"左心腔を刺激するために冠状静脈系14-22に植込みされるペーシング用リードであって、導電素材で形成されて遠位端と近位端とを有する伸縮式マイクロケーブル42を具備し、前記遠位端は能動自由部分34を有し、前記能動自由部分34は複数の明瞭裸領域36、38、50、50’、50を備え、前記明瞭裸領域は冠状動脈系の目標静脈22の壁との接触40のために互いに電気的に接続された刺激電極のネットワークを形成し、前記近位端は前記マイクロケーブルを能動植込み型医療装置のジェネレータに連結する端子を有し、前記伸縮式マイクロケーブル42は0.5~2フレンチの直径と、縒り合わされた複数の縒り線であって、少なくとも何本かの前記縒り線が、機械的耐久性のある素材のシースによって包まれた放射線不透過性素材の心材か、又はその逆の包み方をされた心材を包含してなるペーシング用リード。前記マイクロケーブルの前記遠位端は少なくとも2つの寸法を有する予め形成された形状を備える請求項1に記載のリード。静止状態のときの前記予め形成された形状の前記外形寸法が一辺1~90mmの立方体に内包される請求項2に記載のリード。変形可能素材で形成されておりかつ両端が開口した中央管腔を備えている中空外筒26、28を含むリード本体をさらに備える請求項1に記載のリードであって、前記マイクロケーブルは摺動可能に配置され、前記リード本体の全長に及び、前記マイクロケーブルの前記遠位端32を超えて延長可能であり、マイクロケーブルのうち前記リード本体の前記遠位端を超えて出現する部分は前記能動自由部分34を形成してなる請求項1に記載のリード。前記リード本体の前記遠位端は第1直径を含み、前記リード本体を前記冠状静脈系30内に保持する手段は、リード本体の上に形成されかつ前記第1直径よりも大きい第2直径を局所的に示す少なくとも一つのリリーフを含む請求項4に記載のリード。前記リリーフは、前記リード本体の周りの少なくとも一部を包むねじを有する螺旋状リリーフをさらに備える請求項5に記載のリード。前記第2直径は7フレンチ以下である請求項5に記載のリード。前記リード本体は第1直径を有する主要部26を備え、前記主要部26は前記第1直径よりも小さい第2直径を有する遷移部28によって遠位方向に延長される請求項4に記載のリード。前記第1直径は6フレンチ以下であり、前記第2直径は5フレンチ以下である請求項8に記載のリード。前記リード本体は、前記リード本体に収納され、前記リード本体の内部において摺動する複数の明瞭伸縮式マイクロケーブルを有する共通リード本体28a、28b、28cをさらに備え、前記各マイクロケーブルは能動自由部分を有し、前記各マイクロケーブルの前記能動自由部分34a、34b、34c、34dはそれぞれ、前記リード本体に沿って長手方向に離間された個別の位置32a、32b、32c、32dにおいて前記リード本体から出現してなる請求項4に記載のリード。前記マイクロケーブルの前記能動自由領域の前記複数の明瞭裸領域は少なくとも1mm2の露出全体表面積を有する請求項1に記載のリード。前記露出全体表面積は4~6mm2である請求項11に記載のリード。前記マイクロケーブルの前記能動自由部分は1~200mmの間で調節可能な長さを有する請求項1に記載のリード。前記複数の明瞭裸領域36、38が前記能動自由部分に沿って連続的に延在する請求項1に記載のリード。前記明瞭裸領域36、38は、管44のうち、非導電性素材で形成されていて二つの連続する裸領域の間において前記マイクロケーブルを包んで被覆する部分によって互いに分離される請求項14に記載のリード。前記裸領域は導電素材で形成された管状リングを備え、前記管状リングは前記マイクロケーブル上に圧着される請求項14に記載のリード。前記マイクロケーブル上に圧着された前記管状リングの前記導電素材は放射線不透性物質である請求項16に記載のリード。前記マイクロケーブルは絶縁素材でコーティングされたマルチワイヤ構造を備えており、前記明瞭裸領域は前記マイクロケーブルに沿って前記絶縁素材のアブレーションによって形成される請求項14に記載のリード。前記明瞭裸領域上の窒化チタンの堆積物を含む請求項18に記載のリード。各明瞭裸領域が0.5~10mmの長手方向の長さを有する請求項14に記載のリード。前記マイクロケーブルの前記能動自由部分は、前記能動自由部分に沿って延在する少なくとも一つの螺旋状裸領域50、50’、50を備える請求項1に記載のリード。前記マイクロケーブルは、前記能動自由部分の少なくとも一つの部分において複数の縒られた縒り線46、46’、46で形成された縒り線を有し、前記複数の縒られた縒り線46、46’、46は、対応する複数の螺旋状裸領域50、50’、50を有し、非導電性素材の螺旋状コーティング48、48’、48によって互いに円周方向に分離される請求項21に記載のリード。前記放射線不透過性素材はプラチナイリジウムを含む請求項1に記載のリード。前記機械的耐久性のある素材はNiTiを含む請求項1に記載のリード。前記機械的耐久性のある素材はステンレス鋼を含む請求項1に記載のリード。図1乃至6の図面を参照しながら、本発明に係る装置の好ましい実施形態を以下に説明する。図1は概して、本発明に係る左心室ペーシング用のリード26が導入された心筋を示す。リード26は、上大静脈10、右心房12、そして冠状静脈洞の入口14を経て心臓の冠状静脈網に植込みされる。その後、冠状静脈系は、後外側静脈16、外側静脈18、大心臓静脈20及び前外側静脈22を含むいくつかの分枝となる。参照符号24は概して本発明のリードを指し、前記リードはリード本体を備え、前記リード本体は、冠状静脈洞14に進入する主要部26直径は例えば6フレンチを有し、前記主要部26は同じ形状ではあるが直径がより小さい例えば4.8フレンチの遷移部28によって延長され、これにより冠状静脈系へのより良好な進入が実現する。このリード本体は、シリコンやポリウレタンなどの変形可能素材で形成される管状中空外筒で構成されて、前記管状中空外筒はリード本体の一端から他端へと延在する中央管腔を画定する。リード本体は遠位端において保持手段30を備えていて、静脈内でのリード本体の機械的支持を可能にする。この保持手段は、例えば欧州特許出願公開第1374945A1号明細書及びその米国対応である米国特許第7483753号明細書双方ともSorinCRMS.A.S.旧ELAMedicalに譲渡に記載されているネジであってもよく、これは約7フレンチの最大外径を有する螺旋状ねじ山を備えている。図6を参照されたい。この保持手段は、上述したSitusLVモデルのリードにおいて用いられるのと同じタイプである。ねじ山は、円筒状要素の内部で成型されてリード本体の遷移部28を終端し、ここでアセンブリ全体は好適にはシリコンゴムなどの素材あるいは外傷を受けず良好な生体適合性を確実にする類似の素材で形成される1つの小片の中で成型される。さらに、保持手段30を備えるリード本体の遠位端は管腔端部32で開口しており、ここで出口は封止手段図示はしないが従来型設計のものを具備し、前記封止手段は例えば、リード本体の中央管腔に導入される要素の存否に関わらずリード本体内部における血液のいかなる逆流をも防止する貫通可能シリコンプラグである。このリード本体は、ガイドワイヤを形成する非常に細いスタイレットを用いて従来のOTW技術に従って植込みされ、前記スタイレットは、外傷を受けないための、そして、穿孔のリスクなしに冠状動脈系の血管内への前記スタイレットの直接の導入を許容するための可撓端をその遠位端に備えている。かつて外科医は、外科医が冠状静脈洞の端部に到達できるようにする主カテーテルと、選択された刺激部位に対応する目標静脈への到達を可能にする静脈系の経路を蛍光透視法によって選択するための下位選択カテーテルとを持っている。その後、外科医は特定の側副静脈を選択するために、ガイドワイヤをカテーテルに導入して、冠状静脈系の中にガイドワイヤを押し込んで前進させる。側副静脈が選択されると、外科医はリード本体用のガイドワイヤを引っ張るガイドワイヤは、貫通可能プラグによって通常閉鎖されているオリフィス32を通過する。その後、外科医は、リード本体を選択された位置へと軸方向に案内するガイドワイヤ上のリード本体を引っ張って動かす。リード本体が選択された静脈内の最終的な位置に到達すると、外科医はリード本体に追加的な回転運動を与える。この回転運動によって保持手段30のネジ山をねじ込むことにより、リード本体が静脈内部にさらに数ミリメートル進行し、その進行に対応するリード本体の固定の強化を確実にする。典型的には、上記の周知の従来型の構造を有するリード本体は、場合によっては、リード上に配置された既存の能動刺激電極に追加して、リードの能動部分34を示す伸縮式マイクロケーブルによって延長される。好ましくは、マイクロケーブルは直径が約0.5~2フレンチであり、リード本体の遠位端の出口32を超えて1~200mm延長する。リード本体が上述の方法によって植込みされて、ガイドワイヤが除去された後、マイクロケーブルはリード本体の近位端に挿入される。マイクロケーブルはリード本体の全長に沿って押し込まれて、出口32から出現し、その後、出口32を超えたところに配置され、蛍光透視法によって側副静脈内で所望の位置まで前進する。したがって、従来公知のリードでは到達不可能であった冠状静脈系の領域に到達して刺激することが可能である。マイクロケーブルの能動部分34すなわち、その出現部分は、一連の個々の電極を形成しかつ、直列に接続されて複数の刺激点を形成する電極アレイを構成する、複数の明瞭裸部分を有する。例えば、図2において、能動部分34は、遠位端電極36の他に、能動部分34の全長に沿って規則的な間隔で配置された複数の環状電極38を備える。このことにより、点40が静脈壁と接触し、そのため心外膜のしたがって左心室の複数の点において刺激エネルギーのマルチゾーン分布が確保される機会が増加する。図2及び3は、本発明のリードの能動部分マイクロケーブルの出現部分に連結される部分の第1の実施形態を示す。能動部分34の心材はマイクロケーブル42によって形成され、前記マイクロケーブル42上では鎧管44と短い導電電極38とが連続的かつ交互に差し込まれている。マイクロケーブル42は、遠位端電極36によって終端される。マイクロケーブル42は、ニチノールNiTi合金の心材、すなわち極度の耐疲労性という主要な利点を有する素材で構成されるのが有利である。好ましくは、マイクロケーブルの構造は、各縒り線が、ニチノールの層でコーティングされているプラチナイリジウムの心材又はその逆のコーティングをされた心材から構成される、複数の縒り線を備えている。その後、冠状静脈系は、場合によっては、パリレン例えばパリレンCの薄い層によって又はポリウレタン管によってコーティングされる。いずれの場合においても、様々な複雑さを有する開口部が、例えばプラズマアブレーションによって、マイクロケーブル沿いに設置されて、電気的能動部分36、38が形成される。電気性能を向上させるために、これらの能動部分を例えば窒化チタンによってさらにコーティングしてもよい。これらの種類のマイクロケーブルは、例えばFORTWayneMetalsMetalsCompanyInc.やFORTWayne,USAから入手可能であり、これまで医療分野において特に細動除去導電線用として使用されてきたが、ただし素材の配置の仕方は異なっていた。これらの従来周知の用途において、その構造は、各縒り線が、ステンレス鋼層でコーティングされた銀の心材伝導率向上のためを備えているマルチワイヤ構造である。そしてこれらのマイクロ構造は、単離していると否とに関わらず、マルチ管腔のリード本体に組み込まれるのであり、その構造は古典的でありかつ周知である。上記のマイクロケーブル構造の利点は、機械的耐久性が低い方の要素プラチナイリジウム又は銀がニチノール外筒の中に直接封入されるあるいはニチノール外筒の周りにコーティングされるという点にある。縒り線の破壊が起きた場合の結果はこのようにして最小化される。あるいは、プラチナイリジウムの縒り線を1x7型のマルチワイヤ構造の中心に配置し、その後、最も壊れやすい縒り線に最も耐久性の高い外部縒り線を巻き付けることもできる。最後に、プラチナイリジウムはタンタルなどいかなる放射線不透過性素材と置き換えてもよく、そしてニチノールは、それよりは劣るがそれでも十分な耐久性能を有する素材、または標準的な導電線の製造において一般的に用いられるステンレス鋼MP35Nなどニチノールほど高価でない素材と置き換えてもよい。電極36及び38との間に延在する鎧管44は、好ましくは、PUタイプの接着剤によってマイクロケーブル上に接着されたポリウレタンPUで形成された管である。前記接着剤の流動性は、マイクロケーブルの縒りによって形成される割れ目と相まって、PU管とマイクロケーブルとの最適な連結を確実にする。プラチナ電極36及び38は好ましくはマイクロケーブル上に直接圧着される。電極の厚みの少なさは、プラチナの可鍛性と相まって、マイクロケーブルの変更を伴わずに電気的接触の質を向上させる。一方で電極の短さ例えば0.5~10mmは、前記電極がシステム全体の機械的動作に与える影響を著しく制限する。電極によるそうした影響はほとんどの場合マイクロケーブルによって左右されるものである。各電極の個々の表面積は約0.5mm2であるため、かなりの個数例えば長手方向の1~200mmの長さにわたり最大12個までを68mm2の組み合わせ後の全体表面積を上回らない範囲で分布させることができる。累積の能動表面積が少ないため、刺激の生理的有効性及びより少ないエネルギー消費という高電流密度型リードの利点が提供され、その一方で、電極の数の増加によって、能動部分34の導電表面電極36及び38の興奮組織との物理的そしてそれゆえ電気的な接触の機会が最大化する。さらに伝導ゾーンと絶縁ゾーンとの交替は、システムの伸縮特性と相まって、横隔膜刺激リスクの管理の改良を可能にする。実際、所与の位置において横隔神経が電界に含まれている場合、マイクロケーブルをリード本体内で摺動させることによって、横隔神経から遠い遠隔領域にマイクロケーブルを配置してこのような寄生刺激を回避することが可能である。上述の構成によって、冠状静脈系におけるリードの配置という課題と、刺激点の増加に関連する課題という二つの課題を分離させることが可能となる。実際、リードの機械的固定及び維持は、リード本体自体そして保持手段30によって上流において提供される。その一方で、刺激点の増加は、伸縮式マイクロケーブルに沿って配置された電極アレイによって提供され、これにより、アクセス性と安定性という通常の制約とは無関係に選択される広い領域を刺激することが可能となる。その上、組織との接触を促進するため、マイクロケーブルの遠位端の形状としては、以下を含むがそれに限定されるものではない複数の種類の予め形成された形状が可能である。すなわち、同一平面上において様々な半径を有する一連の折れ曲がり;一連の個別の平面上において様々な半径を有する一連の折れ曲がり;いかなる基平面もない、例えばピグテール型の三次元で大きく湾曲する軌道;静止状態のときに一辺1~35mmの立方体に内包される、予め形成された形状の外形寸法。この特定の構成によって、マイクロケーブルのみの例えばリードなしでの植込みという特定の変形を検討することが可能となり、その場合、前記マイクロケーブルはその遠位側の予め形成された形状によって所定位置に収納される。本実施形態において、静脈内での配置は、従来型のカテーテル/下位カテーテル手段又はブレインアクセスカテーテルによって行われる。図4は、本発明のリードの能動部分の第2の実施形態を例示する。本実施形態において、マイクロケーブルのワイヤ46、46’、46によって形成される縒り線は、その上に単離PU接着剤48、48’、48の絶縁コーティングが、縒り線全体の外側直径よりも小さい直径分だけ塗布されており、螺旋形状の導電表面50、50’、50コーティングされていない表面が予備として露出し得るようにされている。したがって、能動表面34の能動部分は、能動領域34の長さの全部又は一部におけるマイクロケーブルの周辺上の三重螺旋形状50、50’、50である。この解決手法により、電極の総面積の増加を伴わずに、刺激の長手方向に前記能動表面を伸長させることが可能となる。図5を参照すると、露出表面mm2に対するポリウレタンコーティングの直径mmとして示されるグラフは、粘着性PUのコーティングの直径の変化に従って全体露出表面すなわち能動表面を調整する方法を図示する。このグラフにおける数字は、長さ40mmで、三つの縒り線で構成される全体直径0.3mmのマイクロケーブルの場合の数字である。この変形により、マイクロケーブルの電極の能動表面の使用がさらに最適化できるようになり、前記能動表面の長手方向の伸長が促進される。図示された螺旋状領域50、50’、50は、必要に応じて、マイクロケーブルの一部においてのみ出現するようにしてもよいことに留意すべきである。それは例えば、螺旋状の露出表面が容易に見える能動領域と、上記の第1の実施形態において記載されている管44などのPU管などによって完全に単離された領域とを交替させることによってなされる。さらに、マイクロケーブルの裸導電領域は、NiTiなどの多孔性コーティングを施されてもよく、あるいはスパッタリングによって堆積されたカーボンフィルムによって形成された追加層でコーティングしてもよく、これにより、マイクロケーブルと前記マイクロケーブルの絶縁と前記マイクロケーブルの環境との間の生体適合性特性が改善し、血流と接触する部分の劣化が回避される。SorinBiomedicaSpAに発行された米国特許第5,370,684A号明細書及び米国特許第5,387,247A号明細書は、ポリウレタン又はシリコンで被覆されたカテーテル、心臓弁などの植込み型人工器官の上にサブミクロンの薄いカーボンフィルムのスパッタ堆積を行うことを記載する。これらの文書は、このカーボンフィルム堆積物を作る技術に関するより多くの詳細のために参照されるものであり、本明細書中に参考として援用される。図6は本発明の第1の実施形態の変形である第3の実施形態を示し、ここでリードは複数の個別のマイクロケーブルを保持しており、それぞれのマイクロケーブルは上述されまた図2及び3に示されるマイクロケーブルと類似する。本実施形態において、単一のリード本体24は、いくつかの内部平行管腔を備えており、前記内部平行管腔から複数のマイクロケーブルが横方向にそれぞれ出現する。このように図6においてリード本体は、それぞれの管腔と連通する開口部32a、32b、32cをそれぞれ備えた複数のセクション28a、28b、28cを具備する。またリード本体は、その遠位端において保持手段30と穴32dも具備する。穴32a、32b、32c、32dの各々からマイクロケーブル34a、34b、34c、34dがそれぞれ出現し、これは上記のいずれかの実施形態、例えば図6に示される例における第1の実施形態に基づいている。これらのマイクロケーブルは、出現部分の全長において、電気的に結合されかつ鎧部分44によって分離される電極36、38からなるネットワークをそれぞれ含む。この解決手法は左心室の広域を網羅することを可能にする。ここで多数の電極が平行に接続されており、しかし各能動部分34a、34b、34c、34dに対応する各分岐は、それぞれがリードの近位端に電気的に接続していることにより、電気的に独立した状態を保持している。この連結により、マルチコネクタヘッド例えばIS-4型の対応端末への接続が可能となる。また、相異なる電極アレイの接続を個別に行うために、多重化システムをリード内部に具備させてもよい。一般に、いずれの実施形態を採用したとしても、上記の技術は多くの効果を有するものであり、とりわけ以下の効果がある。-植込みの方法を単純化し、必要なのは従来周知の装置のみとした;-組織との電気的接触の安定性静脈のサイズを問わない;-目標静脈内の取付点を保持手段30において維持しつつ、細い静脈網へのすぐれた順応によって、遠位領域を含む静脈の使用可能部分を静脈系へと延長させる可能性;-心外膜の深部における電気流量の効果的な配分;-マイクロケーブルのニチノール構造の機械的性能の結果としての高い信頼性;-全体的に単純な機械構造であることによる製造コストの低さと信頼性の高さ;-マイクロケーブルを形成する各縒り線のプラチナ心材と、プラチナリング第1の実施形態の場合とによる放射線不透過性;-iマイクロケーブルの等直径形状、iマイクロケーブルの外径の小ささ、そしてiiiマイクロケーブルの高い引っ張り強度マイクロケーブルの端部における一体型の堅固な構造による取り出しの容易さ;リード本体を取り外すには単に保持手段30のレベルにおいてリード本体の遠位端を回して外すだけで十分である。当業者においては、前述した実施形態は単に説明の目的のものであり、本発明はこれに限定されることはなく他の実施形態によっても実施し得ることが理解される。"