JP2013074956A - 生体組織用刺激電極及び該刺激電極の加工方法 - Google Patents

Abstract

【課題】 より安定した性能を有する生体組織用刺激電極及び該刺激電極を得るための加工方法を提供する。
【解決手段】 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極は、生体適合性を有する金属にて形成されており、表面には超短パルスレーザの照射による複数の凹部が形成されている。このような生体組織用刺激電極は、患者の網膜を構成する細胞の電気刺激を行い視覚の再生を促すために患者眼に設置される所定の基板上に複数個設置される。また、生体組織用刺激電極の加工方法は、電極の表面に形成される互いに隣り合う凹部の距離が等しくなるように、制御手段によってレーザ装置からの前記超短パルスレーザの出力が制御される。

【選択図】 図７

Description

本発明は、生体組織の一部に電気刺激を与えるための生体組織用刺激電極及び該刺激電極の加工方法に関する。

患者の聴覚神経を刺激して耳小骨へ音の振動を伝達する人工中耳、患者の胸部に埋植されて心筋に電気刺激を与えて不整脈の発生を抑制する心臓ペースメーカ等、体内に埋植された生体組織用刺激電極（以下、電極）を用いて、生体組織の一部を電気刺激して生体機能を調節する電気刺激装置が研究されている。例えば、電極から出力された電気刺激パルス信号（電荷）によって網膜を構成する細胞を電気刺激し、視覚の再生を促す視覚再生補助装置が知られている（特許文献１参照）。

電気刺激装置による生体組織の電気刺激では、電極から所定量の電荷が注入されることで細胞に必要な刺激が与えられる。また、刺激電極を生体内の限られたスペースに配置しつつ、患者の負担をできるだけ減らすためには、電極の大きさは出来るだけ小さいことが好ましいとされる。一方で刺激電極が電荷を注入できる能力は電極の表面積に比例する。

特に、特許文献１に示される視覚再生補助装置のように複数の電極が使用される電気刺激装置では、電極のサイズを抑えつつ、表面積を広くすることがより求められている。そこで、本出願人は、電極にエッチングによる酸化還元反応を行うことによって、電極の表面に不均一で微細な凹凸による粗面を形成させて、電極の表面積を増加させることを提案している（特許文献２参照）。

特開２００９‐０８２４９６号公報 特開２０１１‐０３０７３４号公報

特許文献２に示される化学反応による表面処理によって、電極の表面積を増加させることができる。しかし、表面処理を行える電極材料の種類が制限されてしまうこと、条件によって電極の表面状態の再現性を得ることが難しいなどの課題が残る。

本発明は上記従来技術の問題点に鑑み、より安定した性能を有する生体組織用刺激電極及び該刺激電極を得るための加工方法を提供することを技術課題とする。

上記課題を解決するために、本発明は以下のような構成を備えることを特徴とする。

（１） 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極であって、該電極の表面には超短パルスレーザの照射による複数の凹部が形成されていることを特徴とする。
（２） （１）の生体組織用刺激電極において、前記電極は生体適合性を有する金属で形成されることを特徴とする。
（３） （２）の生体組織用刺激電極において、前記電極の表面の中心部に形成される前記凹部の密度は、前記電極の表面の周辺部に形成される凹部の密度と比べて高いことを特徴とする。
（４） （２）または（３）のいずれかの生体組織用刺激電極において、前記凹部は孔又は溝であることを特徴とする。
（５） （４）の生体組織用刺激電極において、前記電極は立体形状を有し、前記複数の孔は、直径５μｍ以上３０μｍ以下であると共に、アスペクト比１以上であることを特徴とする。
（６） （５）の生体組織用刺激電極において、前記複数の孔は正方格子状又は千鳥状に配置されることを特徴とする。
（７） （１）乃至（６）の何れかに記載の生体組織用刺激電極は、患者の網膜を構成する細胞の電気刺激を行い視覚の再生を促すための電極であって、該電極は患者眼に設置される所定の基板上に複数個設置される電極であることを特徴とする。
（８） 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極であって、該電極の表面にはフェムト秒レーザの照射による周期構造が形成されることを特徴とする。
（９） （８）の生体組織用刺激電極において、前記周期構造は、空間周波数及び深さが２００ｎｍ以上１２００ｎｍ以下であることを特徴とすることを特徴とする。
（１０） 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極の加工方法であって、前記電極の表面に形成される互いに隣り合う前記凹部の距離が一定となるように、制御手段によってレーザ装置からの前記超短パルスレーザの出力が制御されることを特徴とする。
（１１） （１０）の生体組織用刺激電極の加工方法であって、前記電極は立体形状を有しており、前記制御手段は前記電極の高さ位置に応じて前記電極に対して照射される前記レーザ光の深さ方向の照射位置を制御することを特徴とする。
（１２） （１１）の生体組織用刺激電極の加工方法において、前記レーザ装置はフェムト秒レーザを出力させるフェムト秒レーザ装置であることを特徴とする。

本発明によれば、より安定した性能を有する生体組織用刺激電極及び該刺激電極を得るための加工方法を提供できる。

本発明の実施形態を図面に基づいて説明する。はじめに、生体組織用刺激電極１（以下、電極１と記す）の加工方法を説明する。図１は本実施形態の電極１の構成図であり、図１（ａ）は電極１の側面図、図１（ｂ）は電極１の上面図である。

図１に示される電極１は、所定の立体形状を有しており、先端（上端）１ａが所定の曲率（曲率半径）を有する曲面に形成されていると共に複数の孔１ｃが形成されている。一方、電極１の側面１ｂには孔１ｃが形成されておらず、先端１ａと比べて滑らかな表面とされている。これにより、電極１全体に孔１ｃが形成されておらず表面が滑らかな場合と比べて、電極１（先端１ａ）の表面積が増加されて、先端１ａから出力される電流の電荷密度が増加されて生体組織の局所領域が好適に電気刺激されるようになる。

次に電極１の加工方法を説明する。図２は電極１の加工方法の説明図であり、図２（ａ）に表面加工前の電極１の断面図、図２（ｂ）に表面加工時の電極１の断面図を示す。はじめに電極１の外形を形成する。まず、生体適合性を有する金属のバルク材料を所定の長さに切断した後、周知の金属加工（切削加工等）で形状及び大きさを整えて所定の外形形状の電極１を得る。これ以外にも金属のバルク材料（棒材）を先に電極形状に加工した後、切断することで所定の外形形状の電極１を得るようにしても良い。

ここでは、図２（ａ）に示されるような、外径が１００〜５００μｍ、高さが１００〜５００μｍの立体的な弾丸形状の電極１を作成する。なお、電極１を形成する材料には、生体適合性を有する周知の金属が用いられる。ここでは、白金（Pt）材料が選択されるとするが、金、窒化チタン、純イリジウム又は酸化イリジウム、タンタル等の材料、又はこれらの混合物等を用いて電極１が形成されても良い。

また、電極１は、周知の金属加工（例えば、切削加工、機械加工、旋盤加工、やすりがけ加工等）を用いて、用途に合わせて様々な大きさ及び形状に形成される。例えば、所定の厚みを有する板状の電極等が形成されても良い。

次に、電極１の表面処理を行い表面積（電荷注入能力）を増加させる。本実施形態では超短パルスレーザを電極１の表面に照射することで、電極１の表面に複数の孔１ｃを形成して表面積（電荷注入能力）を増加させる。なお、超短パルスレーザとはナノ秒（second）からフェムト秒（second）のパルス幅を有するレーザを示す。このような、短いパルス幅の超短パルスレーザが表面処理に用いられることで、電極１の表面により多くの孔１ｃが形成される。また、レーザ照射により発生する熱が孔１ｃの周辺に伝播されることが抑えられ、孔１ｃの形状が精度良く形成されるようになる。

ここで、レーザ照射装置の例を説明する。図３はレーザ照射装置の概略ブロック図である。レーザ照射装置１００は、集光点でブレイクダウンを発生させるパルスレーザを出射するレーザ光源１１０と、レーザを導光しターゲット（電極１）に照射するレーザ照射光学系１２０と、レーザ照射装置１００全体の駆動制御を行う制御部１５０とを備える。

レーザ光源１１０は、ナノ秒からフェムト秒のパルス幅の超短パルスレーザを出射するデバイスが用いられる。レーザの集光点（レーザスポット）でプラズマを発生する（ブレイクダウンを起こす）超短パルスレーザが出射されることで、パルスレーザの集光点で対象物（電極の一部）が切断される。

照射光学系１２０は、パルスレーザのスポット（焦点位置）をターゲット面上で二次元的（ＸＹ方向）に走査（偏向）する走査部（光スキャナ）１２１と、パルスレーザのスポットを光軸方向（Ｚ方向）に移動させる焦点移動部（フォーカスシフタ）１２２と、レーザをターゲット面に結像させる対物レンズ１２４を備える。走査部１２１と焦点移動部１２２によってレーザ光のスポットを電極１に対して３次元的に移動させる移動光学系が構成される。

制御部１５０は、レーザ照射装置１００全体の動作制御を行う。また、制御部１５０には、レーザ光の照射条件・レーザの走査条件を設定するための入力手段１５１、レーザ照射のトリガ信号を入力するためのフットスイッチ１５２、各種条件が予め記憶されているメモリ１５３、などが接続される。

レーザ光源１１０から照射されたレーザのスポット位置でブレイクダウンが生じると、電極１の表面にスポットサイズ程度の機械的破壊（亀裂等）が起こる。そして、図２（ｂ）のように、制御部５０による焦点移動部１２２の制御によってレーザのスポットが光軸方向（Ｚ方向）に移動されることで、電極１の先端１ａに所定深さの孔１ｃが形成される。なお、孔１ｃは少なくとも１回のレーザ照射で形成され、形成される孔１ｃの深さに応じて光軸方向の異なる位置で複数回のレーザ照射が行われる。

電極１の表面の所定位置に孔１ｃが形成されたら、走査部１２１と焦点移動部１２２の駆動によってレーザ光の照射位置を水平方向（ＸＹ方向）に移動させ、先端１ａの異なる位置に孔１ｃを形成する。このようにレーザのスポット位置が三次元的に移動されることで、先端１ａの所期の位置にレーザ照射による複数の孔１ｃが形成される。

なお、本実施形態では制御部１５０による移動光学系の駆動制御によって、電極１上でのレーザの照射位置が調節されることで、先端１ａの異なる位置に孔１ｃが形成されるようにしている。これ以外にも、レーザ照射装置１００のレーザ光の照射位置を固定させておき、電極１側（電極１を載置する図示を略すステージ）を制御部５０が三次元方向に移動させることで、先端１ａ上での孔１ｃの形成位置を調節しても良い。又は、移動光学系１２２とステージの両方の駆動制御が組み合わされても良く、電極１に対するレーザの照射位置が相対的に調節されれば良い。

なお、孔１ｃの径及び深さ、隣り合う孔１ｃの形成位置（間隔）は、メモリ１５３に記憶されている照射条件を入力手段１５１で選択することで設定される。又は、孔１ｃを形成するための一つの条件が入力手段１５１で設定されることで他の条件が制御部５０によって自動的に決定されるようにしても良い。例えば、設定された孔１ｃのサイズに応じて制御部５０によって隣合う孔１ｃの形成位置が自動的に設定されても良い。

更には、電極１の形状に合わせて光軸（Ｚ方向）のレーザ光の照射位置が調節されると良い。なお、電極１の形状はメモリ１５３に電極１の高さ情報等が入力されることで制御部５０により求められる。例えば、電極１の高さ情報は、電極１の先端１ａの中心位置（座標）（Ｘ０、Ｙ０）での高さ（Ｚ０）を基準として、先端１ａの異なる位置（座標）（Ｘ１，Ｙ１）での高さの変化量（Ｚ１‐Ｚ０＝ΔＺ）を求めることで得られる。

例えば、図１、２に示されるような、周辺から中心に向けて高さが変わる立体形状を有する電極１において、電極１の形状（高さ情報）に応じて光軸方向の焦点距離が調節される。なお、このような電極１の形状の情報はメモリ１５３に予め入力される他、レーザ照射装置１００に電極１の表面形状（高さ）を検出するための検出部（図示を省略する）を設け、検出部の検出結果に基づき、レーザ照射装置１００又は電極１側の光軸方向の位置が調節されるようにしても良い。

ところで、従来技術の化学反応（エッチング）により電極の表面積を増加させる場合は、電極材料の種類、又は同じ電極材料で形成された電極であってもその個体差によって、表面処理後の電極１の表面状態にばらつきが生じる可能性があった。一方、本発明ではレーザを電極１の表面に照射させて表面積を増加させる為、電極１を形成する金属材料の種類に関わらず、一定のレーザの照射条件で一定の表面状態が得られるようになる。つまり、超短パルスレーザを用いた表面処理によって、電極１の個体差によらず、同じ表面状態の電極１が再現性良く得られるようになる。

なお、白金を電極材料に用いる本実施形態では、電極１に形成される孔１ｃの直径は５μｍ以上３０μｍ以下であって、孔１ｃの深さはアスペクト比１以上であることが好ましい。アスペクト比Ａは、孔１ｃの直径ｄに対する孔１ｃの深さａの比として、Ａ＝ｄ／ａで求められる値である。

孔１ｃの直径が５μｍよりも小さいと電極１の表面に孔１ｃが形成され難くなり、電極１の表面状態がばらつく（表面積の増加量に局所的な偏りが生じる）可能性が高くなる。一方、孔１ｃの直径が３０μｍよりも大きいと、電極表面に形成される孔１ｃの数が少なくなり電極１の表面積の増加量が制限されやすくなる。
また、アスペクト比Ａが１よりも小さいと、孔１ｃの奥行きが浅くなり、電極１の表面積が増加されにくくなる。なお、アスペクト比が大きい方が電極１の表面積は増加され易くなるが、電極１の表面（上部１ｂ）と孔１ｃの内部からの出力電荷の遅延時間が大きくなることで、電極１から出力される電荷（電気パルス信号）の精度が低下しないようにする。以上のような、孔１ｃの径及び深さは、上記の特性を満たすように、電極の形状及び材質との組み合わせて適宜選択される。

以上のように、レーザ照射により電極１の先端１ａに複数の孔１ｃが形成されることで、電極１（先端１ａ）の表面積が増加されて電荷注入能力が高められる。また、電極材料の種類や電極の個体差に関わらず、同じ表面状態の電極１が再現性良く得られるようになる。
また、電極１の先端１ａを中心に孔１ｃが形成されることで、注入電荷が電極１の先端１ａに集約されるようになり、生体組織の局所領域が精度良く（ピンポイントで）電気刺激されるようになる。一方、電極１の側面１ｂにレーザを照射せず、孔１ｃを形成しないことで、電極１の外形形状を変えることなく電極１の表面積を増加できる。

なお、図１では、隣接される複数の孔１ｃの距離（中心間距離）が一定となるように、孔１ｃが形成される例が示されている。この場合、先端１ａの表面積が一様に増加されて、電極１から均一な電流（電荷）が注入される易くなる。例えば、先端１ａの孔１ｃの形成パターンを、正方格子状、千鳥状等、所定の周期構造にすると、隣り合う孔１ｃの中心間距離を一定にできると共に、中心間距離をできるだけ短くできる。この場合、先端１ａにより多くの孔１ｃが形成され、表面積が増加され易くなる。なお、隣り合う孔１ｃの中心間距離は一定でなくても良い。レーザの照射パターンに応じて任意に設定することができる。

図４に、レーザ照射装置１００による表面処理が行われた電極１の変用例を示す。ここでは、電極１の上面図（先端１ａ側から見た図）が示されている。例えば、図４（ａ）に示されるように、先端１ａの中心付近で孔１ｃを密に形成し、周辺に向けて孔１ｃの密度が低くなるようにレーザの照射パターンを決定して、孔１ｃを形成しても良い。この場合、孔１ｃが密に形成された先端１ａの中心部で電気刺激時の電荷密度分布が高くなる。

また、先端１ａの中心から周辺に至るに連れて孔１ｃの直径を変えても良く、図４（ｂ）に示されるように、先端１ａの中心から周辺に至るにつれて、孔１ｃの直径が大きくなるようにレーザの照射パターンを変えることで、孔１ｃを形成しても良い。また、先端１ａの中心付近に形成される孔１ｃを深く形成し、周辺に至るにつれて、次第に孔１ｃが浅くなるようにレーザの照射パターンを設定して孔１ｃを形成してもよい。

更には、図４（ｃ）に示すように、電極表面の任意の局所領域に孔１ｃを形成しても良い。この場合、表面積が増加された電極１の局所領域を中心に電荷が注入されるようになる。また、図４（ｄ）に示されるように、上部１ｂの中心から周辺に向けて連続してレーザが照射されることで、渦状の溝１ｄを形成して表面積を増加させても良い。

これ以外にも、電極１の形状及び用途などに応じて、機械加工（レーザ加工）によって、電極１の表面に様々な形状の孔又は溝による凹部を形成することで、表面積を任意に増加させることができ、電極１の電荷注入能力を任意に増加させることができるようになる。
なお、以上のような表面処理によって、電極１の表面に孔１ｃを形成した後、更に既知の電荷注入能力を向上させるための処理が行われても良い。例えば、白金黒メッキ又は酸化イリジウム膜形成等の処理が行われても良い。

次に、以上のような表面処理が行われた電極１を備える電気刺激装置の例を説明する。ここでは、患者の網膜に電気刺激を与えるための視覚再生補助装置を例に挙げて説明する。図５は、視覚再生補助装置で用いられる電極基板の作成手順の説明図である。

図５（ａ）に示すように、表面に複数の孔１ｃが形成された電極１のベース部（図番号を省略する）に、絶縁被覆されたワイヤ４１の先端を置き、レーザ熔接や抵抗熔接等の熔接技術を用いて接続（溶接）を行う。この際、ワイヤ４１の熔接箇所は、熔接時の熱により、絶縁用樹脂による被覆が取り除かれた状態で接続されることとなる電気的に接続される。なお、電極１とワイヤ４１の接続は、圧着加工等を用いた機械的接続であってもよい。

次に、電極１のベース部側からワイヤ４１に当接するまで周知のワッシャ４６を通す。
その後、ベース部のプレスによって、電極１とワッシャ４６でワイヤ４１が狭持（接続）される。このような処理を電極１ごとに行い、各電極１とワイヤ４１を電気的に接続させる。

次に、図５（ｂ）に示すように、治具７０を用いて各電極１が組み込まれた基板４３を形成する。治具７０は、レーザ加工又は機械加工により電極１が収まる径を有する複数の孔７１が形成されている。なお、孔７１の直径は電極１の径に合わせた大きさに決定され、孔７１の深さは電極１の高さと同じ又は若干浅く形成される。これにより、治具７０に電極１が取り付けられたときに、ワイヤ４１が治具７０に接触しないように置かれる。又は、治具７０上に置かれる。

以上のような治具７０の孔７１に電極１を配置して、図５（ｃ）に示すように、樹脂で基板４３を形成する。例えば、電極１が置かれた治具７０を蒸着装置内に入れ、パリレン等の生体適合性を有し絶縁性の高い基板用材料を治具７０上に成長させる。これにより、治具７０の平板状に合わせて所定の厚さの樹脂が平板状に形成され、ワイヤ４１が内包されたフレキシブル性を持つ基板４３が成形される。

このとき、本実施形態では、電極１の側面１ｂにはレーザによる表面処理が行われていないため、外形形状が保たれている。その為、電極１が孔７１に隙間無く置かれることで、樹脂が電極１と孔７１との間に流れ込むことが防止される。これにより、電極１に付着した樹脂を除去する処理が省略されて、効率よく基板４３が製造される。

なお、上記では予め表面処理が行われた電極１を基板４３に組み込んでいるが、基板４３に電極１を組み込んでから、上記のレーザ照射による表面処理を行うことで、電極１（先端１ａ）の表面積（電荷注入能力）を増加させても良い。以上により、基板４３から先端部（複数の孔１ｃが形成された先端１ａ）が突出された各電極４１が基板４３上の所定位置に配置されるようになる。

次に、視覚再生補助装置の構成を説明する。図６は視覚再生補助装置の概略ブロック図である。視覚再生補助装置２００は、患者の体外に取り付けられる体外装置２００ａと、患者の体内に埋植されて電気刺激を行うための体内装置２００ｂとから構成される。

体外装置２００ａは、外界を撮影する撮影装置１２と、撮影装置１２からの撮影データ（画像データ）を患者が視認するために必要となる所定帯域の信号（電気刺激パルス用データ）に変換するパルス信号変換手段１３ａと、視覚再生補助装置に電力供給をする電源１３ｂと、電気刺激パルス用データを体内装置２００ｂ側に伝送するための送信手段１４とから構成される。

体内装置２００ｂは、体外装置２００ａからの信号を受信する受信手段２３と、受信手段２３で受信された電気刺激パルス用データに基づき各電極１に分配する電気刺激パルスを生成すると共に、体内装置２００ｂの動作制御を行う制御部２５と、制御部２５からの信号に基づき電気刺激パルスを各電極１に分配させる電子回路４０と、基板４３に組み込まれた電極１から構成される。なお、電子回路４０と基板４３の各電極１とは、ワイヤ４１を介して電気的に接続される。

撮影装置１２で撮影された被写体の撮影データ（画像データ）は、パルス信号変換手段１３ａに送られる。パルス信号変換手段１３ａは、撮影した被写体を患者が視認するために必要となる所定の帯域内の信号（電気刺激パルス用データ）に変換し、電源１３ｂから供給される搬送波に重畳させて電磁波として、送信手段１４を介して体内装置２００ｂ側に伝送させる。

体内装置２００ｂ側では、体外装置２００ａからの信号を受信手段２３で受信して制御部２５に送る。制御部２５は、受信手段２３で受信された電気刺激パルス用データに基づき、各電極１に分配される電気刺激パルスと、各種制御信号を生成して電子回路４０に送る。

電子回路４０は受信信号に基づき、電気刺激パルスを各電極１から出力させる。これにより、各電極１から出力される電気刺激パルスによって網膜Ｅを構成する細胞が刺激され、患者は視覚を得る。このとき、本実施形態ではレーザ照射による表面処理によって電極１の先端１ａの表面積が増加されて、電荷注入能力が高められた電極１が使用されている。これにより、電極１の先端１ａの電荷密度が高くなり、網膜の局所領域が精度良く電気刺激される。

なお、以上のようなレーザ照射による表面処理が行われた電極１は、これ以外にも様々な周知の生体組織用の電気刺激装置に用いられる。例えば、ペースメーカ、人工内耳等の電気刺激装置に本発明の表面処理が行われた電極を使用できる。これにより、電極１のサイズを大きくすることなく電荷注入能力を高められる。一方、電極１の電荷注入能力が高くなることで、電極１のサイズを小型にすることができ、電極１が埋植される患者の負担をより減らすことができる。また、生体組織の限られた範囲により多くの電極１を配置できるようになり、生体組織の電気刺激の精度が向上される。

なお、上記では超短パルスレーザの照射により生じる機械的破壊によって電極１に凹部（孔又は溝）を形成して表面積を増加させている。これ以外にも、電極１の表面にフェムト秒レーザを照射することで周期構造を形成して表面積を増加させても良い。なお、ここでの周期構造は、物体（電極）に対して加工閾値近辺の強度のフェムト秒レーザを照射することによって、レーザの入射光と反射光とが干渉することで形成される。周期構造はレーザの波長と同程度の空間周波数及び深さを有する複数の溝によって構成され、これにより電極の表面積が増大される。例えば、白金に対して周期構造を形成する場合は、レーザ光の波長に応じてその表面（電極表面）にピッチ（間隔）及び深さがそれぞれ（レーザ光の波長と同程度の）数百ｎｍの周期構造を多数形成できる。

なお、レーザの波長で決定される周期構造のピッチ及び深さは１ｎｍ以上であれば電極の表面積を増加させることができる。より好ましくは、２００ｎｍ以上１２００ｎｍ以下のピッチ及び深さの周期構造が形成されることで、電極（金属）の表面積が好適に増加されるようになる。

なお、レーザ照射による周期構造は電極の形状に関わらず形成できるが、特に機械的破壊による孔又は溝を形成するのが困難である薄い電極１の表面積を好適に増加させることができる。また、電極の形状に応じて（例えば、弾丸形状など）、電荷密度を高くしたい領域での周期構造が密に形成されるようにしても良い。
更には、機械的破壊による複数の孔又は溝と、フェムト秒レーザの照射で形成される周期構造との両方を組み合わせて表面積（電荷注入能力）を増加しても良い。

次に、超短パルスレーザを用いて実際に電極１の表面処理を行った実験結果を示す。

＜実施例１＞
電極として、材質が白金（Pt）、直径約５００μｍ、高さ約３００μｍの弾丸形状のものを使用した。レーザ照射装置として、シグマ光機製（ＬＷＬ‐３０３０‐Ｔ１０）のものを使用した。レーザの照射条件は、発振周波数２００ＫＨｚ、平均出力４００ｍＷ以上、パルス幅５００ｆｓ以下、パルス繰り返し周波数２００ｋＨｚとし、倍率２０の対物レンズで集光し、ビームスポット径１５μｍのフェムト秒レーザを電極の上部に照射させた。電極の表面状態の観察には走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）を用いた。なお、電極上でのレーザの照射位置（孔の間隔及び配置）はＣＡＤを用いて設定した。

図７に、表面処理後の電極表面のＳＥＭ観察結果を示す。図７（ａ）は倍率１５０倍での電極表面の撮影画像、図７（ｂ）は倍率５００倍での電極表面の撮影画像である。図７から電極の上部に均一な形状の複数の孔が形成されたことが分かる。
以上のようにレーザ照射による表面処理が行われることで、電極の電荷注入能力が２〜３倍程度に改善されることが分かった。

＜実施例２＞
電極として、厚さ２０μｍの白金箔（平板電極）を用いた。レーザ照射装置は実験例１と同じものを使用した。フェムト秒レーザの照射条件は、平均出力１．２μＪ／ｐｕｌｓｅ、加工速度２ｍｍ／ｓ、渦巻きピッチ１０μｍ、トレパニング有りとし、倍率５の対物レンズで集光した。また、電極の表面観察には実験例１と同じＳＥＭを使用した。

図８に、ＳＥＭの観察結果（外観評価）を示す。図８（ａ）は倍率１００倍での撮影画像、図８（ｂ）は倍率２０００倍での電極表面の撮影画像である。図８から、フェムト秒レーザの照射範囲に、周期構造の形成が確認された。周期構造によって電極表面に複雑な形状の凹凸による溝が形成されることで、電極面積が増加され、電荷注入能力が向上されることが期待される。

電極の構成図である。 電極の加工方法の説明図である。 レーザ照射装置の概略ブロック図である。 電極の表面状態の変用例である。 視覚再生補助装置の電極基板作成手順の説明図である。 視覚再生補助装置の概略ブロック図である。 実施例１の電極の表面状態の観察結果である。 実施例２の電極の表面状態の観察結果である。

１ 電極
１ａ 先端
１ｃ 孔
１ｄ 溝
１００ レーザ照射装置
２００ 視覚再生補助装置

Claims (12)

1. 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極であって、該電極の表面には超短パルスレーザの照射による複数の凹部が形成されていることを特徴とする生体組織用刺激電極。
2. 請求項１の生体組織用刺激電極において、
   前記電極は生体適合性を有する金属で形成されることを特徴とする生体組織用刺激電極。
3. 請求項２の生体組織用刺激電極において、前記電極の表面の中心部に形成される前記凹部の密度は、前記電極の表面の周辺部に形成される凹部の密度と比べて高いことを特徴とする生体組織用刺激電極。
4. 請求項２または請求項３のいずれかの生体組織用刺激電極において、
   前記凹部は孔又は溝であることを特徴とする生体組織用刺激電極。
5. 請求項４の生体組織用刺激電極において、
   前記電極は立体形状を有し、
   前記複数の孔は、直径５μｍ以上３０μｍ以下であると共に、アスペクト比１以上であることを特徴とする生体組織用刺激電極。
6. 請求項５の生体組織用刺激電極において、
   前記複数の孔は正方格子状又は千鳥状に配置されることを特徴とする生体組織用刺激電極。
7. 請求項１乃至請求項６の何れかに記載の生体組織用刺激電極は、
   患者の網膜を構成する細胞の電気刺激を行い視覚の再生を促すための電極であって、該電極は患者眼に設置される所定の基板上に複数個設置される電極であることを特徴とする生体組織用刺激電極。
8. 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極であって、該電極の表面にはフェムト秒レーザの照射による周期構造が形成されることを特徴とする生体組織用刺激電極。
9. 請求項８の生体組織用刺激電極において、
   前記周期構造は、空間周波数及び深さが２００ｎｍ以上１２００ｎｍ以下であることを特徴とすることを特徴とする生体組織用刺激電極。
10. 生体組織の電気刺激を行うために患者の生体内に取り付けられる生体組織用刺激電極の加工方法であって、前記電極の表面に形成される互いに隣り合う前記凹部の距離が一定となるように、制御手段によってレーザ装置からの前記超短パルスレーザの出力が制御されることを特徴とする生体組織用刺激電極の加工方法。
11. 請求項１０の生体組織用刺激電極の加工方法であって、
    前記電極は立体形状を有しており、前記制御手段は前記電極の高さ位置に応じて前記電極に対して照射される前記レーザ光の深さ方向の照射位置を制御することを特徴とする生体組織用刺激電極の加工方法。
12. 請求項１１の生体組織用刺激電極の加工方法において、
    前記レーザ装置はフェムト秒レーザを出力させるフェムト秒レーザ装置であることを特徴とする生体組織用刺激電極の加工方法。
    
    
    
    
    
    
    

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