JPH0226990B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 発明の分野 本発明は一般的には植込み型医療装置に関する
ものであり、更に具体的に云うと体内植込み可能
な半導体低閾値電極に関する。

先行技術の説明 特にペーシング分野において用いられている体
内植込み型導線（リード）の殆んど大部分は金属
電極を利用している。そのような金属電極にとつ
て好ましい材料はプラチナ又はプラチナ合金であ
る。使用されているその他の材料としてはステン
レススチール、チタンなどがある。これらの材料
を選ぶ場合には、それらの材料が生体内適合性を
もち、長期間にわたつて継続的に植込んでおける
ものであることを確かめるよう注意しなければな
らない。この理由のために、プラチナグループの
材料は比較的に高価であるにもかかわらず好まれ
てきた。

固体金属電極以外の使用はこれまで比較的稀で
あつた。米国特許第3911928号においてラジヤー
グレン（Lagergren）は、きわめて電導性のすぐ
れた金属材料と絶縁材料とで交互に被覆した電極
表面を教示している。これらの材料はメツシユの
形で配置されている。そのような配置は、感知
（検知）目的に対しては大きな接触面を与え、し
かも刺激目的に対しては比較的小さい接触面を与
え、それによつて十分に高い電荷密度を生じさせ
るので望ましい配置であるとラジヤーグレン
（Lagergren）は述べている。

他の人々は、電導性があまりよくない材料の使
用を教示している。なかでも最もしばしば好まれ
る非金属材料は炭素である。米国特許第4149542
号においてトレン（Thore′n）は、炭素チツプを
有する心臓内電極を教示している。炭素チツプを
使用する目的は、心臓組織に適合性をもつ電導性
材料を提供することにあると述べられている。
こゝで心配されることは線維組織の成長であり、
従つて炭素が選ばれている。という訳は、炭素は
生体内適合性がきわめてすぐれていると考えられ
ているからである。しかし、トレン（Thore′n）
は誘電率に基づいた材料の選択については教示し
ていない。

Offenlegungschrift28 42 318においてリヒタ
ー（Richter）は、植込み型炭素電極を教示して
いる。この場合にも心配な点は体内における適合
性の問題がある。リヒター（Richter）は、金属
製刺激電極は電極に隣接する組織を徐々に変性さ
せるのであまり望ましくないと教示している。従
つて、炭素チツプ電極は生体内適合性がより優れ
ているので、より低い、長期間接続する全体的エ
ネルギー閾値を与えると考えられる。

発明の要約 本発明の目的は、電極配置部位の組織におい
て、より少い分極効果を助長することを特徴とす
る植込み可能な半導体低閾値電極を提供すること
である。

本発明は、先行技術において教示されているよ
うな身体組織表面と接触する生体内適合性材料を
使用する。しかし、更に本発明は、特に電極と身
体組織との間のインピーダンス整合を改良すると
目的で特に金属の導電率よりも大幅に低い導電率
をもつた半導体材料を使用する。一部の材料は身
体細胞内で見られる電荷移動特性に似た電荷移動
特性を示すので、この目的にとつて特に望まし
い。本発明の好ましい実施態様においては、一部
の半導電性重合体材料が好ましい。

本発明によつて製作される体内植込み型導線
（リード）は、刺激をうける身体組織に直接に接
触するそのような半導体材料である。体内植込み
型導線の本体は、比較的低い抵抗率と強いたわみ
力をもつ導体システムを有する。低抵抗率導体シ
ステムを身体組織に接触する半導体材料に直接に
結合させてもよく、又は傾斜（graded）半導体
電極技術を用いてもよい。この方法では、導電率
の異なるいくつかの相異なる半導体材料が用いら
れる。低抵抗率導体システムはその次に最も高い
導電率の半導体材料に結合され、順次この半導体
材料がその次に最も高い導電率をもつ半導体材料
に結合され、以後同様なやり方がくり返される。
この方法を用いると、その近位端においては高い
導電率をもち、その遠位端においては、刺激され
る身体組織の導電率に近い非常に低い導電率をも
つた電極がつくられる。この傾斜（graded）導
体電極は非常に弱い分極効果をもつ導線を与える
であろう。

好ましい実施例の詳細説明 本発明は、その遠位先端部に半導体電極を有す
る単極植込み型心臓ペーシング導線に関して説明
されている。通常の当業技術者はこゝに開示され
ている発明を他の体内植込み型導線に応用するこ
とが可能であろう。更に、こゝに含まれている開
示は、半導体電極を組み立てるのに好ましい多数
の材料を説明している。しかし、通常の当業技術
者は、これらの教示を他の同様な材料に容易に応
用できるであろう。きわめて重要なことは、使用
されている材料の抵抗率が、先行技術の金属電極
の抵抗率よりも、又は先行技術の炭素電極の抵抗
率さえよりも大幅に高いということである。

第１図は、先行技術の金属又は炭素遠位電極内
における電荷分布の概略図である。電荷は材料表
面上に均等に分布していることに注目されたい。
これは、勿論金属類及びその他の電導性がすぐれ
ている材料の特性である。この場合の導通は主と
して電子の移動により発生する。電導性のすぐれ
た電極を使用することは体内植込み型導線を設計
する場合の自然の傾向と思われる。その理由は、
そのような電極は遠くはなれた所にあるパルス発
生器から刺激される身体組織までの刺激パルス伝
送に対する抵抗を最少にするからである。しかし
きわめて低い抵抗率を有する体内植込み型導線シ
ステムは実際に刺激に必要な電流よりも多い電流
を供給する傾向があり、この結果植込み型エネル
ギー源の早すぎる消耗を生じさせることが認めら
れている。こゝに考えられているように、導体は
10⁰μΩ・cmと10⁴μΩ・cmの抵抗率を有するものと
して定義されている。

第２図は半導体材料の遠位電極の対応する概略
図である。こゝで用いられているように、半導体
は10⁴μΩ・cm〜10¹⁰μΩ・cmの範囲の電気抵抗を
有するものと考えられている。概略的に示されて
いるような大部分の半導体においては、伝送電荷
密度（charge density of transmission）は不均
質である。多数の半導体材料のもう１つの特性
は、電荷転送即ち半導体内部における電気の流れ
は、導体の場合のように自由電子の移動ではなく
イオンの移動を介するということである。

第３図は、身体組織２０のきわめて小さい横断
面と接触している半導体電極１０の微小片の概略
図である。動作している期間中、体内植込み型電
極１０の横断面は身体組織２０に物理的に隣接し
接触している。図示するため、これら２つの表面
は線３０および３２に沿つて移動されている。こ
の図示のため、体内植込み型電極１０と身体組織
２０の導電率は10⁴〜10¹⁰μΩ・cmの範囲でほゞ等
しいものと仮定してある。

付随する近接インピーダンス整合があり、半導
体電極１０と身体組織２０はいづれも自由電子は
比較的少いが主としてイオンの流れを介して導通
する半導体であるので、体内植込み型半導体１０
の表面上の電荷は身体組織２０の表面上の電荷と
整合することが判るであろう。図を見て判るよう
に、身体組織２０は個々の細胞２２，２４，２６
および２８からなつている。これらの細胞は勿論
身体組織内における別々の物理的単位（physical
entities）である。生理学上判つているように、
各細胞の電気化学的成分は時間によつて少しづゝ
異なつており、従つて各細胞は相異なる刺激閾値
を有する。システムの全体的エネルギー閾値を適
当に最小にするためには、どの特定の時点におい
ても、刺激の瞬間においてその特異的電荷要件に
より必要とされるだけの大きさのエネルギーによ
つて各細胞を刺激することが望ましい。第３図に
概略的に示すように、このことは、刺激される身
体組織のインピーダンスにほゞ等しいインピーダ
ンスを有し身体組織と接触する半導体材料を用い
ることにより効果的に達成される。

第４図は半導体電極を用いた単極（unipolar）
体内植込み型導線の平面図である。図示するよう
に、体内植込み型導線の遠位端は、半導体電極を
備えている。体内植込み型導線４０の本体は、ウ
レタン又はシリコーンゴムのような体内で不活性
な材料の絶縁外装４２によつて覆われている。体
内植込み型導線の遠位端は、封止リング４４を有
する電気コネクタと導電端子ピン４６を有する。
第４図には示していないが、半導体電極１０を導
電端子ピン４６に電気的に結合する導体がある。
この導体は銀マトリツクスを有するMP35Nワイ
ヤを用いた延伸ろう付け撚線形状（drawn
brazed strand configuration）のような低抵抗
率材料のものが好ましい。このワイヤは多重線状
（multifilar fashion）の間隔巻きコイル（space
wound coil）として配置することが好ましい。

第５図は半導体電極１０の１実施例の断面図で
ある。間隔巻きコイル（space wound coil）４
４は絶縁外装４２により身体組織との接触から絶
縁されているものとして示されている。導体コイ
ル４４の遠位先端には、きわめて電導性のすぐれ
た素子５０が置かれている。素子５０は、抵抗率
の低いプラチナ又はその他の身体適合性金属で製
作されていることが好ましい。素子５０の導電率
は10²μΩ・cm以下でなければならない。それより
もやゝ抵抗率が高いチタンなどのその他の材料を
使用してもよい。しかし、素子５０は、導体コイ
ル４０に弱いインピーダンス結合を与え、半導体
電極１０に対して構造上の強度を与えるきわめて
電導性のすぐれた金属であることが重要である。

素子５０は、点５４に示されているように溶接
によつて導体コイルに取り付けられている。素子
５０はまた後部付加物（trailing appendages）
５２を有し、これにより多重巻線状（multifilar）
導体コイルに４４のその他のコイルに更に溶接す
ることができるようになつている点に注目された
い。

素子５０に電気的に直接に結合されている素子
５８は素子５０の抵抗率より大きい抵抗率を有す
るが、その抵抗率は半導体になるほど充分大きく
はない。即ち、素子５８の導電率は10²〜10⁵μ
Ω・cmの範囲内にあることが好ましい。この目的
にとつて好ましい材料はポリピロメリチミド
（polypyromelitimide）である。この物質は500μ
Ω・cmの範囲の抵抗率を有する。素子５８のため
に代りに用いられる材料は、４（10³）μΩ・cmの
抵抗率を有する炭素のような材料である。素子５
８は素子５０に結合されて接合６４をつくり、こ
の接合を通つて電気が流れる。用いられる結合技
術は材料により異なるが、成型（molding）又は
接着技術を用いてもよい。重要なことは、素子５
０と５８の間を直接に導通するため接合６４に十
分な大きさの表面をもたせることである。

素子６０は素子５８の抵抗率より高い抵抗率を
有する材料でできている。素子６０は約10⁵―
10⁸μΩ・cmの範囲の導電率をもつべきである。素
子６０にとつて好ましい材料は、約10⁸μΩ・cmの
導電率をもつポリペンタセンである。この場合に
も素子６０は周知の便宜手段などの方法で素子５
８に結合させてもよいが、接合６６の表面積の大
部分が、素子５８の材料と素子６０の材料と直接
に接合できるように注意しなければならない。こ
の理由から、成型法（molding）が好ましい製造
法である。

素子６２は、身体組織と直接に接触する。従つ
て素子６２は刺激される身体組織の導電率に近似
した導電率を有すべきである。素子６２にとつて
好ましい材料は、約10⁹μΩ・cmの導電率をもつポ
リピレン（polypyrene）である。身体と接触す
る素子６２は身体適合性を有しなければならず、
素子５０を除くと好ましい材料はすべて重合体で
あることに気づくであろう。本発明を実施するの
に用いられるその他の重合体の構造および導電率
に関するすぐれた説明は、1966年にレインホール
ド出版社により発行されたＭ・C.ミラー著の教科
書“重合体の構造”にみられる。この教科書の
671〜675頁には重合体のコンダクタンスが説明さ
れており、675―683頁には金属素子と組み合わせ
た半導電性材料としての重合体の使用が説明され
ている。

第６図は半導体電極１０の別の実施例を示す。
第６図の実施例においては、第５図の実施例に開
示されたのと同じ構造および材料が用いられてい
る点に注目されたい。違つている点は、別の実施
例では素子５０と５８との間、素子５８と６０の
間、素子６０と６２の間に薄い遷移領域があるこ
とである。６４ａ，６６ａおよび６８ａとして記
されているこれらの遷移領域は、第５図の実施例
の接合６４，６６および６８に対応する。これら
の遷移領域は、遷移の両側に複数の材料の組み合
わせを用いて組みたてられている。例えば、素子
５０の材料の一部（例えばプラチナ）と素子５８
の材料の一部（例えばポリピロメリチミド）と組
み合わされて遷移領域６４ａがつくられている。
これらの遷移領域は比較的小さく、素子５８およ
び６０の直径の半分以下である。

遷移領域６８ａおよび６６ａも同様につくられ
ている。これらの遷移領域の電気的効果は、第５
図の実施例に存在する階段接合ではなく、中間導
電率の１組の２つの専接合をつくることができ
る。これらの遷移領域は、好ましい材料と成型
（molding）技術を用いて比較的容易に製造され
ると思われる。しかし、追加の費用がかかり、こ
の実施例は、電極を通る導電損失の減少および電
極における分極効果の減少によりこの追加費用が
正当化される場合にのみ用いるべきである。

第７図は第３の実施例を示す。この実施例は素
子５０と素子７０との間の導電率の比較的大きな
差を用いている。この場合も素子５０は導電性が
きわめてよい金属であり、上述した例の場合と同
様にプラチナであることが好ましい。しかし、半
導体範囲の導電率をもつ素子７０への円滑な又は
ゆるやかな遷移はない。素子７０はできれば10⁶
〜10⁸μΩ・cmの導電率をもつ半導体であることが
好ましい。この目的に適した材料は交叉結合ポリ
アクリルアミドであろう。この場合にも上述の実
施例の場合と同じく、素子７０は完全に生体内適
合性を有する材料でできていることが重要であ
る。素子５０と素子７０との間に設けられている
接合は接合７２である。この場合もこの特殊な実
施例の構造の故に接合７２はかなりの導電率変化
を示す。

第７図に教示されている実施例は、使用されて
いる金属の種類の数が比較的少なく、製造工程数
も比較的少ないので望ましいものである。この実
施例は、自然の刺激閾値が接合７２における固有
の損失を吸収するほど高く、素子７０用に選択さ
れた材料の抵抗率が比較的低くてもよいシステム
に用いるべきである。こゝで比較的低い抵抗率と
は10⁵〜10⁸μΩ・cmの範囲を意味する。これは上
述した２つの実施例に見られたのよりも低い自然
インピーダンスを有する身体組織を刺激するのに
適合する。

本発明の３実施例を上述したことにより、きわ
めて多数の相異なる機械的形態および種々な材料
が可能であることが読者に明らかになつたはずで
ある。しかし、きわめて重要なことは、選択した
材料が生体内適合性を有しており、刺激される身
体組織と直接に接触する材料が身体組織のインピ
ーダンスに近似した特性インピーダンスを有する
ということである。上記に説明したように、この
ことは比較的すぐれたインピーダンス整合を与
え、システムの全体的エネルギー閾値が最小にさ
れることを保証する。

【図面の簡単な説明】

第１図は、金属材料又は炭素材料のきわめて電
導性のすぐれた先行技術電極における電荷伝導率
を概略的に示した図である。第２図は、本発明に
用いられている半導体電極の不均質電荷分布の対
応する概略図である。第３図は、本発明の半導体
電極から身体組織への不均質電荷伝導の整合の概
略図である。第４図は、本発明を用いた導線の平
面図である。第５図は、傾斜（graded）半導体
電極の断面図である。第６図は、遷移領域を有す
る傾斜（graded）半導体電極の断面図である。
第７図は、非傾斜（non―graded）構造をもつ半
導体電極の断面図である。 第５図において、１０は半導体電極、４４は間
隔巻きコイル、４２は絶縁外装（シース）、５０
は素子（プラチナ）、４０は導体コイル、５８は
素子（ポリピロメリチミド、炭素）、６０は素子
（ポリペンタセン）、６２は素子（ポリピレン）、
６４，６６，６８は接合部。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 体内植込み可能な電極であつて、 近位端と遠位端とを有する導体と、 前記導体を覆う身体適合性材料の外装と、 前記導体の前記近位端に結合された電気的コネ
   クタと、及び、 前記導体の前記遠位端に結合された電極とから
   構成され、前記電極は、 前記導体に結合された金属材料からなる金属素
   子と、 前記金属素子の材料の抵抗率よりも大きな抵抗
   率を有する材料からなる第１の中間素子と、 前記第１の中間素子を被覆し、半導体であつて
   10⁵から10¹⁰μΩ・cmの範囲内の抵抗率を有する身
   体適合性材料からなる遠位素子とから構成される
   ことを特徴とする体内植込み可能な半導体低閾値
   電極。 ２ 前記遠位素子は交叉結合ポリアクリルアミド
   であることを特徴とする前記特許請求の範囲第１
   項記載の体内植込み可能な半導体低閾値電極。 ３ 前記遠位素子はポリピレンであることを特徴
   とする前記特許請求の範囲第１項記載の体内植込
   み可能な半導体低閾値電極。 ４ 第１の中間素子よりも大きく、前記第１の中
   間素子と前記遠位素子との間に電気的に結合され
   た前記遠位素子よりも小さな抵抗率を有する材料
   からなる第２の中間素子を更に含むことを特徴と
   する前記特許請求の範囲第１項乃至第３項の内い
   ずれか１項記載の体内植込み可能な半導体低閾値
   電極。 ５ 前記金属素子はプラチナであることを特徴と
   する前記特許請求の範囲第４項記載の体内植込み
   可能な半導体低閾値電極。 ６ 前記第１の中間素子はポリピロメリチミドで
   あることを特徴とする前記特許請求の範囲第５項
   記載の体内植込み可能な半導体低閾値電極。 ７ 前記半導体低閾値電極は更に、 前記金属素子と前記第１の中間素子との間にあ
   り、前記金属素子の抵抗率よりも大きく前記第１
   の中間素子よりも小さな抵抗率を有する材料から
   なる第１の遷移領域と、 前記第１の中間素子と前記第２の中間素子との
   間にあり、前記第１の中間素子の抵抗率よりも大
   きく前記第２の中間素子の抵抗率よりも小さな抵
   抗率を有する材料からなる第２の遷移領域と、 前記第２の中間素子と前記遠位素子との間にあ
   り、前記第２の中間素子の抵抗率よりも大きく前
   記遠位素子の抵抗率よりも小さな抵抗率を有する
   材料からなる第３の遷移領域とから構成されるこ
   とを特徴とする前記特許請求の範囲第４項記載の
   体内植込み可能な半導体低閾値電極。 ８ 前記第１の遷移素子の材料は前記金属素子の
   材料と前記第１の中間素子の材料との組み合わせ
   からなり、前記第２の遷移素子の材料は前記第１
   の中間素子の材料と前記第２の中間素子の材料と
   の組み合わせからなり、前記第３の遷移素子の材
   料は前記第２の中間素子の材料と前記遠位素子の
   材料との組み合わせからなることを特徴とする前
   記特許請求の範囲第７項記載の体内植込み可能な
   半導体低閾値電極。 ９ 前記半導体低閾値電極はさらに、 前記金属素子と前記第１の中間素子との間にあ
   り、前記金属素子の抵抗率よりも大きく、前記第
   １の中間素子の抵抗率よりも小さい抵抗率を有す
   る第１の遷移素子と、 前記第１の中間素子と前記遠位素子との間にあ
   り、前記第１の中間素子の抵抗率よりも大きく前
   記遠位素子の抵抗率よりも小さい抵抗率を有する
   第２の遷移素子とから構成されることを特徴とす
   る前記特許請求の範囲第１項記載の体内植込み可
   能な半導体低閾値電極。 １０ 前記第１の遷移素子の材料は前記金属素子
   の材料と前記第１の中間素子の材料との組み合わ
   せからなり、前記第２の遷移素子の材料は前記第
   １の中間素子の材料と前記遠位素子の材料との組
   み合わせからなることを特徴とする前記特許請求
   の範囲第９項記載の体内植込み可能な半導体低閾
   値電極。