JP5043190B2 - 医療電極のコーティング方法、医療電気機器、および医療電気リード線 - Google Patents

Description

本発明は、人体細胞を刺激するための植込医療機器、および生理的属性を感知するための植込医療機器のうちの少なくとも１つに関する。より詳細には、発明は、ナノ構造を有する医療機器における、電極構成に関する。

様々な生理学的機能は、植込可能機器によって管理および／または監視されうる。植込可能機器は、患者の健康管理を手助けすべく、機能性を刺激することおよび／または機能性を感知することを提供しうる。たとえば植込可能機器は、心調律管理に関連して使用され、植込可能機器は、他の治療のうち心臓ペーシング、心臓除細動、および／または心臓治療を含みうる。これらの治療を促進すべく、植込可能機器は、心臓細胞を刺激するために、および／または心臓細胞機能を感知するために構成されうる。

米国特許第３，８３５，８６４号 米国特許第４，２５６，１１５号 米国特許第７，１６２，３０８号 米国特許公開第２００６／０２３９８９１号公報 米国特許公開第２００４／０１１１１４１号公報 米国特許第７，０７９，９０３号

Ｋｉｍら"Ｍｏｄｕｌａｔｉｏｎ ｏｆ Ａｄｈｅｓｉｏｎ ａｎｄ Ｇｒｏｗｔｈ ｏｆ Ｃａｒｄｉａｃ Ｍｙｏｃｙｔｅｓ ｂｙ Ｓｕｒｆａｃｅ Ｎａｎｏｔｏｐｏｇｒａｐｈｙ"，Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ２７ｔｈ Ａｎｎｕａｌ Ｉｎｔｅｒｎａｔｉｏｎａｌ Ｃｏｎｆｅｒｅｎｃｅ ｏｆ ｔｈｅ ＩＥＥＥ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ Ｓｏｃｉｅｔｙ，Ｓｈａｎｇｈａｉ，Ｃｈｉｎａ，Ｓｅｐｔｅｍｂｅｒ ４（２００５） Ｓｈｉｎら"Ｃｏｎｔｒａｃｔｉｌｅ ｃａｒｄｉａｃ ｇｒａｆｔｓ ｕｓｉｎｇ ａ ｎｏｖｅｌ ｎａｎｏｆｉｂｒｏｕｓ ｍｅｓｈ"，Ｂｉｏｍａｔｅｒｉａｌｓ，Ｖｏｌｕｍｅ２５，Ｉｓｓｕｅ１７，ｐｐ．３７１７−３７２３，Ａｕｇｕｓｔ（２００４） Ｍａｓｅら"Ｈｉｓｔｏｐａｔｈｏｌｏｇｉｃａｌ Ｓｔｕｄｙ ｏｒ Ｔｉｓｓｕｅ Ｒｅａｃｔｉｏｎ ｔｏ Ｐａｃｅｍａｋｅｒ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ Ｉｍｐｌａｎｔｅｄ ｉｎ ｔｈｅ Ｅｎｄｏｃａｒｄｉｕｍ"，Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｎｉｐｐｏｎ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｓｃｈｏｏｌ，Ｖｏｌｕｍｅ ７２，Ｎｏ．１，ｐｐ．５２−５９（２００５）

代替的機器と、心臓機能を刺激するための方法および／または心臓機能を感知するための方法の必要性が存在する。

本発明は、一実施形態によると、医療電極のコーティング方法である。本方法は電極支持体を提供し、電極支持体の少なくとも一部に、少なくとも１つのナノ構造を配置（ｄｉ
ｓｐｏｓｅ）する。少なくとも１つのナノ構造に、少なくとも１つの細胞を堆積（ｄｅｐｏｓｉｔｅ）する。細胞の堆積は、少なくとも部分的に、体外において行なわれる（ａｆｆｅｃｔｅｄ）。

本発明は、他の実施形態によると医療電気機器であり、医療電気機器は、電極支持体と、電極支持体の少なくとも一部に配置される少なくとも１つのナノ構造と、ナノ構造に配置（ｄｉｓｐｏｓｅ）される少なくとも１つの細胞とを含む。細胞は、少なくとも部分的に、体外においてナノ構造に堆積（ｄｅｐｏｓｉｔｅ）される。

更に他の実施形態において、本発明は、リード線本体と電極を有する医療電気リード線である。電極は複数のナノ構造を含み、ナノ構造は、ポリカプロラクトン、ポリエチレングリコール、および二酸化ケイ素のうちから選択される材料を有する。

複数の実施形態が開示される一方さらの本発明の他の実施形態は、発明の図示的実施形態を示し、かつ記述する以下の記述から当業者に明らかになるであろう。したがって、図面と詳細な記述は、実際上は図示的であると解釈されるべきであり、限定的に解釈されるべきではない。

本発明は、様々な修正と代替の種類に従う一方、詳細な実施形態は、例として図面において示され、詳細は以下に記述される。意図は、しかしながら、本発明を記述される詳細な実施形態に限定するものではない。対照的に、本発明は、添付の請求項によって規定される発明の範囲に含まれる、すべての修正、均等、および代替を含むよう意図される。

本発明の実施形態にしたがう、リード線が有る植込医療機器の例。 本発明の実施形態にしたがう、リード線が無い植込医療機器の例。 本発明の実施形態にしたがう、電極対の透視図。 図３Ａの実施形態の断面図。 本発明の実施形態にしたがう、電極対の透視図。 図４Ａの実施形態の断面図。 本発明の実施形態にしたがう、電極配列の透視図。 本発明の実施形態にしたがう、電極対の拡大図。 本発明の実施形態にしたがう、電極対の拡大図。 本発明の実施形態にしたがう、電極対の拡大図。 本発明の実施形態にしたがう、電極対の拡大図。

図１は、人体心臓８の組合せ断面図と、例となる植込医療機器（ＩＭＤ）１０の透視図である。植込医療機器１０は、パルス生成器１２と心臓リード線１４を含む。心臓リード線１４は、心臓８とパルス生成器１２の間において電気信号を搬送すべく動作する。心臓リード線１４の近端１８は、パルス生成器１２に結合している。心臓リード線１４の遠端２０は、心臓８に結合している。心臓リード線１４は、近端１８から遠端２０まで延びるリード線本体を含む。心臓リード線１４は、徐脈リード線、頻脈リード線、心不全リード線、肺動脈リード線、左心房および／または左心室への植込み右側リード線、または本技術分野において知られる他の任意のリード線を有しうる。

心臓８は、心筋または心臓筋１６、右心房２２、右心室２４、および肺動脈２６を有する。右心房２２と右心室２４の間に位置する、三尖弁または心房室弁２８は、右心房２２から右心室２４への血流を制御する。右心室２４と肺動脈２６の間に位置する肺動脈弁３０は、右心室２４から肺動脈２６への血流を制御する。心臓８は更に、左心房３２，左心
室３４、および大動脈３６を有する。左心房３２と左心室３４の間に位置する僧帽弁または心房室の弁３８は、左心房３２から左心室３４への血流を制御する。左心室３４と大動脈３６の間に位置する大動脈弁４０は、左心室３４から大動脈３６への血流を制御する。

図１は、本発明の実施形態を表現する。図１では、心臓リード線１４の遠端２０は、右心室２４に植込され、心臓リード線１４の先端電極４１は、心臓８の心内膜または内側層４６に取付けられている。先端電極４１は、不整脈を直すべく、かつ洞律動を修復すべく、心臓８の電気信号を感知し、かつ心臓８に電気パルスを伝達する。他の実施形態において、心臓リード線１４は、当該分野において知られるように心臓８の任意の室に、植込または配置されうる。たとえば心臓リード線１４の遠端２０は、右心房２２または左心室３４または左心房３２に植込されうる。他の実施形態において、リード線は、心外膜リード線であり、電極は心外膜４４、例えば右心室２４の心外膜４４、右心房２２の心外膜４４、左心室３４の心外膜４４、または左心房３２の心外膜４４に取付けられる。そのような場合において、心外膜リード線または血管内リード線は、心臓の循環系を通じて、測定したい部位に伝送されうる。または心外膜リード線は、心膜の隙間に伝送されることが可能で、心外膜の中または心外膜の表面に植込みできる。代替実施形態において、先端電極４１は、心外膜４４または心内膜４６を通じて、心筋１６に植込されうる。本発明の他の実施形態において、植込可能機器１０は、複数の心臓リード線１４を含みうる。心臓リード線１４の各々の遠端２０が、心臓８の異なる室または心臓８の異なる部分に配置され、または取付けられうる。

植込可能機器は、双極または単極でありうる。単極系において、電極（たとえば先端電極４１）は、電気系の第１極として振る舞う。そして、電気系の第２極は、電極から離れて配置されうる。たとえば電気系の第２極は、パルス生成器１２に配置されうる。または第２極は、患者の身体の他の部分に、または患者の身体の表面に配置されうる。単極機器の様々な他の構成が当該分野において知られている。

双極系において、植込可能機器は、治療位置の近くに配置される２つの電極を有しうる。たとえば図１に示すように、第２電極４２は、リード線本体の遠端２０に沿って配置されうる。第２電極４２は、たとえばリング状電極でありうる。２つの電極４１、４２は、植込医療機器１０の２つの電気極として振る舞いうる。双極の電極の他の様々な構成が当該分野において知られている。

植込医療機器１０に電圧が引加されると、電気ポテンシャルは、植込医療機器１０の２つの電気極の間に生成されうる。このポテンシャルは、電場を生成しうる。幾つかの場合において、このポテンシャルは、２つの電気極の間に電流を生成しうる。この電場または電流が十分に強いと、かつ心筋細胞が電場内または電流内に配置されると、心筋細胞は消極する。この消極は、心臓筋の収縮を引き起こす。更に、心筋細胞は、この電気信号を伝搬する能力があり、隣接する心筋細胞の消極をもたらす。心筋内におけるこの自己伝搬は、心臓の特定したい領域（たとえば右心房、右心室、左心房、および左心室のうちの少なくとも１つに対応する心臓の領域）が、特定したい領域の部分のみの刺激の際に、収縮することを可能にする。

代替において、または心筋細胞を刺激することに加えて、幾つかの実施形態において、本発明の電極は、心臓のわずかな生理的属性を感知すべく、構成されうる。たとえば心臓の本来の電気信号は、電極によって受信されることが可能で、離れた場所（たとえばパルス生成器またはリード線が無い系における遠隔モジュール）に送られうる。更に、当該分野において知られる他の感知機構が、電極に、または電極の近くに配置されてもよい。この感知機構は、たとえば圧力センサまたは音響センサである。

植込医療機器はまた、図２に示すように無線システムとして構成されうる。そのような無線システム、すなわちリード線が無いシステムは、遠隔モジュール６１を有しうる。遠隔モジュール６１は、患者の体内または体外に配置されうる。幾つかの場合において、遠隔モジュール６１は、極小刺激装置（ｍｉｃｒｏｓｔｉｍｕｌａｔｏｒ）６２の機能を制御しうる。極小刺激装置６２は、心内膜上に、心外膜上に、または心筋中に、たとえば図１に示されるリード線に基づく植込医療機器１０に関して言及される任意の場所に、植込されうる。極小刺激装置６２はまた、１以上の電極、例えば図１に記述される例と同様の１以上の電極を有しうる。

更に、極小刺激装置６２はまた、図１に上述した感知能力を有しうる。極小刺激装置６２によって感知される生理学的属性は、遠隔モジュール６１に送られうる。リード線が無い、すなわち無線の、植込医療機器の他の構成は、Ｒａｓｏｒらの特許文献１と、Ｂｉｌｉｔｃｈらの特許文献２において見ることができる。両方の特許文献とも、全体として言及することによって包含される。

図３Ａは、本発明の実施形態にしたがう、植込医療機器の例の部分の透視図を示す。この例において、植込医療機器は、電気的分離される電極対７０，７１を有する。電極対７０，７１は互いに近接して配置されている。図示のように、電極７０，７１は、植込医療機器の先端７９に配置されうる。先端７９は、機器本体２００の植込される遠端に配置されうる。機器本体２００は、植込可能機器に、たとえばリード線または極小刺激装置の本体に、電極を運ぶ任意の構造でありうる。例として、機器本体２００は、（図１に示される）リード線本体２１または（図２に示される）極小刺激装置６２でありうる。

様々な実施形態において、機器を所望位置に固定すべく、先端７９はまた、先端７９に配置される固定システム（図示せず）を含んでもよい。当該分野において知られるいかなる固定構造を用いてもよい。

図３Ｂに移ると、電極７０，７１の各々は、支持体７２，７３と、支持体７２，７３に配置される配列すなわちナノ構造コーティング７４，７５とを有しうる。ナノ構造コーティング７４，７５は、支持体７２，７３の外側の作用表面の少なくとも一部、または全体を覆いうる。ナノ構造コーティング７４，７５は、以下に更に言及されるように、当該分野において知られた様々な任意の技術を用いて、支持体７２，７３に配置（または成長）されうる。

幾つかの場合において、支持体７２，７３は、電気的通路の一部である。この電気的通路は、ナノ構造コーティング７４，７５から、またはナノ構造コーティング７４，７５に電気エネルギーを送るべく使用される。そのような場合において、ナノ構造コーティング７４，７５に伝えられる、またはナノ構造コーティング７４，７５から伝えられるよりもむしろ、支持体７２，７３の間において電気エネルギーが短絡することを防ぐべく、支持体７２，７３は互いに電気的分離されうる。電気信号のそのような短絡を防ぐべく、支持体７２，７３は、インターフェイス７６に沿って互いに電気的分離されうる。例として、支持体７２，７３は、絶縁材料によって分離されうる。他の実施形態において、支持体７２，７３は、リード線本体の伝導部（たとえば伝導ポリマー）によって形成される。

更に、機器本体２００は絶縁材料を有しうる。または支持体７２，７３は、機器本体２００から絶縁されうる。たとえばこの絶縁は、支持体７２，７３と機器本体２００の間においてインターフェイス７７，７８に沿って配置される絶縁材料による。この絶縁は、支持体７２，７３の間において電気信号が機器本体２００を通じて伝わることによって短絡することを防ぎうる。

図３Ｂに示すように、支持体７２，７３は、機器本体２００の先端部を形成すべく、取付けられうる。他の場合において、支持体７２，７３は、機器本体２００の先端部分に配置されうる。支持体７２，７３が機器本体２００の一部に形成され、機器本体２００が伝導的である実施形態において、絶縁バリアは、支持体７２，７３の内側表面と、支持体７２，７３が配置される機器本体２００の外側表面との間に配置されうる。この場合もやはり、この構造は、機器本体２００を通じて支持体７２，７３の間において電気エネルギーが短絡することを防ぎうる。

植込可能機器は更に、図３Ｂに示すように、電気接続２０１，２０２を有しうる。電気接続２０１，２０２は、電極７０，７１に電気的接続されうる。たとえば電気接続２０１，２０２は、接続点２０３，２０４において電極支持体７２，７３に電気的接続されうる。電気接続２０１，２０２はまた、電気エネルギー源、例えばパルス生成器に接続されうる。これは、電気エネルギーが電気エネルギー源から、電気接続２０１，２０２を通じて、電極７０，７１に送られることを可能にする。たとえば電気エネルギーは、電気接続２０１，２０２を通じて、導電性を有する支持体７２，７３と、ナノ構造コーティング７４，７５とに送られうる。電気接続２０１，２０２は、当該分野において知られるいかなる種類でもよく、例えばケーブルまたはコイル導体でもよい。

図３に示すように、機器本体２００は、内腔２０５を区画形成しうる。幾つかの場合において、内腔は機器の先端７９の近くから、機器の近端まで延びうる。他の場合において、内腔２０５は機器の先端７９の近くから、電気的パルス生成源まで延びうる。図３Ｂは閉じた先端７９とともに示されているが、先端７９はまた、内腔２０５と通じる開口部を有しうる。電気接続２０１，２０２は、内腔２０５の全てまたは一部を通じて延びうる。

図３Ｂにおいて、機器本体２００は、単一内腔２０５とともに示される。他の実施形態において、機器本体２００は、複数の内腔を有しうる。たとえば機器本体２００は、第１内腔と、第１内腔および第２内腔まで延びる電気接続（例えば２０１，２０２）を有しうる。ここで第２内腔は、たとえば探り針を提供する。機器本体２００は、代わりに、機器本体２００の少なくとも一部にそって固形化し、電気接続は、固形化した機器本体２００内に配置されうることを記す。

電気エネルギーがナノ構造コーティング７４，７５に引加されると、電場は、ナノ構造コーティング７４，７５の間に生成されえ、幾つかの場合において、電流は、ナノ構造コーティング７４，７５の間に流れる。ナノ構造コーティング７４，７５は、図６Ａ〜図７Ｂに以下で更に議論されるように電極に組込まれうる。

様々な実施形態において、支持体７２，７３の間において電気エネルギーの発生しうる短絡を防ぐべく存在しうる絶縁バリア（たとえば７６，７７，７８）はまた、ナノ構造コーティング７４，７５を分離する電気的バリアを形成しうる。代替的に、追加の絶縁被覆材料は、ナノ構造コーティング７４，７５を電気的離間させるべく、ナノ構造コーティング７４，７５の間に配置されうる。またはナノ構造コーティング７４，７５は、ナノ構造コーティング７４と７５の間に空間があるように形成されうる。更に、ナノ構造コーティング７４，７５は、電極支持体７２，７３に形成される単一のナノ構造コーティングを有しうることがまた、意図される。

図４Ａと図４Ｂは、更なる例示的実施形態を表現する。ここでは、電極は先端７９ではなく植込医療機器の一部に配置される。この図に示すように、電極８０，８１は、機器本体２００の一部に沿って配置されうる。幾つかの場合（図４Ａに示すように）において、電極対８０，８１は、機器本体２００の先端７９の近くに配置されうる。

幾つかの実施形態において、電極対８０，８１は、先端７９に隣接して配置されうる。たとえば冠状静脈において使用されるよう意図されるリード線構造において、電極８０，８１は、固定位置（たとえば上述したように、固定位置は、先端７９にまたは先端７９の近くに配置されうる）から１ｃｍ〜３ｃｍ離れて配置されうる。更に、複数の電極対は、図５に以下で更に議論されるように、機器本体２００に沿って配置されうる。

図４Ｂに移ると、電極８０は、支持体８２と、支持体８２に配置されるナノ構造コーティング８４とを有する。電極８１は、支持体８３と、支持体８３に配置されるナノ構造コーティング８５とを有する。図４Ｂの例において、支持体８２，８３はリング状の支持体でありうる。支持体８２，８３は元来チューブ状の機器本体２００の壁の一部を形成するものとして示されているが、他の構成もまた可能である。たとえば支持体８２，８３は、リング状または他の形状でもよく、所望位置に機器本体２００の一部に配置されうる。機器本体２００は、図３Ａと図３Ｂに上述した任意の設計を有しうる。

図４Ａと図４Ｂに示される実施形態は、図３Ａと図３Ｂに記述される実施形態と同様に、支持体８２，８３の間の電気エネルギーの発生しうる短絡を防ぐべく、絶縁部分を有しうる。これらの絶縁部分は、８６において（この部分は２つの支持体８２，８３を互いに絶縁しうる）、８７と８８において（これら２つの部分は、機器本体２００の残りの部分から支持体を絶縁しうる）示される。更に、絶縁構造はまた、これらの実施形態において、支持体８２，８３の内側の表面と、機器本体２００の外側部分との間に形成されうる。ここで支持体８２，８３は、機器本体の一部に配置される。

ナノ構造コーティング８４，８５はまた、図３に上述したように、それらの間に絶縁または空間を有しうる。またはナノ構造コーティング８４，８５は、２つの支持体８２，８３に単一のナノ構造コーティングとして形成されうる。また、図４Ｂに、電気接続２０１，２０２と接続点２０３，２０４を示す。これらは、図３Ｂに更に上述されている。

幾つかの実施形態において、植込医療機器の動作中に、電気エネルギーの１つの極は、電気接続２０１，２０２の１つによって通電され、もう１つの極は、電気接続２０１，２０２の他の１つによって通電される。たとえば電気接続２０１，２０２は、電気回路の互いに反対の極にそれぞれ取付けられうる。そのように、ナノ構造コーティング８４，８５は、互いに反対の電気ポテンシャルを有する。これらの互いに反対の電気ポテンシャルによって、電場（および場合によっては電流）は、ナノ構造コーティング８４，８５の間に生成されうる。

他の実施形態において、植込医療機器は、単極の構成において使用されうる。１以上の電極（たとえばここで記述される任意の電極）は、機器に配置されえ、１つの電気接続は、１以上の電極に接続されうる。これらの１以上の電極は、電気回路の第１極を形成しうる。電気回路の他の極は、更に１以上の電極から遠隔の位置に配置されうる。互いに反対の極性電気エネルギーが１以上の電極と、遠隔極とに引加されると、電気ポテンシャルは２つの位置の間に形成されえ、電場（および場合によっては電流）を生成する。幾つかの場合において、機器は、それぞれ離間した電気接続に電気的接続する複数の電極を有しうる。そのような場合において、電極は、互いに異なる回数だけ電気的活性化されえ、および／または最小のポテンシャル閾値を有する電極が検出され、使用されうる。

更に、図５に示すように、幾つかの実施形態において、植込医療機器は、３以上の電極を有しうる。幾つかの場合において、３以上の電極は、電極配列に形成されうる。電極配列は、電極対（たとえば９０’と９１’の対、９０”と９１”の対）を有しうる。電極対は、図３Ａ〜図４Ｂに上述した電極対と同様でありうる。電極の支持体は、絶縁部９６’、９６”、９６”’によって、互いに電気的分離されうる。そして、電極支持体は、絶縁
部９７，９８によって、機器本体２００から電気的分離されうる。幾つかの実施形態において、電極対は、機器本体２００に沿って互いに離間して配置されうる。

幾つかの実施形態において、電極対の第１電極の各々は、同一の第１電気接続に電気的接続されえ、第２電極の各々は、同一の第２電気接続に電気的接続されうる。この場合において、すべての電極対は、同時に電気的に電圧引加される。このことは、複数の細胞位置の、ほぼ同時刺激を可能にする。

他の実施形態において、電極の各々は、離れた電気接続に電気的接続されうる。そのような場合において、電極対の各々は、互いに異なる回数だけ電気的活性化されうる。たとえば最小の刺激電圧閾値をいずれの電極が有するかに応じて、電極は選択的に活性化されうる。他の例において、互いに異なる電極対は、互いに異なる回数だけ活性化されえ、互いに異なる細胞領域の順次的刺激を可能にする。互いに異なる電極対の順次的活性化は、機器本体２００の上方向または下方向に伝搬されうる。または互いに異なる電極対の順次的活性化は、任意の所望順において伝搬されうる。

図６Ａに移ると、２つの電極１００，１０１の間におけるインターフェイス１０６の拡大図を示す。これらの電極１００，１０１は、ここで記述される任意の絶縁バリア（たとえば７６，８６，９６’，９６”，９６”’）であるインターフェイス１０６とともに、ここに開示される任意の電極対でありうる。これらの電極１００，１０１は、それぞれナノ構造（たとえば１１０，１１１）を有しうる。

ナノ構造は、電気的伝導的（すなわち金属的）、半導体的、または絶縁的（たとえば酸化物）でありうる。ナノ構造は、ナノチューブ（単層または複層ナノチューブ）、ナノウィスカー、ナノワイヤ、ナノ粒子、ナノ組織化表面、ナノメッシュでありうる。または表面は、ナノトポグラフィーを有する。または当該分野において知られた他の任意のナノ構造が使用されうる。図６Ａにおいて、ナノ構造は、細長いナノ構造、たとえばナノチューブ、ナノウィスカー、またはナノワイヤとして示される。幾つかの実施形態において、ナノ構造は、少なくとも１つの寸法が０．１ｎｍ〜１００ｎｍである。

当該分野において知られるように、ナノ構造は、様々な材料を有しうる。たとえばナノ構造は、炭素、ケイ素、ホウ素、銅金合金、二酸化ケイ素、ポリカプロラクトン（たとえばナノファイバー状のポリカプロラクトンメッシュ）、またはポリエチレングリコールを有しうる。更に、当該分野において知られるように、ナノ構造の材料は、その性質を変化させるべく、異なる材料でドープされうる。たとえばあるナノ構造材料は、より電気伝導的にすべく、ドープされてもよい。

図６Ａに示すように、細長いナノ構造１１０，１１１は、ナノ構造が概して互いに整列されるパターンに配置されうる。例示的な実施形態において、パターンは更に、機器本体の長手方向の軸線に沿って整列されうる。ナノ構造はまた、Ｋｉｍらによって、非特許文献１に記載される約２００ｎｍのスペーシングを有するグリッドに配置されうる。このグリッドは、ここで参照することによってそのまま包含される。ナノ構造はまた、Ｓｈｉｎらの非特許文献２に記述されるナノメッシュを形成すべく配置されうる。このナノ構造は、ここで参照することによってそのまま包含される。他の実施形態において、ナノ構造１１０，１１１は、ランダムなパターンに、または他の任意のパターンに配置されうる。

幾つかの場合において、細長いナノ構造１１０，１１１が整列されることは、電極間のナノ構造１１０，１１１の間において、より効果的な電気的相互作用をもたらしうる（たとえばより強い電場またはより強い電流が、引加される電圧によって生成されうる）。電極１００，１０１のインターフェイス１０６におけるナノ構造１１０，１１１間の距離は
また、電場の強度または電流の強度に影響しうる。この距離（以下で更に議論される）は、幾つかの場合において、ナノ構造コーティング間の空間によって支配されうる。更に、絶縁コーティングがナノ構造コーティングの間に配置されると、この絶縁コーティングはまた、電場の強度または電流の強度に影響しうる。

当該分野において知られた様々な方法を用いて、ナノ構造は、支持体に、または他の任意の所望構造に配置されうる。ナノ構造配置のための幾つかの可能な方法は、特許文献３〜６に記述されている。これらのすべての特許文献は、ここで参照することによってそのまま包含される。これらの文献はまた、特にタンタル、ジルコニウム、白金、イリジウム、およびニオブを含む、支持体に使用されうる様々な材料について言及している。

例として、図６Ｂにおいて示すように、電極１００，１０１に電気エネルギーが引加されると、電気エネルギーはナノ構造１１０，１１１に通じる。ナノ構造１１０，１１１が互いに反対の電気極性を有すると、電場（また、幾つかの場合において電流）は、互いに反対の電極上の個々のナノ構造間において生成されうる（たとえば図６Ｂのナノ構造１１０，１１１間の線を参照のこと）。概して、ナノ構造１１０，１１１の近接（これは距離Ｄ_１によって示される）は、比較的強い局所的電場（および場合によっては電流）が電極間の比較的低い電圧ポテンシャルによって、生ずることが可能になる。上述のように、この比較的小さい電場内の心筋細胞の刺激は、心筋の伝搬機構によって、心臓の大きな領域を通じて伝搬されうる。

細胞（たとえば心筋細胞、心筋前駆細胞、神経系細胞、または幹細胞）は、様々な方法において、電場または電流内に配置（ｄｉｓｐｏｓｅ）されうる。幾つかの実施形態において、電極１００，１０１は、体内に植込みでき、電極１００，１０１の植込の位置と方向によって、細胞は電場内に配置されうる。

他の例示的な実施形態において、細胞は、体内（ｉｎ ｖｉｖｏ）において、または体外（ｉｎ ｖｉｔｒｏ）において、機器に堆積（ｄｅｐｏｓｉｔｅ）されうる。結果として、幾つかの細胞は、電場または電流が生成される領域内に堆積され、および／または電場または電流が生成される領域内において成長しうる。細胞は、ナノ構造１１０，１１１間の機器に、たとえば電極支持体に、または電極間に配置されうる絶縁材料に堆積されうる。そのような場合において、細胞が配置される表面は、物理的に調整されえ（たとえば粗い表面を提供する）、またはこれらの表面上において細胞成長を促進すべく、薬理学的に処理されうる（表面に、細胞成長促進剤と細胞成長ファクタのうちの少なくとも１つを配置する）。幾つかの例において、細胞は体外において機器に堆積され、そして機器が体内に配置される場合に、追加の細胞が、体内において機器に堆積されうる。そのような実施形態において、初期に配置される細胞の種類（位置と配置方法も）は、体外において綿密に制御されうる。この細胞の種類は、機器が人体に植込されると、所望の細胞成長を促進しうる、および／または電極上において線維性成長を抑制しうる。

更に、体外において堆積される細胞の種類が心細胞である場合、堆積後の心細胞は、植込時に刺激されると、刺激を本来の心細胞に伝達し、心臓細胞の所望領域を刺激しうる。
幾つかの実施形態において、ナノ構造１１０，１１１の隙間は、強い電場が形成されるべく十分に近けられうるが、細胞がナノ構造１１０，１１１間において高い確率で配置されるであろうことを可能にすべく、十分に離れて配置されうる。一例として、電極同士（および／またはナノ構造コーティング）は、心筋細胞の直径（すなわち約１５ミクロン）程度だけ互いに離れて（たとえばインターフェイス１０６にそって離れて）、配置されうる。幾つかの場合において、隙間は、心筋細胞の直径の約２倍（すなわち約３０ミクロン）、心筋細胞の直径の約３倍（すなわち約４５ミクロン）、または心筋細胞の直径の約５倍（すなわち約７５ミクロン）でありうる。他の実施形態において、隙間は、心筋細胞の
直径の約５倍未満（すなわち約７５ミクロン未満）、心筋細胞の直径の約３倍未満（すなわち約４５ミクロン未満）、心筋細胞の直径の約２倍未満（すなわち約３０ミクロン未満）、または心筋細胞の直径未満程度（すなわち約１５ミクロン未満）でありうる。

図７Ａと図７Ｂに移ると、代替の実施形態は、細長いナノ構造３１０，３１１とともに、電極対３００，３０１を示す。整列される方向に配置される細長いナノ構造の代替として、ナノ構造３１０，３１１は、図６Ａと図６Ｂに議論される任意のナノ構造でありえ、図６Ａと図６Ｂに議論される任意の方向に配置されうる。図７Ａと図７Ｂにおいて、細胞３１２はナノ構造３１０，３１１に配置（ｄｉｓｐｏｓｅ）される。これらの図において、細長いナノ構造の端部に配置される細胞を示す。しかしながら、細胞はまた、細長いナノ構造の他の部位に配置されてもよい。ナノ構造３１０，３１１に配置される細胞を有することは、細胞が、ナノ構造３１０，３１１間に生成される電場内または電流内に位置する可能性を高めうる。

図７Ａと図７Ｂに示すように、細胞３１２は、電極３０１の１つのナノ構造３１１に配置（ｄｉｓｐｏｓｅ）されうるが、他の電極３００のナノ構造３１０は、ナノ構造３１１が有する細胞よりも、少ない細胞を有しうる（または細胞を有さない）。幾つかの場合において、ナノ構造３１１は、電極植込の前にナノ構造３１１が有する細胞よりも、少ない細胞を有しうる（たとえば細胞を有さない）。更に、ナノ構造および／または電極３００全体は、植込後の細胞成長を防ぐべく処理されうる。他の実施形態において、電極３００，３０１のナノ構造３１０，３１１は、ナノ構造３１０，３１１に配置（ｄｉｓｐｏｓｅ）される細胞を有しうる。

幾つかの場合において、ナノ構造３１０，３１１が電極３００，３０１に包含される前に、細胞はナノ構造３１０，３１１に堆積されうる。他の場合において、ナノ構造３１０，３１１が電極３００，３０１に包含された後に、細胞はナノ構造３１０，３１１に堆積されうる。

ナノ構造３１０，３１１の１つまたは両方に、体外において細胞を堆積することは、様々な利点を有しうる。幾つかの場合において、ナノ構造に配置される細胞が無いことによって、体外細胞は、より弱い免疫反応を引き起こしうる（たとえば免疫反応が無い）。このことは、電極表面における線維性成長の抑制を含む幾つかの利点を有しうる（線維性成長は、細胞を刺激または細胞を感知するために、より高い電圧を引き起こしうる）。異なる細胞反応は、参照することによってそのまま包含されるＭａｓｅらの非特許文献３に記述されている。幾つかの場合において、植込前の細胞の存在はまた、細胞の所望種類の堆積を促進しうる。そして、所望方法（位置、パターン等）における、所望種類の細胞の堆積を促進しうる。例として、心筋細胞は、ナノ構造３１０，３１１の１つまたは両方に、体外において堆積されうる。これらの心筋細胞が体内に植込されると、他の心筋細胞の成長は、体外堆積された心筋細胞（つまり試験官で堆積された心筋細胞）の存在によって促進されうる。

図７Ｂに示すように、距離Ｄ_２は、ナノ構造３１０，３１１間の距離である。図６Ｂに上述のように、この距離Ｄ_２は、インターフェイス１０６の幅でありうる。換言すると、電極３００，３０１のナノ構造コーティングがインターフェイス１０６によって分離され、かつインターフェイスが或る幅を有すると、この幅Ｄ_２を増加することは、他の全ての構造は等しいが、電場または電流の強度を減少させうる。ここで電場または電流は、ナノ構造コーティング間において形成される。また、電極間の隙間（およびナノ構造コーティング間の隙間のうちの少なくとも１つ）は、図６Ｂに上述の任意の寸法でありうる。

他の実施形態において、細胞とともにナノ構造をコーティングする方法が開示される。
ナノ構造は、溶液中において生成されえ、配置されうる。たとえば支持体に配置されるナノ構造は、溶液中に支持体を置くことによって、溶液中において支持体に配置されうる。ナノ構造においてコーティングされることを所望する種類の細胞もまた、溶液中に散布されうる。ナノ構造が、互換性を有する化学的性質を備える場合（以下で議論するが）、細胞はナノ構造上に配置され、徐々にナノ構造を細胞中に組入れる。

ナノ構造を細胞に組入れることを促進すべく、ナノ構造は、ナノ構造を細胞膜に適合させる化学組成を有しうる。このことは、ナノ構造の周囲の細胞膜の成長を促進することが可能であり、また細胞寿命を長くしうる。生体適合性を有する化学的組成の一例として、ナノ構造は、ケイ素を有しうる。また、少なくともナノ構造の一部は二酸化ケイ素を有しうる。二酸化ケイ素は、細胞が安定しうる生体適合性を有する表面を提供しうる。更に、二酸化ケイ素の生体適合性により、細胞はナノ構造を細胞に組入れうる。幾つかの例において、ナノ構造のサイズはまた、ナノ構造をうまく組入れる、またはナノ構造を封入（ｅｎｃａｐｓｕｌａｔｅ）する細胞の能力に影響しうる。たとえば９０ｎｍ未満または３０ｎｍ〜９０ｎｍの寸法（すなわちナノチューブの直径）を少なくとも１つ有するナノ構造は、４００ｎｍのような大きな寸法と比較して、細胞寿命を拡張しうる。

加えて、上述のように、ナノファイバー状のポリカプロラクトンメッシュまたはポリエチレングリコールは、心筋細胞を成長させる基板として使用されうる。幾つかの場合において、ポリカプロラクトンのナノ構造とポリエチレングリコールのナノ構造は、生体適合性を有してもよく、また二酸化ケイ素ナノ構造に関して上記に議論したように、細胞成長または内部成長を促進しうる。

様々な実施形態において、細胞堆積のための細胞源は、自己移植細胞、同種細胞、同種異系細胞、または異種細胞のうちの少なくとも１つを含みうる。幾つかの場合において、自己移植細胞は、細胞拒絶反応を取り除くこと、または細胞拒絶反応を低減することができる。しかしながら、病状のひどい、または慢性状態の患者において、細胞採取は望ましくない。そのような場合、非自己移植細胞が用いられうる。非自己移植細胞の使用はまた、特定の患者が識別される前に機器が準備されうるという更なる利点を提供しうる。この利点は、患者が識別される時期から、植込の時期までの遅延を低減しうる。

本発明の他の実施形態において、ここで言及される任意の電極システムは、リード線に基づく神経系刺激システムまたはリード線が無い神経系刺激システムに包含されうる。幾つかの実施形態において、電極がここで記述される心臓系システムに包含される同じ方法で、電極は神経系システムに包含されうる。

様々な修正と追加が、本発明の範囲から逸脱することなく、議論される例示的実施形態になされうる。たとえば上述の実施形態が詳細な特徴を参照する一方で、本発明の範囲はまた、異なる組合せの特徴を有する実施形態と、記述されるすべての特徴を含まない実施形態とを含む。したがって、本発明の範囲は、全ての均等物とともに、請求項の範囲に含まれる、すべてのそのような代替、修正および多様性を包含するよう意図される。

Claims (11)

1. 医療電極のコーティング方法であって、前記コーティング方法は、
   第１電極（７０，８０，１００，３００）を支持する第１電極支持体（７２，８２）を提供するステップと；
   前記第１電極支持体（７２，８２）の少なくとも一部に、少なくとも１つのナノ構造（１１０，１１１，３１０，３１１）を配置するステップと；
   少なくとも１つの前記ナノ構造（１１０，１１１，３１０，３１１）に、少なくとも１つの細胞（３１２）を配置するステップと
   を備え、
   前記細胞（３１２）は、少なくとも部分的に、体外において前記ナノ構造（１１０，１１１，３１０，３１１）に堆積されることを特徴とする、コーティング方法。
2. 前記細胞（３１２）は、心臓細胞、心臓前駆細胞、神経系細胞、および幹細胞のうちから選択される、
   請求項１記載のコーティング方法。
3. 前記ナノ構造（１１０，１１１，３１０，３１１）は、ナノ組織化表面、単層ナノチューブ、複層ナノチューブ、ナノワイヤ、表面ナノトポグラフィー、ナノメッシュ、およびナノ粒子のうちから選択される、
   請求項１記載のコーティング方法。
4. 前記ナノ構造（１１０，１１１，３１０，３１１）は、ポリカプロラクトン、ポリエチレングリコール、および二酸化ケイ素のうちから選択される材料によって形成される、
   請求項１記載のコーティング方法。
5. 前記コーティング方法は更に、前記第１電極（７０，８０，１００，３００）を植込医療機器（１０）に組入れるステップを有する、
   請求項１記載のコーティング方法。
6. 前記コーティング方法は更に、
   第２電極支持体（７３，８３）を提供するステップと；
   前記第２電極支持体（７３，８３）の少なくとも一部に、少なくとも１つのナノ構造（１１１，３１１）を堆積するステップと
   を有する、
   請求項１記載のコーティング方法。
7. 前記コーティング方法は更に、
   前記ナノ構造（１１１，３１１）の少なくとも一部に、少なくとも１つの細胞（３１２）を、体外において堆積するステップを有する、
   請求項６記載のコーティング方法。
8. 前記コーティング方法において、追加細胞（３１２）の堆積は、少なくとも部分的に、体内において行なわれる、
   請求項１記載のコーティング方法。
9. 前記コーティング方法は更に、
   前記第１電極支持体（７２，８２）と前記第２電極支持体（７３，８３）を、医療電気リード線（１４）のリード線本体に結合させるステップを有する、
   請求項６記載のコーティング方法。
10. 前記第１電極支持体（７２，８２）と前記第２電極支持体（７３，８３）は、前記リード線本体のインターフェイス（１０６）を介して互いに或る距離だけ離間している、
    請求項９記載のコーティング方法。
11. 前記第１電極支持体（７２，８２）と前記第２電極支持体（７３，８３）は、互いに１５ミクロン〜７５ミクロンの距離だけ離間している、
    請求項９記載のコーティング方法。

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