JP6268207B2 - 医療用電気リード線及びその形成方法 - Google Patents

Description

本発明は医療用デバイスを製造する方法に関する。より具体的には、本発明は医療用デバイスをコーティングする方法およびコーティングが施された医療用デバイスに関する。

心臓ペーシングリード線はよく知られており、バッテリ作動型ペースメーカーもしくは他のパルス発生手段から心臓へとパルス刺激信号を運ぶために、また身体外部の場所から心臓の電気的活動をモニタリングするために、広く使用されている。心臓を正常な律動に戻すために電極を介して心臓に電気エネルギーが施用される。電極性能に影響を及ぼすいくつかの要因には、電極／組織接触面における分極、電極容量、センシングインピーダンス、および電圧閾値が含まれうる。上記の施用のいずれにおいても、電極／組織接触面における電気性能特性を最適化することが非常に望ましい。

電極として従来使用されてきた材料について認識されている性能上の課題には、組織の内部成長の制御困難性、移植デバイス周辺の炎症、および繊維状瘢痕組織の形成のうち少なくともいずれかが挙げられる。これらの課題は、リード線の抜去の困難性および経時的な電極性能の低下のうち少なくともいずれかをもたらしうる。

上記した課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、医療用電気リード線であって、先端領域から基端領域へと延在する絶縁性リード線本体と、該絶縁性リード線本体の内部に配置されて基端領域から先端領域へと延在する導体と、該絶縁性リード線本体の上に配置され、かつ導体と電気的に接触している電極と、該電極を少なくとも部分的に覆って配置されている非導電性の繊維状マトリックスであってエレクトロスピニングされたポリカーボネート系ポリウレタンを含む非導電性の繊維状マトリックスと、を含み、該繊維状マトリックスが０．７５μｍ未満の平均繊維径を有するとともに１３μｍ〜５１μｍの厚さを有する医療用電気リード線、を提供する。

独立請求項３に記載の発明は、絶縁性リード線本体および該絶縁性リード線本体の上に配置された電極を有する医療用電気リード線を形成する方法であって、該方法は、エレクトロスピニング法によって非導電性のポリカーボネート系ポリウレタンポリマーを含んでなる繊維状マトリックスを形成するステップと、該繊維状マトリックスを、電極を少なくとも部分的に覆って配置するステップと、を含み、前記繊維状マトリックスは０．７５μｍ未満の平均繊維径を有するとともに１３μｍ〜５１μｍの厚さを有する、方法、を提供する。

本明細書中では、コーティングが施された医療用デバイス、および医療用デバイスをコーティングする方法の様々な実施形態が開示される。
実施例１において、医療用電気リード線は、先端領域から基端領域へと延在する絶縁性リード線本体を備えている。導体は該絶縁性リード線本体の内部に配置されて基端領域から先端領域へと延在する。電極は絶縁性リード線本体の上に配置され、導体と電気的に接触している。該電極を少なくとも部分的に覆って、ポリビニリデンフルオライド−ヘキサフルオロプロペンコポリマー（ＰＶＤＦ ＨＦＰ）を含む繊維状マトリックスが配置される。該繊維状マトリックスは約７３０ナノメートル以下の平均繊維径を有する。

実施例２では、実施例１による医療用電気リード線において、繊維状マトリックスは、エレクトロスピニング（電界紡糸）されたポリビニリデンフルオライド−ヘキサフルオロプロペンコポリマー（ＰＶＤＦ ＨＦＰ）を含んでなる。

実施例３では、実施例１または実施例２のいずれかによる医療用電気リード線において、繊維状マトリックスは約０．００２５４ミリメートル〜約０．２５４ミリメートルの厚さを有する。

実施例４では、絶縁性リード線本体および該絶縁性リード線本体の上に配置された電極を有する医療用電気リード線は、エレクトロスピニング法またはメルトブロー法によって非導電性ポリマーを含む繊維状マトリックスを形成することにより、形成される。該繊維状マトリックスは電極を少なくとも部分的に覆って配置され、約８００ナノメートル以下の平均繊維径を有する。

実施例５では、実施例４による方法において、繊維状マトリックスは約７５０ナノメートル以下の平均繊維径を有する。
実施例６では、実施例４または実施例５による方法において、繊維状マトリックスを形成することはポリウレタンのエレクトロスピニングを行うことを含んでなる。

実施例７では、実施例６による方法において、エレクトロスピニングを行う前に１〜３０重量％のポリウレタンを含んでなるコーティング溶液が調製される。
実施例８では、実施例４または実施例５による方法において、繊維状マトリックスを形成することはポリウレタンのメルトブローを行うことを含んでなる。

実施例９では、実施例４または実施例５による方法において、繊維状マトリックスを形成することはポリビニリデンフルオライドのエレクトロスピニングを行うことを含んでなる。

実施例１０では、実施例９による方法において、エレクトロスピニングを行う前に重量比で１０％〜４０％のポリビニリデンフルオライドを含んでなるコーティング溶液が調製される。

実施例１１では、実施例４による方法において、繊維状マトリックスを形成することはポリビニリデンフルオライドのメルトブローを行うことを含んでなる。
実施例１２では、実施例４および９〜１１のうちいずれかによる方法において、繊維状マトリックスはポリビニリデンフルオライド−ヘキサフルオロプロペンコポリマー（ＰＶＤＦ ＨＦＰ）を含んでなる。

実施例１３では、実施例１〜１２のうちいずれかによる方法において、繊維状マトリックスを形成することは電極上に繊維状マトリックスを直接形成することを含んでなる。
実施例１４では、実施例４〜１３のうちいずれかによる方法において、繊維状マトリックスを形成することは、基材上で繊維状マトリックスを形成することと、電極を少なくとも部分的に覆って該繊維状マトリックスを堆積させることとを含んでなる。

実施例１５では、実施例４〜１４のうちいずれかによる方法において、繊維状マトリックスは約０．００２５４ミリメートル〜約０．２５４ミリメートルの厚さを有する。
実施例１６では、実施例４〜１５のうちいずれかによる方法において、繊維状マトリックスは該マトリックスを通して電気生理学的治療法を送達するのに十分な繊維対繊維の間隔を有する。

実施例１７において、医療用電気リード線は、先端領域から基端領域へと延在する絶縁性リード線本体を備えている。導体は該絶縁性リード線本体の内部に配置されて基端領域から先端領域へと延在する。電極は絶縁性リード線本体の上に配置され、導体と電気的に接触している。該電極を少なくとも部分的に覆って、非導電性ポリマーを含む繊維状マトリックスが配置される。該繊維状マトリックスは約８００ナノメートル以下の平均繊維径を有する。

実施例１８では、実施例１７による医療用電気リード線において、繊維状マトリックスは約７５０ナノメートル以下の平均繊維径を有する。
実施例１９では、実施例１７または１８のいずれかによる医療用電気リード線において、繊維状マトリックスはエレクトロスピニングされたポリウレタンを含んでいる。

実施例２０では、実施例１７〜１９のうちいずれかによる医療用電気リード線において、繊維状マトリックスはポリビニリデンフルオライドを含んでいる。
実施例２１では、実施例１７〜２０のうちいずれかによる医療用電気リード線において、繊維状マトリックスはポリビニリデンフルオライド−ヘキサフルオロプロペンコポリマー（ＰＶＤＦ ＨＦＰ）を含んでいる。

実施例２２では、実施例１７〜２１のうちいずれかによる医療用電気リード線において、繊維状マトリックスは約０．００２５４ミリメートル〜約０．２５４ミリメートルの厚さを有する。

実施例２３では、実施例１７〜２２のうちいずれかによる医療用電気リード線において、繊維状マトリックスは該マトリックスを通して電気生理学的治療法を送達するのに十分な繊維対繊維の間隔を有する。

多数の実施形態が開示されるが、当業者には、本発明の実例となる実施形態を示しかつ説明する以下の詳細な説明から、本発明のさらに別の実施形態が明白となるであろう。従って、図面および詳細な説明は当然例示としてみなされるべきであり、限定的なものとみなされるべきではない。

以上、本発明によれば、リード線の抜去の困難性および経時的な電極性能の低下を解決できる医療用電気リード線及びその形成方法が提供できた。

本発明の実施形態による医療用電気リード線の概略図。 本発明の実施形態による医療用電気リード線の長手方向の断面概略図。 本発明の実施形態による医療用電気リード線の長手方向の断面概略図。 エレクトロスピニング法の概略例証図。 メルトブロー法の概略例証図。 実験データをグラフ表示する図。 実験データをグラフ表示する図。

本発明には様々な改変形態および代替形態の可能性があるが、特定の実施形態が例として図面に示されており、かつ以下に詳細に説明される。しかしながら、本発明を記載の特定の実施形態に限定することが目的ではない。それどころか、本発明は、添付の特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲内にあるすべての改変形態、等価物、および代替形態を包含するように意図される。

図１は、本開示の様々な実施形態による医療用電気リード線１０の部分断面図である。いくつかの実施形態によれば、医療用電気リード線１０は、患者の心臓内に移植するために構成可能である。他の実施形態によれば、医療用電気リード線１０は患者の神経血管領域内に移植するために構成される。さらに別の実施形態では、リード線１０は人工内耳用のリード線であってもよい。医療用電気リード線１０は、基端１６から先端２０へと延在する長尺状の絶縁性リード線本体１２を備えている。基端１６はコネクタ２４を介してパルス発生器に作動可能に接続されるように構成されている。少なくとも１つの導体３２は、リード線１０の基端１６のコネクタ２４からリード線１０の先端２０の１つ以上の電極２８へと延在する。導体３２はコイル状導体またはケーブル導体であってよい。複数の導体が使用されるいくつかの実施形態によれば、リード線はコイル状導体およびケーブル導体の組合せを含むことができる。コイル状導体が使用される場合、いくつかの実施形態によれば、該導体は同径または同軸のいずれかの構成を有することができる。

リード線本体１２は可撓性であるがその長さに沿ってほぼ圧縮不可能であり、かつ円形断面を有する。本開示の１つの実施形態によれば、リード線本体１２の外径は約０．６〜約５ｍｍ（約２〜約１５フレンチ）の範囲にある。多くの実施形態では、リード線本体１２は薬物のカラーまたはプラグを備えていない。

医療用電気リード線１０は、送達される治療法の種類に応じて単極、双極、または多極のいずれであってもよい。多極電極２８および多導体３２を使用する本開示の実施形態では、導体３２はそれぞれ、各電極２８が個々にアドレス指定可能となるように、１対１方式で個々の電極２８に接続されるようになされる。加えて、リード線本体１２は、患者の心臓内の標的場所へリード線１０を送達するためのガイドワイヤまたはスタイレットのような案内要素を受承するようになされた１または複数のルーメンを備えることができる。

電極２８は、当分野で知られているような任意の電極構成を有しうる。本開示の１つの実施形態によれば、少なくとも１つの電極はリング電極または部分的リング電極であってよい。別の実施形態によれば、少なくとも１つの電極２８はショック用コイルである。さらに別の本開示の実施形態によれば、少なくとも１つの電極２８は露出した電極部分と絶縁された電極部分とを備えている。いくつかの実施形態では、電極構成の組合せが使用されうる。電極２８は、白金、ステンレス鋼、チタン、タンタル、パラジウム、ＭＰ３５Ｎ、その他の同様の導電材料、前述のいずれかの合金であって例えば白金−イリジウム合金、および前述のその他の組合せであって例えばクラッドメタル層または多重金属材料（ｍｕｌｔｉｐｌｅ ｍｅｔａｌ ｍａｔｅｒｉａｌ）でコーティングされてもよいし、前記材料から形成されてもよい。

様々な実施形態によれば、リード線本体１２は、１つ以上の電極２８を備えたリード線本体１２を患者の体内の標的部位に固定かつ安定化するための１つ以上の固定部材を備えることができる。該固定部材は能動型であっても受動型であってもよい。典型的な能動型固定部材にはねじ込み式固定部材が挙げられる。受動型固定部材の例には、血管壁を支承するようになされたリード線本体１２の予備成形された先端側部分、およびリード線本体１２の先端に提供された拡張可能な歯状部のうち少なくともいずれかを挙げることができる。

リード線１０は、絶縁性リード線本体１２の様々な部分を覆って配置される繊維状マトリックスを備えている。図２Ａおよび２Ｂは、リード線１０の繊維状マトリックスを備えうる部分の、実例であるが非限定的な実施例を提供している。図２Ａおよび２Ｂは、明瞭にするために内部構造が除去された、図１のリード線１０の長手方向の断面概略図である。

図２Ａは、絶縁性リード線本体１２の一部を覆って配置された繊維状マトリックス４０を示す。絶縁性リード線本体１２の図示された部分は、電極２８のような電極に隣接していてもよいし、電極とは間隔を置いて配置されてもよい。対照的に、図２Ｂは、電極２８を覆って配置された繊維状マトリックス４０を例証している。繊維状マトリックス４０は電極２８全体を覆っているように図示されているが、実施形態によっては、繊維状マトリックス４０は、電極２８のごく一部のみ、電極２８のほとんどの部分、またはその中間的な電極２８の部分を覆う。

いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０はリード線１０に様々な有益な機能性を提供しうる。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０はリード線１０の耐摩耗性を改善しうる。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０はリード線１０の電気的絶縁または熱絶縁を改善する可能性がある。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０は、特に電極２８の部位において、組織の内部成長に対する制御を改善する可能性がある。ある実施形態では、組織の内部成長の量は、移植されたリード線１０を除去するのに必要な力がインストロン（Ｉｎｓｔｒｏｎ）のフォースゲージを用いて測定される組織抜去法によって決定されうる。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０の厚さおよび平均繊維径は組織の内部成長に影響を及ぼす。繊維状マトリックス４０の厚さおよび平均繊維径はさらに、繊維状マトリックス４０を通して電気生理学的治療法を送達する能力にも影響を及ぼしうる。ある実施形態では、繊維状マトリックス４０はリード線１０のインピーダンスに著しい影響を及ぼさない。

繊維状マトリックス４０は、該マトリックスを構成する複数の無秩序に並んだ繊維を含んでいる。ある実施形態では、繊維状マトリックス４０は、例えばエレクトロスピニング法またはメルトブロー法により形成されうる。繊維は、例えば約１０〜３０００ナノメートル（ｎｍ）の範囲の直径を有しうる。繊維径の大きさは、例えば約４０〜２０００ｎｍ、約５０〜１５００ｎｍ、または約１００〜１０００ｎｍであってよい。繊維径の大きさは、繊維の平均的大きさをとることにより測定されうる。ある実施形態では、繊維はわずか４０ｎｍ、５０ｎｍ、１００ｎｍまたは１５０ｎｍ程度の直径を有しても、また３００ｎｍ、４００ｎｍ、５００ｎｍ、６００ｎｍ、６５０ｎｍ、７００ｎｍ、７２５ｎｍ、７５０ｎｍまたは８００ｎｍ程度の直径を有してもよいし、前述の値の任意の組合せによって境界が定められた任意の範囲内にあってもよい。他の実施形態では、繊維は約８００ｎｍ、７５０ｎｍ、７２５ｎｍ、７００ｎｍ、６００ｎｍ、５００ｎｍまたは４００ｎｍ未満の平均径の大きさを有しうる。他の実施形態では、繊維マトリックス４０は、改変型のエレクトロスピニング技法およびメルトブロー技法を使用して部分的または完全に中空繊維を用いて形成されてもよい。

繊維状マトリックス４０は、約１〜約１００ミクロン、より特定的には約１０〜約５０ミクロン、さらにより特定的には約１０〜約２５ミクロンの範囲の繊維対繊維の平均間隔を有しうる。いくつかの実施形態では、隣接した繊維の間の繊維間隔は、ペーシング能力への影響を最小限にしつつ組織の内部成長を制御するように調整または調節されうる。これは、例えば堆積パラメータまたは堆積材料の変更により遂行可能である。他の実施形態では、組織の内部成長はマトリックスの厚さによって制御される。繊維状マトリックスに適した厚さは、約０．００２５４ミリメートル（ｍｍ）〜約０．２５４ｍｍ（約０．０００１インチ（ｉｎ．）〜約０．０１インチ）、より特定的には約０．０１２７ｍｍ〜約０．１２７ｍｍ（約０．０００５インチ〜約０．００５インチ）、さらにより特定的には約０．０２５４ｍｍ〜約０．０７６２ｍｍ（約０．００１インチ〜約０．００３インチ）の範囲に及びうる。

いくつかの実施形態において、特に繊維状マトリックス４０が電極２８のような電極を少なくとも部分的に覆って配置される場合、繊維状マトリックス４０は、イオンが繊維状マトリックス４０を通って流れることを可能にするのに十分な繊維間隔を有して、電極２８との電気的接点が作られるようになっていてもよい。

繊維状マトリックス４０を調製するために、導電性および非導電性いずれのポリマー材料も含む多種多様のポリマーが使用可能である。適切な非導電性ポリマー（すなわち本質的に導電性ではないポリマー）には、様々なポリシロキサン、ポリウレタン、フルオロポリマー、ポリオレフィン、ポリアミドおよびポリエステルの、ホモポリマー、コポリマーおよびターポリマーが挙げられる。ある実施形態の非導電性材料は、ポリマーの導電性を促進するドーパント材料を含まないかまたはほとんど含まない。他の実施形態では、導電性材料は、５重量パーセント（ｗｔ％）未満のドーパント、より特定的には１ｗｔ％未満のドーパント、さらにより特定的には０．５ｗｔ％未満のドーパントを含んでなることができる。適切な導電性ポリマーは、米国特許第７，９０８，０１６号明細書に開示されており、前記特許文献は参照により全体が本願に組み込まれる。

ある実施形態では、繊維状マトリックス４０は非導電性のポリウレタン材料から形成される。適切なポリウレタンには、ポリカーボネート、ポリエーテル、ポリエステルおよびポリイソブチレン（ＰＩＢ）系のポリウレタン類が挙げられる。実例の適切なＰＩＢポリウレタン類は、米国特許出願公開第２０１０／００２３１０４号明細書に開示されており、前記特許文献は参照により全体が本願に組み込まれる。そのようなコポリマーおよび該コポリマーを合成する方法のさらなる例は、国際公開第２００８／０６０３３３号、国際公開第２００８／０６６９１４号、「ポリイソブチレンウレタン、尿素およびウレタン／尿素のコポリマーならびに同コポリマーを含有する医療用デバイス（ＰＯＬＹＩＳＯＢＵＴＹＬＥＮＥ ＵＲＥＴＨＡＮＥ， ＵＲＥＡ ＡＮＤ ＵＲＥＴＨＡＮＥ／ＵＲＥＡ ＣＯＰＯＬＹＭＥＲＳ ＡＮＤ ＭＥＤＩＣＡＬ ＤＥＶＩＣＥＳ ＣＯＮＴＡＩＮＩＮＧ ＴＨＥ ＳＡＭＥ）」と題された２００９年６月２６日に出願された米国特許出願第１２／４９２，４８３号明細書、ならびに、「ポリイソブチレン系ポリマーおよびそれらの誘導体を含む医療用デバイス（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｄｅｖｉｃｅｓ Ｉｎｃｌｕｄｉｎｇ Ｐｏｌｙｉｓｏｂｕｔｙｌｅｎｅ Ｂａｓｅｄ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ ａｎｄ Ｄｅｒｉｖａｔｉｖｅｓ Ｔｈｅｒｅｏｆ）」と題された２０１０年９月２日に出願された米国特許出願第１２／８７４，８８７号明細書に概ね記載されており、前記特許文献はいずれも全体が参照により本願に組み込まれる。他の実施形態では、繊維状マトリックス４０は非導電性のフルオロポリマー材料から形成される。適切なフルオロポリマー材料には、ポリビニリデンフルオライド、ポリビニリデンフルオライド−ヘキサフルオロプロペンコポリマー（ＰＶＤＦ ＨＦＰ）、ポリテトラフルオロエチレンおよび延伸ポリテトラフルオロエチレンが含まれる。

本明細書中に記載されるように、繊維状マトリックス４０の平均直径サイズは組織の内部成長を低減する可能性がある。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０は、ポリカーボネート系ポリウレタンのようなポリウレタンを含みかつ約８００ｎｍ未満または約７５０ｎｍ未満の平均径の大きさを有しうる。他の実施形態では、繊維状マトリックス４０は、ＰＶＤＦ ＨＦＰを含みかつ約８００ｎｍ未満または約７３０ｎｍ未満の平均径の大きさを有しうる。

繊維状マトリックス４０は、いくつかの異なる技法、例えばエレクトロスピニング法およびメルトブロー法を使用して、形成されうる。いくつかの実施形態では、エレクトロスピニング法を使用するとより小さな繊維の大きさが達成されうる。図３および４は両技法を概略的に示している。

図３は、エレクトロスピニング法の概略的説明を提示している。電界は、キャピラリー供給源５２からポリマーの溶液または融液５４を引き出すために使用されうる。いくつかの実施形態では、キャピラリー供給源５２はシリンジであってよい。ポリマーの溶液または融液５４は接地コレクタ５８へと引き伸ばされる。該プロセスに動力を供給するために高電圧電源５６が使用されうる。コーティングされるべき要素６０は、コーティングされるコレクタ５８の上に配置されうる。乾燥すると、薄いポリマーの織物６２が形成されうる。いくつかの実施形態では、繊維の大きさは、ポリマーの溶液または融液５４の中のポリマーの相対濃度を調整することにより制御されうる。

エレクトロスピニング溶液中のポリマーの濃度および溶媒の選択は、所望の繊維状マトリックスの特性の達成において、ならびに特に空隙率および繊維の大きさのうち少なくともいずれかの制御のために、重要な要因である。加えて、少量の金属塩溶液が堆積を改善するためにエレクトロスピニング溶液に加えられてもよい。他の実施形態では、エレクトロスピニング溶液は、約１ｗｔ％〜約４０ｗｔ％、より特定的には約１ｗｔ％〜約３０ｗｔ％、さらにより特定的には約３ｗｔ％〜約１５ｗｔ％、さらにより特定的には約５ｗｔ％〜約１５ｗｔ％のポリマー濃度を有する。適切な溶媒には、ジメチルホルムアミド、ジメチルアセトアミド、Ｎ−メチル−２−ピロリドン、ジメチルスルホキシド、アセトン、シクロヘキサンテトラヒドロフラン（ｃｙｃｌｏｈｅｘａｎｅ ｔｅｔｒｏｈｙｄｒｏｆｕｒａｎ）ならびにこれらの混合物および共溶媒が含まれる。

他の実施形態では、ポリマーはポリウレタンポリマーであってよく、かつエレクトロスピニング溶液は、１％、３％もしくは５％程度のポリマー濃度を有していても、または１５％、３０％もしくは４０％ほどのポリマー濃度を有していてもよいし、前述の値の任意の組合せによって境界が定められた任意の範囲内にあってもよい。ある実施形態では、ポリマーはフルオロポリマーであってよく、かつエレクトロスピニング溶液は、５％、１０％、１５％もしくは２０％程度のポリマー濃度を有していても、または３０％、３５％もしくは４０％ほどのポリマー濃度を有していてもよいし、前述の値の任意の組合せによって境界が定められた任意の範囲内にあってもよい。

図４は、メルトブロー法の概略的説明を提示している。装置７０はポリマー融液７２を収容するように構成されている。ポリマー融液７２はオリフィス７４を通過し、装置７０を通過する高温空気流７６を介してオリフィス７４を通り抜けて運搬される。ポリマー融液７２がオリフィス７４を出ると、ポリマー融液７２の延伸を支援する加熱空気流７８に遭遇する。その結果、ポリマー融液７２は繊維８０を形成して該繊維はコレクタ８２に衝突する。コーティングされるべき要素はコレクタ８２の上または前に単に置かれればよい。

いくつかの実施形態では、リード線１０は、繊維状マトリックス４０がリード線１０の上で直接形成される前に、組み立てられてもよい。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０は、リード線１０が組み立てられる前にリード線１０の構成要素上で形成されうる。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックス４０は別々に形成され、次いでリード線１０の一部分の上に配置されてもよい。

ある実施形態では、繊維状マトリックスは、複合材または材料層の形態の２以上のポリマー材料から形成されてもよい。１例において、第１のポリマー材料を含んでなる第１層がリード線１０の一部分の上に堆積され、続いて第２のポリマー材料によって形成された第２層が堆積されてもよい。必要に応じて、追加の層も適用されうる。別の例では、複数の層のうちの１つは非導電性ポリマー材料を含んでなる一方、複数の層のうち別のものは導電性材料を含んでなる。さらに別の例では、層はそれぞれ非導電性材料を含んでなる。

本明細書中の説明はリード線４０の上の繊維状マトリックス４０について議論しているが、繊維状マトリックス４０は、任意の医療用電気デバイス、例えば、限定するものではないが、移植式電気刺激システムであって例えば神経刺激システム、数ある中でも特に例えば脊髄刺激（ＳＣＳ）システム、深部脳刺激（ＤＢＳ）システム、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システム、胃神経刺激システム、人工内耳システム、および網膜インプラントシステム、ならびに心臓システムであって数ある中でも特に例えば移植式心律動管理（ＣＲＭ）システム、移植式除細動器（ＩＣＤ）、ならびに心臓再同期化および除細動（ＣＲＤＴ）デバイス上にあってよい。

実験の部
インピーダンス試験
比較試料ＡおよびＢならびに試料Ｃ−Ｆ
一群のコイル状ペーシング用リード電極について、１０秒のパルス間隔で２０回の一連のショックに関する抵抗性について試験が行われた。比較試料ＡおよびＢは、組織の成長阻害処理過程を伴って生産された市販の電極を備えたペースメーカーリード線であった。試料Ｃ−Ｆは試料ＡおよびＢと同じ種類のリード線から形成されたが、電極は、エレクトロスピニング法によって該電極上に堆積されたＴｅｃｏｔｈａｎｅ（登録商標）５５Ｄ（市販のポリエーテルポリウレタン）の繊維状マトリックスでコーティングされた。繊維状マトリックスを形成するために、ジメチルアセトアミド中に５ｗｔ％のＴｅｃｏｔｈａｎｅを含有するコーティング溶液が調製された。該コーティング溶液は、電極表面からおよそ１０センチメートル（ｃｍ）の単一ニードルのエレクトロスピニング装置に装填された。該エレクトロスピニング装置は、およそ０．０５１ｍｍ（０．００２インチ）のコーティング厚さを形成するために周囲条件下で電極上に繊維状マトリックスを堆積させるために使用された。

図５は、インピーダンス試験のグラフ表示を提示している。比較試料Ａおよび試料Ｂは最も低い抵抗性および最も小さい変動性を呈しているが、試料Ｃ−Ｆは２０回のパルスの間を通じて４５オーム付近の同程度の抵抗性を示した。これは、繊維状マトリックスが電極のインピーダンスをほとんど増大させなかったことを示している。

比較試料Ｇおよび試料Ｈ−Ｊ
一群のコイル状ペーシング用リード電極について、１０秒のパルス間隔で２０回の一連のショックに関する抵抗性について試験が行われた。比較試料Ｇは、組織の成長阻害処理過程を伴って生産された市販の電極を備えたペースメーカーリード線であった。試料Ｈ、ＩおよびＪは比較試料Ｇと同じ種類のリード線から形成されたが、電極は、エレクトロスピニング法によって電極上に堆積されたポリビニリデンフルオライド−ヘキサフルオロプロペンコポリマー（ＰＶＤＦ ＨＦＰ）（ポリビニリデンフルオライドを含む市販のフルオロポリマー）の繊維状マトリックスで覆われた。繊維状マトリックスを形成するために、ジメチルホルムアミド中に２５ｗｔ％のＰＶＤＦ ＨＦＰを含有するコーティング溶液が調製された。該コーティング溶液は、電極表面からおよそ１０センチメートルの単一ニードルのエレクトロスピニング装置に装填された。該エレクトロスピニング装置は周囲条件下で電極上に繊維状マトリックスを堆積させるために使用された。各試料について、０．０１８ｍｍ〜０．０５１ｍｍ（０．０００７インチ〜０．００２インチ）の範囲の繊維状マトリックスの厚さで６本のリード線が覆われた。試料はその後、湿潤性を高めるためにポリエチレングリコールジメタクリラート溶液で処理された。

図６は、インピーダンス試験のグラフ表示を提示している。試料Ｇは最も低い抵抗性および最も小さい変動性を呈したが、試料Ｈ−Ｊは２０回のパルスの間を通じて同程度の抵抗性を示した。これは、繊維状マトリックスが電極のインピーダンスをほとんど増大させなかったことを示している。

組織抜去法
ショック用コイルは、患者の組織内に皮下移植された。移植の３０日後、ショック用コイルの片端において切り込みが作られた。コイルの端部は組織から切除され、インストロンのフォースゲージに取り付けられた。皮膚の下からコイルを長手方向に完全に抜去するための最大の力が記録された。抜去力がより大きいほど、組織接着または組織の内部成長の程度がより大きいことを示す。いくつかの実施形態では、適切な製品は、現在市販されている製品より小さいかまたはほぼ同等の抜去力を有しうる。

試料ＫおよびＬならびに比較試料ＭおよびＮ
一群のショック用コイルについて、組織の抜去および組織接着に関して試験が行われた。試料Ｋは、約０．３ミクロンの平均的な繊維の大きさを有しているポリカーボネートウレタンの繊維状マトリックスを備え、試料Ｌは、約０．７５０ミクロンの平均的な繊維の大きさを有しているポリカーボネートウレタンの繊維状マトリックスを備えていた。試料ＫおよびＬの繊維状マトリックスはエレクトロスピニング法によって形成され、０．０１３ミリメートル（ｍｍ）〜０．０５１ｍｍ（０．０００５インチ〜０．００２インチ）の範囲の厚さを有していた。比較試料Ｍおよび比較試料Ｎは異なる組織の成長阻害処理過程を伴って生産された市販のコイルであった。単位ニュートン（Ｎ）で示す組織抜去の結果は表１に提示されている。

表１に示されるように、平均径が０．３ミクロンの繊維状マトリックス（試料Ｋ）は平均径が約０．７５０ミクロンの繊維状マトリックス（試料Ｌ）よりも抜去に必要な力が小さかったが、これは必要とされる抜去力が繊維直径の縮小とともに減少することを例証している。さらに、試料Ｋは市販のコイルの試料Ｍよりもわずかに大きな抜去力を必要とし、また市販のコイル試料Ｎよりも抜去に必要な力は小さかった。試料Ｌは、試料Ｍおよび試料Ｎよりも抜去により大きな力を必要とした。いくつかの実施形態では、繊維状マトリックスでコーティングされたコイルについて必要な抜去力が比較試料Ｍおよび比較試料Ｎのような市販のコイルの抜去力より小さいかまたは同等であることが望ましい場合もある。

試料ＯおよびＰ、ならびに比較試料ＱおよびＲ
ＰＶＤＦ ＨＦＰを含む繊維状マトリックスを有しているコイルを抜去するのに必要な力の量についても調査が行われた。試料ＯおよびＰは、約０．７３０ミクロンの平均繊維径を有するＰＶＤＦ ＨＦＰの繊維状マトリックスを備えていた。試料ＯおよびＰの繊維状マトリックスはエレクトロスピニング法によって形成され、０．０１３ｍｍ〜０．０５１ｍｍ（０．０００５インチ〜０．００２インチ）の範囲の厚さを有していた。比較試料Ｑおよび比較試料Ｒは異なる組織の成長阻害処理過程を伴って生産された市販のコイルであった。ニュートン（Ｎ）で示す組織抜去の結果は表２に表されている。

表２に示されるように、ＰＶＤＦ ＨＦＰを含有しておりかつ約０．７３０ミクロンの平均的な繊維の大きさを有している繊維状マトリックスは、比較試料Ｑおよび比較試料Ｒよりも抜去に大きな力を必要とした。試料Ｏおよび試料Ｐは、約０．７３０ミクロンより大きな平均繊維径を有しているＰＶＤＦ ＨＦＰ繊維が望ましからぬ高い抜去力を必要とする可能性があることを示唆している。

議論された典型的な実施形態に対し、本発明の範囲から逸脱することなく様々な改変および追加を行うことができる。例えば、本明細書中に記載された実施形態は特定の特徴を表しているが、本発明の範囲には、様々な組み合わせの特徴を有する実施形態および記載された特徴を必ずしも全て含んでいない実施形態も含まれる。従って、本発明の範囲は、特許請求の範囲の範囲内にあるそのような全ての代替形態、改変形態および変更形態を、それらの等価物全てとともに包含するように意図されている。

Claims (8)

1. 医療用電気リード線であって、
   先端領域から基端領域へと延在する絶縁性リード線本体と、
   該絶縁性リード線本体の内部に配置されて基端領域から先端領域へと延在する導体と、
   該絶縁性リード線本体の上に配置され、かつ導体と電気的に接触している電極と、
   該電極を少なくとも部分的に覆って配置されている非導電性の繊維状マトリックスであってエレクトロスピニングされたポリカーボネート系ポリウレタンを含む非導電性の繊維状マトリックスと、
   を含み、
   前記繊維状マトリックスは０．７５μｍ未満の平均繊維径を有するとともに１３μｍ〜５１μｍの厚さを有する医療用電気リード線。
2. 前記繊維状マトリックスは０．３μｍ以下の平均繊維径を有する、請求項１に記載の医療用電気リード線。
3. 絶縁性リード線本体および該絶縁性リード線本体の上に配置された電極を有する医療用電気リード線を形成する方法であって、前記方法は、
   エレクトロスピニング法によって非導電性のポリカーボネート系ポリウレタンポリマーを含んでなる繊維状マトリックスを形成するステップと、
   該繊維状マトリックスを、電極を少なくとも部分的に覆って配置するステップと、を含み、
   前記繊維状マトリックスは０．７５μｍ未満の平均繊維径を有するとともに１３μｍ〜５１μｍの厚さを有する、方法。
4. 前記繊維状マトリックスは０．３μｍ以下の平均繊維径を有する、請求項３に記載の方法。
5. エレクトロスピニングを行う前に３〜４０重量％のポリカーボネート系ポリウレタンを含んでなるコーティング溶液が調製される、請求項３に記載の方法。
6. 繊維状マトリックスを形成するステップは電極上に繊維状マトリックスを直接形成することを含んでなる、請求項３に記載の方法。
7. 繊維状マトリックスを形成するステップは、基材上で繊維状マトリックスを形成することと、電極を少なくとも部分的に覆って該繊維状マトリックスを堆積させることとを含んでなる、請求項３に記載の方法。
8. 前記繊維状マトリックスは該繊維状マトリックスを通して電気生理学的治療法を送達するのに十分な繊維対繊維の間隔を有する、請求項３に記載の方法。