ぶものである。尚、図面が異なっても対応する部分には同一符号を付し、その説明を省略する。

（１）心筋活動電位測定用プローブの構成
図１は、本実施の形態の心筋活動電位測定用プローブ２の断面図である。

本実施の形態の心筋活動電位測定用プローブ２は、図１に示すように、導線４と、導線４を被覆する絶縁性の被膜６とを有する可撓性の被覆導線８を有している。ここで、導線４は、例えば、複数のニッケル・コバルト合金の細線又は複数の銅線を縒り合わせて形成した縒り線である。また、被膜６は、例えば、ポリウレタン又はシリコーンで形成した被膜である。被覆導線８の可撓性（一端が固定された状態で押されると曲がり、押す力が取り除かれると形状が元の直線状に戻る性質）は、このポリウレタン又はシリコーンの弾力性による。このような被覆導線８としては、例えばペースメーカのリード線がある。この被覆導線８の長さは、例えば、０.１〜２.０ｍである。

また、心筋活動電位測定用プローブ２は、心筋に刺し入れられる刺入電極１０を有している。本実施の形態の刺入電極１０は、図１に示すように、白金又はタングステン製の導電性の針である。ここで、刺入電極１０は、導線４の先端に半田又は圧着スリーブにより電気的に接続されている。また、刺入電極１０は、熱収縮チューブ１２により、被覆導線８の先端に固定されている。

ここで、刺入電極１０の長さは、例えば、１〜５ｍｍである。また、刺入電極１０の直径は、０.１〜０.４ｍｍである。このように、本実施の形態の刺入電極１０は、微細な電極である。但し、実験動物が大型の場合には、刺入電極は、より大型であってもよい。

また、心筋活動電位測定用プローブ２は、被覆導線８の終端に設けられた接続端子（プラグ）１４を有している。この接続端子１４の電極１６には、導線４の終端が、電気的に接続されている。

（２）心筋活動電位の測定方法
次に、図１の心筋活動電位測定用プローブ２を用いた、心筋活動電位の測定方法を説明する。図２は、本実施の形態の心筋活動電位の測定方法に使用する、心筋活動電位測定システム１８の構成を説明する図である。尚、図２には、測定対象である実験動物３４や実験台３２も図示されている。

図２に示すように、本方法に用いる心筋活動電位測定システム１８は、上述した心筋活動電位測定用プローブ２と、参照電極１９が先端に設けられた被覆導線２０からなるケーブル２２とを有している。尚、参照電極は、例えば、ステンレス・フック電極である。

また、心筋活動電位測定システム１８は、心筋活動電位測定用プローブ２の接続端子１６及びケーブル２２の終端に設けられた接続端子２４が接続される、生体用増幅器（polygraph）２６と、生体用増幅器２６に接続されたアナログデジタル変換機２８と、アナログデジタル変換機２８に接続されたコンピュータ３０を有している。

本実施の形態の心筋活動電位の測定方法は、このシステムを用いて、以下の手順に従って行われる。

（i）実験動物の処置
まず、実験台３２の上で実験動物（マウス、ラット等）３４の胸を開き、その心臓３６を露出させる（図２参照）。その後、ケーブル２２の先端の参照電極１９を、実験動物３４の胸壁の皮下組織に固定する。すなわち、心臓３６を有する生体（実験動物３４）に参照電極１９を装着する。その後、例えば粘着テープ（図示せず）により、ケーブル２２を、実験台３２に固定する。

（ii）刺入工程
図３は、心筋活動電位測定用プローブ２を実験動物の心臓に装着する工程を説明する図である。尚、図３では、実験動物の体（心臓は除く）は、省略されている。

本工程では、図３（ａ）のように、刺入電極１０を、被覆導線８の、刺入電極１０に近い部位Ｐ１を持って、運動中の心臓３６に刺し入れる（刺して入れる）。

（iii）撓ませ工程及び固定工程
次に、部位Ｐ１より後方の部位Ｐ２を把持し、部位Ｐ１から手を離す。その後、この部位Ｐ２に力を加えて被覆導線８の先端３８を心臓３６に押し当てて、先端３８と部位Ｐ２の間で、被覆導線８を撓ませる（図３（ｂ）参照）。

次に、先端３８と部位Ｐ２の間を撓ませたまま、部位Ｐ２より少し後方の部位を、例えば粘着テープ４０により、実験台３２に固定する（図３（ｂ）参照）。その後、更に後方の部位を粘着テープ４０ａで固定して、被覆導線８を確実に実験台３２に固定する。

以上のように、被覆導線８は、運動中の心臓３６に刺入電極１０を刺入し、被覆導線８の一部分（部位Ｐ２）に力を加えて刺入電極１０を心臓３６に押し当てた時に、先端３８と上記一部分（部位Ｐ２）の間で撓むように形成されている。

ところで、心臓３６は、常に拍動している。更に、心臓全体が、実験動物の呼吸に合わせて揺れ動いている。このような心臓３６の運動に追随できない場合、刺入電極１０は、刺入経路に沿って心筋組織内を動き回ることになる。

しかし、本実施の形態によれば、被覆導線８の撓みにより、その先端３８が常に心臓３６に押し当てられるので、刺入電極１０は、心臓の運動に追随して移動する。従って、刺入電極１０が、心筋組織内を動き回ることはない。すなわち、刺入電極１０は、心筋組織に対して固定されている。

（iv）活動電位の測定工程
次に、参照電極１９と刺入電極１０の間の電圧を、生体用増幅器２６で増幅する。次に、この電圧を、アナログデジタル変換機２８でデジタル信号に変換する。その後、このデジタル信号をコンピュータ３０が取り込み、そのハードディスク（図示せず）に記録する。この電圧の記録は、実験動物に対する実験（例えば、医薬に対する反応を調べる実験）の間継続する。以上により、参照電極１９と刺入電極１０の間の電圧を測定する。

コンピュータ３０は、実験中及び実験後、操作者の指令に応答して、ハードディスクに記録した、上記電圧に対応するデータをグラフ化し、その表示画面又はプリンタ（図示せず）に出力する。

生体用増幅器２６は、通過帯域の遮断周波数を所望の値に設定できる、バンドパスフィルタを有している。通常の心筋活動電位の測定では、低周波側の遮断周波数を例えば５０Ｈｚに設定し、高周波側の遮断周波数を３００Ｈｚに設定する。低周波側の遮断周波数を５０Ｈｚに設定した場合、細胞膜の脱分極に伴う急激な心筋活動電位の変化は測定できるが、細胞膜の再分極に伴う緩やかな心筋活動電位の変化を測定することはできない。

このような再分極に伴う緩やかな心筋活動電位の変化は、低周波側の遮断周波数を、例えば、０〜５Ｈｚに設定することにより測定することができる。このような方法で測定される心筋活動電位は、単相性活動電位（monophasic action potential; MAP）と呼ばれ、近年その重要性が注目されている。

図４は、本実施の形態により測定したＭＡＰを説明する図である。測定時のバンドパスフィルタの低周波側の遮断周波数は５Ｈｚであり、高周波側の遮断周波数は３００Ｈｚである。横軸は時間であり、縦軸は心筋活動電位である。

図４に示すように、本実施の形態により測定したＭＡＰは、ＳＮ比の高い明瞭な心電図である。

心筋組織と刺入電極１０の間の電気的接触が良好でないと、商用交流電源等（例えば、周波数５０Ｈｚ）からのノイズが、生体用増幅器２６の入力信号に誘起される。ところで、ＭＡＰの測定では、上述したように、低周波側の遮断周波数を数Ｈｚ以下に設定する。このため、商用交流電源等からの低周波ノイズが生体用増幅器２６の入力信号に重畳されると、生体用増幅器２６は、このノイズを除去することができず、そのまま増幅してしまう。その結果、ノイズの多いＭＡＰが、測定されてしまう。

しかし、本実施の形態によれば、撓んだ被覆導線８により、その先端３８が常に心臓３６に押し当てられている。このため、心臓３６の運動に追随して動くので、刺入電極１０は、心筋組織内を動き回ることはない。すなわち、刺入電極１０は、心筋組織に対して固定されている。従って、心筋組織と刺入電極１０の間の電気的接触は常に良好であり、殆どノイズが発生しない。故に、ＭＡＰのＳＮ比が、高くなる。

（３）比較例
本比較例の心筋活動電位測定用プローブの構成は、上記実施の形態の心筋活動電位測定用プローブ２の構成と略同じである。但し、本比較例の被覆導線は、銅の縒り線を、ポリ塩化ビニールで被覆した被覆導線である。この被覆導線は、電気装置の内部配線に広く用いられている電気ケーブルである。この被覆導線は非可撓性なので、外力が加えられると折れ曲がり、元の形状には戻らない。

図５は、本比較例の心筋活動電位測定用プローブ２ａを、実験動物の心臓３６に装着する工程を説明する図である。尚、図５では、実験動物の体（心臓は除く）は、省略されている。

まず、上記実施の形態と同様に、心筋活動電位測定用プローブ２ａの刺入電極１０を、被覆導線８の、刺入電極１０に近い部位Ｐ３を持って、心臓３６に刺入する（図５（ａ）参照）。心筋活動電位測定用プローブ２ａは、測定を行っていない時には、折り畳まれた状態で、しまわれている。従って、被覆導線８ａは、図５（ａ）に示すように、所々折れ曲がっている。

次に、部位Ｐ３より後方の部位Ｐ４を把持し、部位Ｐ３から手を離す。その後、この部位Ｐ４に力を加えて被覆導線８ａの先端３８を心臓３６に軽く押し当てる（図５（ｂ）参照）。この時、被覆導線８ａは撓まない。

次に、図５（ｂ）に示すように、部位Ｐ４より少し後方の部位を、例えば粘着テープ４０により、実験台３２に固定する。その後、更に後方の部位を粘着テープ４０ａで固定して、被覆導線８ａを確実に実験台３２に固定する。

図６は、本比較例により測定したＭＡＰを説明する図である。測定条件は、上記実施の形態と同じである。横軸は時間であり、縦軸は心筋活動電位である。

図６に示すように、本比較例により測定したＭＡＰは、大きなノイズを含む、ＳＮ比の低い心電図である。

本比較例では、上述したように、被覆導線８ａは撓まない。このため、心臓３６の運動に被覆導線８が追随できずに、刺入電極１０が心筋内で動き回ってしまう。その結果、心筋組織と刺入電極１０の間の電気的接触が不良になり、生体増幅器２６の入力信号にノイズが誘起されて、ＳＮ比の低いＭＡＰが測定されてしまう。

以上の実施の形態では、ＭＡＰの測定に、本発明は適用されている。しかし、本発明は、他の心筋電位の測定にも適用できる。例えば、低周波側の遮断周波数を５０Ｈｚ程度にして、通常の心電図を測定してもよい。

また、以上の例では、測定対象は実験動物である。しかし、本発明を人体に適用して、例えば、心臓病の診断に必要なデータを収集してもよい。

２・・・心筋活動電位測定用プローブ
４・・・導線
６・・・被膜
８・・・被覆導線
１０・・・刺入電極
２０・・・被覆導線
３８・・・先端

Claims (1)

1. 導線と、前記導線を被覆する被膜とを有する可撓性の被覆導線と、心筋に刺し入れられる刺入電極を有し、前記刺入電極が、前記被覆導線の先端に固定され、且つ前記導線に電気的に接続されている心筋活動電位測定用プローブの前記刺入電極を、運動中の心臓に刺し入れる第１の工程と、
   前記被覆導線の第１の部位に力を加えて前記先端を前記心臓（人体の心臓を除く）に押し当てて、前記先端と前記第１の部位の間で、前記被覆導線を撓ませる第２の工程と、
   前記先端と前記第１の部位の間を撓ませたまま、前記被覆導線の第２の部位を固定する第３の工程と、
   前記心臓を有する生体に装着した参照電極と前記刺入電極の間の電圧を測定する第４の工程を有する、
   心筋活動電位の測定方法。

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