JPH06312025A

JPH06312025A - 人体刺激／感知リード、同電極及びこの電極の製造方法

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Publication number: JPH06312025A
Application number: JP6116028A
Authority: JP
Inventors: James T Gates; ティー．ゲーテスジェームス
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1993-04-30
Filing date: 1994-05-02
Publication date: 1994-11-08
Anticipated expiration: 2013-12-16
Also published as: DE69430934T2; CA2117231C; CA2117231A1; US5408744A; US5697964A; AU673038B2; EP0622090B1; EP0622090A1; DE69430934D1; AU5649994A; JP2838480B2

Abstract

(57)【要約】【目的】長期的に皮下埋設される医療用リードに用い
る、焼結された多孔性の白金酸塩化されたステロイド溶
出電極の製造を精度よくかつ簡単にする。【構成】伝導性の基材２３の末端に突起２４を形成し
て、少なくとも１種類の導体を含む混合物スラリー内へ
入れて引き抜き、突起２４を混合物スラリーの膜で覆
い、そのの部分を焼結する。突起２４は基材２３の末端
を熱変形や機械的変形で形成する。基材２３には白金、
パラジウム、チタン、タンタル、ロジウム、イリジウ
ム、炭素、硝子体炭素及びそれらの合金、酸化物および
それらの金属の窒化物を用いる。突起２４の形状は、く
ぎの頭、環状、ブロック状、綿棒の頭状等とする。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は、長期的に皮下埋設され
る医療用リードに関し、特に、焼結された多孔性の白金
酸塩化ステロイド溶出電極の製造を簡単にすることだけ
でなく、心臓のペーシングリードとして必要な堅さとイ
ンピーダンスを増大させたリードの基材に関する。

【０００２】

【従来の技術及び発明が解決しようとする課題】皮下埋
設されたペースメーカーシステムの安全性、効力及び寿
命は、ペーシングリードの機能と、電子回路、パルス発
生器の完全性、及びパルス発生電源の容量と信頼度にあ
る程度は依存する。皮下埋設されたペースメーカーシス
テムの相互に関連する構成要素は、システムサイズの全
体的減少、システム寿命の増加及びシステム信頼性の増
大した期待値と関連して、システムの作用モードと機能
上常に増加しているデマンドに最適に整合させる。過去
３０年の間に心臓ペーシングの技術が顕著に進歩した。
皮下埋設可能なペーシングシステムは、ペーシング物理
療法に常に拡大する変化を与え、それによってペースメ
ーカーの用途を広げている。この進歩と関連して、それ
らの製造を簡単にし、同時にペーシングリードの機能と
信頼度を最適化するために広範な研究開発が行なわれて
きた。

【０００３】過去１０年において、長期にわたるペース
メーカー感知と刺激閾値の信頼性及び安定性については
相当改善され、安全性と信頼度に優れるリードと共に使
用することによってより小さく、長寿命のペースメーカ
ーが開発されてきた。しかしながら、電流ドレインが小
さい回路が開発され、それらのプロブラマブル機能、モ
ード及びメモリについてのペースメーカーの能力を増大
させるために回路の複雑さが増す傾向が常にあるので、
ペースメーカーの寿命は、ますますリードの特性に依存
するようになっている。それに加えて、皮下埋設ペース
メーカーを治療に採用する多くの医師は、ペーシングリ
ード本体が薄く、静脈系で占めるスペースが小さく、機
械的強度やリード本体の完全性を減らしたり損なったり
することのないものを好む。

【０００４】初期の心臓ペーシングでは、ペーシングリ
ードが比較的に大きな表面積の電極を有しており、サイ
ズが比較的大きくかつ短命のパルス発生器を採用してい
た。ＶｉｃｔｏｒＰａｒｓｏｎｎｅｔ博士等の初期の
研究者は、ペーシングリード電極の低レベル分極と低レ
ベル閾値の達成のための設計を進歩させ、米国特許第
３，４７６，１１６号に示されるような差動電流密度電
極（ＤＣＤ）として知られている設計において刺激的イ
ンパルスの供給のために比較的小さい実効表面積を示す
ものを開発した。しかしながら、当時の全てのペーシン
グ電極と同様にこの、ＤＣＤ電極は、臨床的に受け入れ
難い慢性組識炎症と不安定性を示し、このため商品化さ
れなかった。

【０００５】ＷｅｒｎｅｒＩｒｎｉｃｈ博士等のその
後の研究者は、かなり詳細に電極−組識界面を検討し、
刺激閾値と感知のために最適の露出電極表面領域を得る
ように努力した。Ｉｒｎｉｃｈ博士は、「電極設計にお
ける永久的ペーシングについての考慮」（Ｃｏｎｓｉｄ
ｅｒａｔｉｏｎｓｉｎＥｌｅｃｔｒｏｄｅＤｅｓ
ｉｇｎｆｏｒＰｅｒｍａｎｅｎｔＰａｃｉｎｇ）
と題した彼の論文（心臓ペーシング：第４回国際的心臓
ペーシングシンポジウムの紀要（Ｈ．Ｊ．Ｔｈａｌｅ
ｎ、Ｅｄ．）、１９７３年、第２６８−２７４頁）にお
いて、心臓組識を刺激するのに要求される場の強度
（Ｅ）は以下の方程式により可変すると主張した。

【数１】Ｅ＝Ｖ［１／（ｒ＋ｄ）］２／ｒ但し、Ｖは印加電圧（閾値、ボルト）、ｒは電極半径、
そして、ｄは筋繊維莢膜厚である。Ｉｒｎｉｃｈ博士は
さらに、電極半径にかかわらずｄの平均値がおよそ０．
７ｍｍに等しく、Ｅを定数と仮定するとｒがｄに等しく
なるまで電極径を小さくすれば閾値が下がり、ｒがｄよ
り小さくなると閾値は再び大きくなりだす、と主張し
た。そしてＩｒｎｉｃｈ博士は、リードの先端で露出す
る半球状の電極が０．７〜１．０ｍｍの半径を、すなわ
ち３〜６ｍｍ² の面積を有するべきであると結論づけ
た。またＩｒｎｉｃｈ博士は、電極の位置決めを保持す
るために、心筋層を貫通させるワイヤーフックを採用す
る設計を提案した。しかしながら、これらの能動的固定
ワイヤーフック電極受け入れられず、心内膜へのリード
の固定は先を鋭く尖らせたタインによる受動的固定ある
いはねじ込みによる能動的な固定で行なわれるようにな
ってきた。

【０００６】Ｆ．Ｗ．Ｌｉｎｄｅｍａｎｓ氏とＡ．Ｎ．
Ｅ．Ｚｉｍｍｅｒｍａｎ氏による論文「イヌの心臓の電
気的刺激のための電極サイズに関する急激な電圧、電荷
とエネルギー閾値」（ＡｃｕｔｅＶｏｌｔａｇｅ，
ＣｈａｒｇｅａｎｄＥｎｅｒｇｙＴｈｒｅｓｈｏ
ｌｄｓａｓＦｕｎｃｔｉｏｎｓｏｆＥｌｅｃｔ
ｒｏｄｅＳｉｚｅｆｏｒＥｌｅｃｔｒｉｃａｌ
ＳｔｉｍｕｌａｔｉｏｎｏｆｔｈｅＣａｎｉｎｅ
Ｈｅａｒｔ：心臓血管研究（Ｃａｒｄｉｏｖａｓｃｕ
ｌａｒＲｅｓｅａｒｃｈ）誌、第ＸＩＩＩ巻、第７
号、第３８３−３９１頁、１９７９年７月）において、
彼等は約０．５ｍｍの電極半径が急性状況では最適であ
ると論証した。しかしながら筋繊維の莢膜が約０．５ｍ
ｍより厚くなると、小さい電極表面積としたことの効果
が失われることが認識された（Ｉｒｎｉｃｈ博士も述べ
ている）。そこで彼らは、そのような小さい表面積の電
極を長期的に使用できないと結論付けた。

【０００７】ＳｅｙｍｏｕｒＦｕｒｍａｎ博士も、電
極サイズの関係と心臓の刺激の効率を研究し、「電極サ
イズの減少及び心臓の刺激効率増大」（Ｄｅｃｒｅａｓ
ｉｎｇＥｌｅｃｔｒｏｄｅＳｉｚｅａｎｄＩｎ
ｃｒｅａｓｉｎｇＥｆｆｉｃｉｅｎｃｙｏｆＣａ
ｒｄｉａｃＳｔｉｍｕｌａｔｉｏｎ：外科研究ジャー
ナル（ＪｏｕｒｎａｌｏｆＳｕｒｇｉｃａｌＲｅ
ｓｅａｒｃｈ、第１１巻、第３号、第１０５−１１０
頁、１９７１年３月））と題する論文で、ボールチップ
／露出疎巻コイル電極と小半球電極を提案した。Ｆｕｒ
ｍａｎ博士は、インピーダンスが表面積の逆関数として
増えることに着目して、電極表面積の実際的な最小寸法
が８ｍｍ² の範囲にあると結論付けた。

【０００８】１９７０年代の中頃、約８ｍｍ² の露出電
極表面積を有する円柱形、ボールチップ、螺旋形、リン
グチップ、オープンケージ、鳥かご形等の多くの形状の
電極がいろいろと研究された。より最近、多数の研究者
が、電極設計を最適化するために材料との関係を重要視
するようになった。例えば、Ｂｏｒｎｚｉｎ氏の米国特
許第４，５０２，４９２号は、低分極、低閾値電極設計
を開示する。この電極は、１９８０年代初期から中頃に
かけてＴＡＲＧＥＴＴＩＰ（商標）として商品化され
た。その設計は、環状溝を有する概ね半球状の電極で、
白金から作られ、外面に白金黒のコーティングを施した
ことを特徴とする。比較的小さい（８ｍｍ² ）の電極表
面積と白金黒の使用は、その時代の技術による最新の閾
値の達成に寄与した。他のメーカーは他の物質と構造の
電極を発売した。ＣａｒｄｉａｃＰａｃｅｍａｋｅｒｓ
Ｉｎｃ．は全多孔性白金メッシュ電極、Ｃｏｒｄｉｓ
Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎは多孔質の表面焼結電極、Ｓｉ
ｅｍｅｎｓＩｎｃ．はガラス質かつガラス状炭素電
極、そしてＴｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃｓＬｔｄ．はレー
ザーで穴を明けた金属電極を市販した。

【０００９】低閾値電極の開発におけるブレークスルー
が、ステロイド溶出多孔性ペーシング電極の発明である
（Ｓｔｏｋｅｓ氏の米国特許第４，５０６，６８０号と
これに関連するＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社の米国特許第４，
５７７，６４２号、同第４，６０６，１１８号及び同第
４，７１１，２５１号）。Ｓｔｏｋｅｓ氏の６８０特許
に開示された電極は、多孔性の焼結白金か焼結チタンを
用いるものであるが、炭素とセラミックからなるものも
開示されている。電極の近くには、デクサメタゾンリン
酸塩のナプタラムあるいは他のグルココルチコステロイ
ド水溶性物を染み込ませたシリコンゴムのプラグが、置
かれている。シリコンゴムのプラグは、多孔性の焼結さ
れた金属電極中のギャップを通してステロイドを放出し
て電極−組識界面に到達させ、炎症、過敏性及びそれに
よる電極隣接組識の過度の繊維症を防ぐか減少させるこ
とを可能にした。多孔性のステロイド溶出電極は、同じ
大きさに作られた固体電極と比較すると、低い感知（電
源）インピーダンスを示した。また、同じ大きさに作ら
れた固体のあるいは多孔性の電極より顕著に低い最大長
期ペーシング閾値をも示した。ステロイド溶出電極のこ
れらの２つ利点が、約５．５ｍｍ² の比較的小さい表面
積の電極（Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ，Ｉｎｃ．のＣＡＰＳＵ
ＲＥ（商標）ＳＰモデル５０２３、同５５２３）を可能
にし、心臓体動を感知する能力を犠牲にすることなくリ
ードインピーダンスを増加させた。刺激パルスを印加し
ている間の高い電流密度を実現するために、小さい電極
サイズが重要だった。結局、皮下埋設されたペースメー
カーの電源からの電流ドレインを低くすることが、心臓
組識に対してより効率的に刺激を供給するために重要な
のである。これは皮下埋設されたペースメーカーシステ
ムの寿命を全体的に延ばすことによって生じるものであ
る。

【００１０】リードインピーダンスは、電極−組識界面
の実効インピーダンスだけでなく、リード導電体と刺激
的電極の抵抗によって定まる。インピーダンスを増加さ
せる能率が悪い方法あるいは手段は、リード導電体の抵
抗を増大させることである。これは熱として電流を無駄
にする。刺激的電極−組識界面のインピーダンスのより
効率的制御と共にリード電流ドレインを減少させること
が望ましい。これは電極の表面積を小さくすることによ
って達成できる。しかしながら小さい電極は、心臓組識
の自己調律減極を感知するのに能率が悪いと広く信じら
れてきた。。これは必らずしも正しくはない。内因性の
心臓の減極信号の振幅（一般的には心室ＱＲＳ及び／又
は心房Ｐ波複合波の振幅）は、電極サイズとはほぼ無関
係である。それゆえに自己調律減極を感知することにつ
いての問題は、パルス発生器のセンスアンプが、かなり
低い入力インピーダンス（あるものは２０ｋΩであり、
典型的な値としては約８０〜１００ｋΩである）を有す
ることである。電極の表面積が減少すると、ＱＲＳ群信
号インピーダンスあるいはＰ波信号インピーダンス
（「電源インピーダンス」）が増える。従って５ｍｍ²
の磨き電極により、材料に応じて、ＱＲＳ群あるいはＰ
波を約２．５〜５ｋΩの電源インピーダンスで生じさせ
る。キルヒホッフの法則によれば、ジェネレーターのア
ンプ中の信号の減衰は、

【数２】１／（１＋Ｚｉｎ／Ｚｓ）で表される。ここでＺｉｎがアンプの入力インピーダン
ス、そしてＺｓは感知される信号の電源インピーダンス
である。従ってインピーダンスが２０ｋΩのアンプにイ
ンプットされる５ｋΩの電源インピーダンスを有する信
号の振幅は、２０％（＝［１／（１＋２０／５）］ｘ１
００）減少する。限界事例では、感知可能範囲と不可能
範囲の差を適切にする必要がある。それゆえに、電源イ
ンピーダンスを低くしておくことが重要で、心臓の入力
信号の１０％からあまり減衰させないことが望ましく、
つまり、２０ｋΩのアンプでＺｓ＜２２２２Ωとするこ
とが好ましい。

【００１１】従って、低い電流ドレインと十分な感知の
ためのデマンドの間には電極の幾何学的表面積に基づく
関連性が存在する。それに加えて、比較的低い分極作用
を達成するために、誘発性あるいは内因性の心臓減極の
電位図の変形を避けること、あるいは間違ってアンプで
のＱＲＳ群かＰ波として感知される十分な振幅のパルス
期外電位差を残すことが望ましい。

【００１２】最近のリード設計においては、電極の露出
表面積を減少させ続けている。その例が、米国特許出願
第０７／８８７，５６０号（出願日：１９９２年５月１
８日、発明の名称：「高レベルインピーダンス、低分
極、低閾値ミニチュアステロイド溶出ペーシングリード
電極」（ＨｉｇｈＩｍｐｅｄａｎｃｅ，ＬｏｗＰｏ
ｌａｒｉｚａｔｉｏｎ，ＬｏｗＴｈｒｅｓｈｏｌｄ
ＭｉｎｉａｔｕｒｅＳｔｅｒｏｉｄＥｌｕｔｉｎｇ
ＰａｃｉｎｇＬｅａｄＥｌｅｃｔｒｏｄｅｓ））
に示される。その出願は、０．１〜４．０ｍｍ² 、好ま
しくはＯ．６〜３．０ｍｍ² の範囲の効果的な表面積を
示す多孔性の白金酸塩化ステロイド溶出電極を特徴とす
るリードを開示する。そのような小さい電極は、多くの
望ましい特性を有している一方で、特に電極直径と同心
にして一体的に製造することが比較的難しい。

【００１３】多孔性の白金酸塩化ステロイド溶出電極は
スラリー処理を使用して製造できる。特に、液体の有機
的な結合剤で懸濁した白金粒子のスラリーをが作り、電
極を形成するために、基材、一般的には１本のワイヤー
のまっすぐな端部をスラリーに浸漬させ白金混合物をワ
イヤー基材に固着させ、基材を焼結して結合剤を追い出
し、白金粒子を融着させる方法が多く用いられている。
しかしながらこの方法で量産するには、製造した電極の
多くの寸法が、例えば同心でなく、大きすぎたり、小さ
すぎたりして不良になってしまいやすいものであった。

【００１４】本発明はこのような点に鑑みてなしたもの
で、寸法精度の高い人体刺激／感知リード、同電極及び
この電極の製造方法を供給することを目的とする。

【００１５】

【課題を解決するための手段】本発明に係る人体刺激／
感知リードは上記目的を達成するために、第１端と第２
端を有する電気的コネクター、上記第１端と上記第２端
の間で上記電気的コネクターを覆う絶縁スリーブ、上記
電気的コネクターの上記第１端に接続し、基端及び少な
くとも１つの突部を有する取り付け部分を設けた末端と
を有する基材、上記末端の周囲に、で一定でない肉厚で
上記突部を覆うように設け、人体との間を導通させるた
めに上記電気的コネクターと電気的に接続させる多孔質
導体からなる電極、及び上記基材に接続し、人体に薬剤
を投薬する薬剤ディスペンサーとからなる構成としたも
のである。

【００１６】本発明に係る人体刺激感知リードは、上記
突部が突起状である構成とすることができる。また上記
突部が環状、くぎの頭の形状、ブロック形状あるいは綿
棒の頭の形状を有する構成とすることができる。

【００１７】また本発明に係る人体刺激感知リードは、
上記電極が人体に対して４．０ｍｍ² 以下の露出表面積
を有する構成、上記電気的コネクターが、少なくとも１
本のマルチフィラーワイヤーのコイルからなる構成、あ
るいは上記薬剤が抗炎症剤である構成とすることができ
る。この薬剤にはデクサメタゾンリン酸塩ナプタラムを
用いることができる。

【００１８】本発明に係る人体刺激感知リードは、上記
薬剤ディスペンサーが、透過性ポリマー製の本体からな
り、該本体が、上記絶縁スリーブ内に位置しかつ上記薬
剤の水溶物を含む電極に隣接する構成とすることができ
る。

【００１９】本発明に係る人体刺激感知リードは、上記
電極の表面積が０．１０〜４．０ｍｍ² である構成、あ
るいは、人体に対して露出する上記電極の表面形状が概
ね半球状である構成とすることができる。また上記電極
が、白金、パラジウム、チタン、タンタル、ロジウム、
イリジウム、炭素、硝子体炭素及びそれらの合金、酸化
物およびそれらの金属あるいは他の導体の窒化物から選
ばれた多孔性金属あるいは他の導体からなるようにする
こともできる。

【００２０】本発明に係る電極は上記目的を達成するた
めに、基端と末端を有する伝導性の軸、上記末端におい
て上記伝導性の軸から突出する少なくとも１つの突部、
及び上記末端の周囲で一定でない肉厚を有し、上記突部
を覆う多孔質導体の混合物からなる構成としたものであ
る。

【００２１】本発明に係る電極は、第１端及び上記基端
に上記伝導性の軸を接続する第２端を有する電気的コネ
クターと、上記電気的コネクターを覆う絶縁スリーブを
有する構成、あるいは上記基材に接続し、人体に薬剤を
投薬する薬剤ディスペンサーを含む構成とすることがで
きる。

【００２２】また本発明に係る電極は、上記突部が突起
状である構成、あるいはフランジ形状、環状、くぎの頭
の形状、ブロック形状あるいは綿棒の頭の形状を有する
構成とすることができる。

【００２３】本発明に係る電極は、上記電極が人体に対
して４．０ｍｍ² 以下の露出表面積を有する構成、上記
電気的コネクターが、少なくとも１本のマルチフィラー
ワイヤーのコイルからなる構成、あるいは上記薬剤が抗
炎症剤である構成とすることができる。この薬剤にはデ
クサメタゾンリン酸塩ナプタラムを用いることができ
る。

【００２４】本発明に係る電極は、上記薬剤ディスペン
サーが、透過性ポリマー製の本体からなり、該本体が、
上記絶縁スリーブ内に位置しかつ上記薬剤の水溶物を含
む電極に隣接する構成とすることができる。

【００２５】本発明に係る電極は、人体に対して露出す
る上記電極の表面形状が概ね半球状である構成とするこ
とができる。また上記電極が、白金、パラジウム、チタ
ン、タンタル、ロジウム、イリジウム、炭素、硝子体炭
素及びそれらの合金、酸化物およびそれらの金属あるい
は他の導体の窒化物から選ばれた多孔性金属あるいは他
の導体からなるようにすることもできる。

【００２６】本発明に係る人体の刺激と感知に使用する
リード用の電極を製造する方法は、伝導性の軸の末端に
突部を形成し、少なくとも１種類の導体を含む混合物ス
ラリーを調製し、上記伝導性の軸の突部の少なくとも一
部を上記混合物スラリー内へ入れ、上記混合物スラリー
内から上記伝導性の軸の上記突部の部分を引き抜いて、
該突部を上記混合物スラリーの膜で覆い、そして上記ス
ラリーの膜で覆われた上記突部の部分を焼結するという
複数のステップからなるものである。

【００２７】本発明に係る電極製造方法は、上記伝導性
の軸の末端を溶解させる等により熱変形させるようにす
ることができ、あるいは機械的に変形させるものとする
ことができる。

【００２８】本発明に係る電極製造方法は、上記伝導性
の軸が、白金、パラジウム、チタン、タンタル、ロジウ
ム、イリジウム、炭素、硝子体炭素及びそれらの合金、
酸化物およびそれらの金属の窒化物から選ばれたものと
することができる。

【００２９】本発明に係る電極製造方法は、上記突部が
くぎの頭の形状を有するように、あるいは上記混合物
が、少なくとも１種類の結合剤を含むスラリーからなる
るか、上記伝導体と気体の流動層で形成されるようにす
ることもでき、上記伝導性の軸の突部を一定でない厚さ
に上記混合物で覆うようにすることもできる。

【００３０】

【実施例】以下本発明の実施例を図面を参照して説明す
る。一般的には本発明は、好ましくはステロイドその他
の薬剤とともに電極を使用する。電極は、その周囲ある
いは内部を通して薬剤を溶出させることができるように
構成し、ペーシングリードの末端の近くで心内膜あるい
は心筋の細胞に薬剤を供給し、完全には排除できない
が、リードの先端に反応することによる細胞性異物と身
体の炎症によって生じる急性及び慢性の炎症を減らすも
のである。Ｓｔｏｋｅｓ氏の米国特許第４，５０６，６
８０号及びとＭｅｄｔｒｏｎｉｃ社の米国特許第４，５
７７，６４２号、第４，６０６，１１８号及び同第４，
７１１，２５１号に述べられているように、電極は、好
ましくは人体適合性の電気的に伝導性の材料から作ら
れ、特定のステロイドの溶出路を備えることもあり、電
極本体の全体あるいはその表面が一般に多孔質構造を有
する。露出電極の全長あるいは形状が刺激のためにかな
り小さい表面積とするのに対して、電極表面あるいは本
体の多孔性が、感知のために大きい表面積を提供する。
即ち、て多孔性の構造が、微視的な感知のための大表面
積を呈する。好ましい電極材料とその多孔性構造だけで
なく、ミクロの多孔性構造を達成するために採用した組
立て技術が、上述した各先行特許及びＲｉｃｈｔｅｒ氏
等の米国特許第４，７７３，４３３号、ＨｅｉｌＪ
ｒ．氏等の米国特許第４，８１９，６６１号、Ｔｈｏｒ
ｅｎ氏等の米国特許第４，１４９，５４２号、Ｒｏｂｂ
ｌｅｅ氏の米国特許第４，６７７，９８９号、Ｈｅｉｌ
Ｊｒ．氏等の米国特許第４，８１９，６６２号、Ｍｕ
ｎｄ氏等の米国特許第４，６０３，７０４号、Ｓｋａｌ
ｓｋｙ氏等の米国特許第４，７８４，１６１号、Ｓｚｉ
ｌａｇｙｉ氏の米国特許第４，７８４，１６０号に開示
されている。

【００３１】本発明は、ペーシングリードの電極を取り
付ける軸あるいは基材に関する。本発明の基材は、正確
な寸法の電極の製造を可能にする。本発明の基材は、電
極混合物の効果的な実装も提供し、製造された電極は、
まっすぐな軸基材を有する電極に比べて高い機械的強度
を有する。加えて、好ましい実施例では、本発明のくぎ
の頭形の基材構造が、高インピーダンスリードを提供す
る。

【００３２】図１は、本発明に従って造られた露出リー
ドの平面図を示す。リード１は、絶縁スリーブ１２で覆
われている細長いリード本体１０を含む。絶縁スリーブ
１２は、シリコンゴムかポリウレタンのような柔軟な生
物学的適応性を有し生物学的に安定な絶縁体で作られ
る。リード１の基端２の端部アセンブリ１４は、皮下埋
設可能なペースメーカーのパルス発生器（図示せず）に
リード１を接続する。端部アセンブリ１４は、公知のタ
イプのシールリング１６と端子ピン１８を備える。固着
スリーブ２０（部分的に断面で示す）は、リード本体１
０上に嵌挿してあり、リード１の挿入部位において公知
の態様でリード本体１０を人体組識へ縫合するためのポ
イントとなる。固着スリーブ２０と端部アセンブリ１４
は好ましくはシリコンゴムで作るが、公知の他の適当な
生物学的適応性材料も採用できる。

【００３３】さらに図１で示したリード１は、スタイレ
ットガイド１１とスタイレットアセンブリ１３を含み、
これらは経静脈法で心臓の右心室か右心房（図示せず）
にリード１を挿入、配置する間にリード１に剛性を与え
る端子ピン１８に結合している。スタイレットガイド１
１とスタイレットアセンブリ１３は、使用の後でペース
メーカーパルス発生器（図示せず）に端子ピン１８を接
続する前に取り去る。

【００３４】リード１の末端３には、リード１が使用さ
れるまでタイン２６を保護するタインプロテクター１５
が断面で示してある。タイン２６は、公知のように心内
膜（図示せず）に対する受動的な電極２２の位置決めを
保持するために採用している。

【００３５】図１は単極リードを示すが、本発明は、公
知のように電極２２から８ｍｍ以上の間隔をとって配置
した露出リング電極６０のリードの基端の近くで第２露
出円柱形端子表面領域から突出している第２の導電体を
採用する図７で示すような双極リードでも実施できる。
電流センスアンプの帯域中心周波数が２５〜３０Ｈｚで
あるので、８ｍｍ以上の間隔が必要である。もしセンス
アンプの帯域搬送周波数がより高い値にシフトされ、ま
た高ゲインが使用されるならば、より近い間隔とするこ
とも可能である。

【００３６】図１のリード１は、電極２２に対して端子
ピン１８から伸びる導電体コイル２８を含む。好ましく
は導電体コイル２８は、マルチフィラー構造のものとす
る。図２は、本発明のリード１の末端と、基材２３と電
極２２への導電体コイル２８の接続を断面図で示す。電
極２２は多孔性の白金であり、概ね球形で、基材２３の
終端部に位置し、白金黒でコーティングしてある。白金
は電極２２と基材２３のための望ましい材料であるが、
パラジウム、チタン、タンタル、ロジウム、イリジウ
ム、炭素、硝子体炭素と合金、それら金属の酸化物と窒
化物、或いは他の導電体等の種々の他の材料を含ませる
ようにしたり、これらの材料からなるものとすることが
できる。もちろん、チタン電極と白金基材のように他の
ものと一緒に用いることができないものもある。特定の
物質と一緒に用いることが制限されることについては、
公知である。

【００３７】上述のような電極２２は、例えばＤｅｌａ
ｗａｒｅ州ＷｉｌｍｉｎｇｔｏｎのＡｑｕａｌｏｎＣ
ｏｒｐ．が製造するＫＬＵＣＥＬ（商標）のような白金
粉末と有機バインダーの粘着性のスラリー混合物から製
造する。一般的にはまっすぐな断面円形のワイヤーであ
る基材の一端をスラリー混合物に浸漬させ、その後に基
材を引き出すと、端部に付着している材料が概ね球形状
を有するものとなり、有機的な結合剤を取り去り、基材
２３に白金を固着するために公知の方法で焼結する。

【００３８】基材２３は、電極２２を形成する末端５０
に突起２４を有する。突起２４は、焼結前の液状電極材
料の表面張力とあいまって、焼結が完全になるまで、電
極材料の形成を支持する。このようにして形成した電極
は、まっすぐな軸基材を有している電極と比較すればあ
まり寸法のばらつきがない。

【００３９】好ましい実施例では、基材２３は、図２、
３、１６に示すように、環状或いはくぎの頭状の末端５
０を有する。種々のくぎの頭形状を図１５、１７、１８
に示す。基材２３の末端５０の突起２４の形状は、綿棒
状或いは環状とすることができる。製造される電極の寸
法のばらつきを減らせるものであればいかなる形状でも
基材２３の末端５０の形状としてに採用できる。図４、
５、１５〜１８に種々の形状を示す。図４は、マッチの
頭部形状の末端５２を有する基材２３を示す。図４の形
状は、急速にかつ一体にワイヤーのまっすぐな軸端部分
を溶融させて製造する。図５は、ブロック形状の末端５
２を有する基材２３を示す。また、図１３で示すよう
に、突起２４は、末端４５に凹み４８を設けることによ
っても形成できる。さらに図１４で示すように、突起２
４は複数の穴４７を放射状に備え、ステロイドシリコン
化合物リング４０から電極２２の末端に対するステロイ
ドの溶離レートを増大させることを可能にする。

【００４０】基材２３は、電極２２から導電体コイル２
８の末端側へ伸び、製造時にはかしめ部材３６の部位３
４にかしめることによって基材２３の基端５４に取り付
ける。シリコン医療用接着剤のような接着剤を、血液等
の液体が導電体コイル２８内に漏れるのをシールするた
めに、複数の部位３２で使用する。絶縁スリーブ１２
は、その近傍のタインアセンブリ３８だけでなく円形サ
ポート３３とかしめ部材３６をも覆う。ステロイド−シ
リコン化合物リング４０は、電極２２の近傍に位置す
る。

【００４１】電極２２は、好ましくは白金黒を電気めっ
きされた多孔性の白金組成物である。白金黒コーティン
グを伴う多孔性が、電源インピーダンスと分極を減少さ
せる。

【００４２】ステロイド−シリコン化合物リング４０
は、たとえばステロイドデキサメタゾンリン酸ナトリウ
ムのような抗炎症剤を装填した一体式の制御放出素子を
形成する。上述したＳｔｏｋｅｓ氏の特許で開示されて
いるように、５．０ｃｃイソプロパノールと５．０ｃｃ
の蒸留水あるいは脱イオンに溶解した２００ｍｇＵＳＰ
デキサメタゾンリン酸ナトリウムの溶液の印加によっ
て、ステロイドも電極２２の孔内に入れられる。電極表
面積だけでなくステロイド−シリコン化合物リング４０
の重量と組成は、電極２２の全体的機能にとって重要で
ある。好ましい実施例で、電極２２は概ね４．０ｍｍ²
より小さい表面積（好ましくは０．１０〜４．０ｍｍ²
の範囲）を有し、人体組識あるいは体液あるいはその両
方に対して露出する。電極２２の露出表面は、概ね半球
状である。小サイズの電極は、非常に高いペーシングイ
ンピーダンスを作り出す。電気めっきした白金黒とステ
ロイドを伴う大きい表面積の多孔質表面構造は、低分
極、低電源インピーダンス及び低閾値とするのに寄与す
る。多孔質表面は、ステロイドの保持と白金黒の電極表
面への付着を容易にする。それゆえに電極２２は、ステ
ロイドがそれを通じて溶出することを可能にする。電極
２２とリード、特にタインアセンブリ３８は、さらに電
極２２のまわりで、即ち電極２２とタインアセンブリ３
８の間でステロイドが溶出するのを可能にする。

【００４３】図２０は、本発明の基材を使用したリード
の他の実施例を示す。図示のように、リード１は絶縁ス
リーブ１２によって覆われたマルチフィラー導電体コイ
ル２８からなる。導電体コイル２８の末端は、かしめプ
ラグ３５によって電極２２に接続している。特に導電体
コイル２８は、円形かしめサポート２９によってかしめ
プラグ３５上に連結する。円形サポート２９は、好まし
くは白金からなる。スチフナー３０は、円形サポート２
９の末端に取り付けてある。かしめプラグ３５は、基材
２３の末端５４に連結し、従って電極２２に連結する。
血液等の液体がリード４内に漏れるのをシールするため
に、シリコン医療用接着剤のような接着剤を、複数の部
位３２で使用する。電極２２と基材２３は図２で示す電
極２２と同様のものであり、ステロイド−シリコン化合
物リング４０を含む。図示のように、タインアセンブリ
３８には丸みをつけた肩部４１が設けてある。この構造
は、図２で示すリード構造と比較すれば皮膚組識（図示
せず）に対する電極２２の先端のより広い形状を示す。
それによってこの構造は、電極２２への皮膚組識（図示
せず）の接触を容易にする。

【００４４】図７、８は、本発明のさらに他の実施例を
示す。以下の説明では図１、２及び６の実施例と同様の
部分について同一の符号を付して説明する。図１、２、
６のリードと図７、８のリードの間の大きな相違は、図
７、８のリードが双極性であり、電極２２Ａから一定の
間隔をとって配置したリング電極６０を有することであ
る。図８は、図７で示された双極リードの末端の平面図
を示す。図示のように、図７のリードは、別々に絶縁さ
れ、共芯に巻かれた１対のマルチフィラー導電体コイル
５５、５９を使用して形成される。外周コイル５５は外
周絶縁管５６によって覆われ、内周絶縁管６３で内周コ
イル５９から絶縁してある。絶縁チューブ５６、６３
は、好ましくはシリコンかウレタン材料からなる。外周
コイル５５は、リング電極６０に連結している。絶縁管
５６は、シリコン医療用接着剤のような接着剤を種々の
部位６６に設けてシールしてある。スペーサー管６１
は、リードの末端とリング電極６０の間の内周コイル５
９と内周絶縁管６３を覆う。内周コイル５９は、かしめ
芯材６５と内周コイル５９に部位３４でかしめたかしめ
部材３６を通して電極２２Ａに接続する。かしめ芯材６
５は基材２３に接続し、これによって電極２２Ａに接続
する。電極２２は、図１、２、６の実施例の電極２２と
同じ材質からなり、同様に処理してある。

【００４５】図９は、本発明のさらに他実施例の断面図
を示す。図示のようにリード１は、巻き付けられたワイ
ヤー導電体（図示せず）に同様に接続するように伸びて
いる基材２３に電極２２Ｂを取り付けたことを特徴とす
る。電極２２Ｂは、ステロイドシリコン化合物リング４
０Ａの末端部分と同様に充分に露出させてある。図から
明らかなように、図９で示された電極２２Ｂは、電極が
心筋の組識を貫通する心内膜リードあるいは心外膜／心
筋リードで採用され得る。従ってステロイド−シリコン
化合物リング４０Ａの暴露面が、電極２２Ｂを通してあ
るいは電極２２Ｂの周囲でステロイドを溶離させる。

【００４６】図１０は、本発明のさらに他の実施例を示
す。図１０の電極２２は、図１、２、６で示した電極２
２を改良するものであり、図９で示した電極２２Ｂとは
異なり、電極２２Ｃは、充分にタインアセンブリ３８の
末側部分内に引き込まれている。リード１の末端の内
径、即ち、タインアセンブリ３８の内径は、０．８ｍｍ
² のオリフィスに相当する０．０４０インチである。こ
の実施例で電極２２Ｃの半分だけが球形である。

【００４７】本発明の上述した実施例は、全て心内膜の
ペーシングリードを示し、タインによる固定機構を有す
るが、ねじ込み固定機構を用いるものであってもよい。

【００４８】図１１、１２はさらに他の実施例を示す。
本実施例の双極性心外膜ペーシングリード７６は、電極
２２Ｄが、図示せぬ心筋層に透通するために、心外膜リ
ード本体７４の基部７２から突出する突部７０に取り付
けてある。電極７７は、心筋層（図示せず）の頂部に縫
合される。詳細には図示せぬが、図１１のリードは、フ
ックかねじによって７８で示す場所に取り付けるか縫合
する。電極２２Ｄの構造は、突部７０の外表面あるいは
突部７０を構成する管状部材を、電極２２Ｄが心外膜を
貫通するのに十分に堅いものとする必要がある以外は、
予め述べた電極２２〜２２Ｄのいずれかの形態を取る。

【００４９】好ましくは電極２２Ｄと突部７０は、図１
２で示すように形成する。突部７０は、好ましくはステ
ロイド−シリコン化合物リング４０を有する中空の金属
管８０からなり、リング４０は、電極２２と管８０が心
外膜リード本体７４内の導電体コイル２８（図示せず）
に機械的かつ電気的に接続する部位の間に位置する。電
極２２Ｄを、管８０に取り付け、管８０の外面を外周管
８２で絶縁する。ステロイド−シリコン化合物リング４
０は、電極２２Ｄを通してステロイドを溶出する。

【００５０】図１に示した電極２２と同様に、図１１の
双極性心外膜ペーシングリード７６は、ステロイドをし
み込ませた電極を有する。心外膜リード７６は、電極７
７を線維組識生育によって心膜に固定できるようにする
ために、双極でなく単極でも作り得る。組織メッシュを
必要とせずに、単極リードを縫合によって心臓に固定す
ることもできる。そのようなリードは、いずれにせよＭ
ｅｄｔｒｏｎｉｃ社の米国特許第４，０１０，７５８号
及びＫ．Ｓｔｏｋｅｓ氏の論文「新しいステロイド溶出
心外膜電極における予備的研究」（Ｐｒｅｌｉｍｉｎａ
ｒｙＳｔｕｄｉｅｓｏｎａＮｅｗＳｔｅｒｏ
ｉｄＥｌｕｔｉｎｇＥｐｉｃａｒｄｉａｌＥｌｅ
ｃｔｒｏｄｅ、ＰＡＣＥ誌、第１１巻、第１７９７−１
８０３頁、１９８８年１１月発行）に記載された特徴を
有する。

【００５１】上述のように、電極２２は、一般的にはス
ラリー処理を使用して製造される。好ましい方法として
は、粘着性のスラリー混合物を、Ｄｅｌａｗａｒｅ州Ｗ
ｉｌｍｉｎｇｔｏｎのＡｑｕａｌｏｎＣｏｒｐ．が製造
するＫＬＵＣＥＬ（商標）のような白金粉末と有機結合
剤、例えば６２．５重量％の白金と３７．５重量％トの
ＫＬＵＣＥＬから構成する。上記実施例のいずれも、基
材２３を上記スラリー混合物に浸漬する。特に、突起２
４を有する末端５０を浸漬させ、スラリー混合物の膜を
突部２４表面に形成される。次に基材２３をスラリー混
合物から取り除く。基材２３を引き出すときに突部２４
に付着しているスラリー材料は、概ね球形状である。そ
の後公知の方法で焼結し、有機結合剤を抜き出して、白
金を基材２３に固着させる。基材２３は１時間に渡って
摂氏１３５７度で焼結することが好ましい。

【００５２】突起２４は焼結が完了するまで、一貫して
電極材料を焼結前のスラリー混合物の表面張力とあいま
って支持するものと考えられる。それゆえに突起２４に
よって、電極２２は同心かつ幅広に製造される。

【００５３】白金粉末層を、特に好ましくは窒素のよう
なガスによって流動化する流動床処理を使用して、電極
２２を作ることもできる。この処理は、基材２３は、突
起２４を有する終端部を、Ｄｅｌａｗａｒｅ州Ｗｉｌｍ
ｉｎｇｔｏｎのＡｑｕａｌｏｎＣｏｒｐ．が製造するＫ
ＬＵＣＥＬ（商標）のような結合剤に浸漬させ、突部２
４を完全に包み、そして白金粉末の流動床に浸漬させ
る。基材２３を引き出すときに突部２４に付着している
スラリー材料は概ね球形状で、その後公知の方法で焼結
し、有機結合剤を抜き出して、白金を基材２３に固着さ
せる。基材２３は１時間に渡って摂氏１３５７度で焼結
することが好ましい。

【００５４】上述の各実施例は、本発明のリード電極の
実例である。好ましい実施例で、本発明は非常に小さい
直径の先端電極とペーシングリードを製造するために使
われている。先に述べたように、先行技術では表面積を
５．５〜８ｍｍ² の間まで小さくしていた。ステロイド
フリーで表面積が小さい多孔質の電極については、この
分野における上述した先行研究者によってその期待値と
調査結果が確認されている。

【００５５】スラリー法と流動床法を使用して製造され
た電極の試験成績は、本発明に係る電極の寸法精度に関
して顕著な利点を示す。図１５〜１８及び図１９に示す
突部を有する基材を使用して形成された電極の直径の測
定データの概要を下記の表１に示す。図１５〜１９で示
した全ての基材は、横断面が円形でサイズの比率が同じ
になるように示してある。

【表１】電極の図と製造方法試験数平均（インチ）標準偏差（インチ）図１５、スラリー法１００．０２８３０．００２４図１６、スラリー法１００．０３４４０．００２４図１７、スラリー法１００．０２９９０．００１３図１８、スラリー法９０．０４０８０．０００９図１６、流動床法１００．０４０９０．００１７図１８、流動床法１００．０３９１０．００２１図１９、流動床法２３４０．０３７８０．００６４それに加えて、図１６で示した基材構造を使用して造っ
たリードの試験結果は、図１８で示したまっすぐな軸基
材を使用して造られたリード（１２５５オーム：標準偏
差６７オーム）と比較して大きいインピーダンス（１６
５７オーム：標準偏差９１オーム）を示した。

【００５６】従って、本発明によれば、上述したペーシ
ングリードについての望ましい特性、即ち、低刺激閾
値、比較的低い分極、優秀な感知、そして適切な低電源
インピーダンスを満足する非常に小さい電極を製造でき
る。さらに、本発明の好ましい実施例を使用して製造し
たリードは、図２及び図１６で示すように、まっすぐな
軸基材を使用している先行技術のリードに比べて改良さ
れたペーシングインピーダンスを与える。ペーシングイ
ンピーダンスを高めるとペーシングパルス発生器の寿命
が延び、そしてそれら構成要素の小型化が可能になる。

【００５７】以上説明してきた本発明の実施例は心臓ペ
ーシングについてのものであるが、神経や筋肉の刺激等
の上述した特性が望ましいとされる電極の製造について
も本発明を利用できる。従って本発明は図示し以上説明
してきた実施例には限定されない。

【００５８】

【発明の効果】本発明に係る人体刺激及び感知用のリー
ドは以上説明してきたようなものなので、所望の人体部
位へ、特に患者の心臓の心房や心室へ電気的刺激を供給
する皮下埋設可能なリードとして使用され得るものとな
り、低いピークと長期閾値の非常に高いペーシングイン
ピーダンス、低い電源インピーダンス及び比較的小さな
表面積で優秀な感知を行なえるものになるという効果が
ある。

【００５９】本発明に係る人体刺激及び感知用の電極は
以上説明してきたようなものなので、直径と同心寸法の
ばらつきが小さく、高インピーダンスで、かつペーシン
グインピーダンスの増加に関して閾値の増大や感知能力
への悪影響のない範囲の、小さい有効表面積を有するも
のとなる。

【００６０】本発明に係る人体刺激及び感知用の電極の
製造方法は以上説明してきたようなものなので、上記の
ような電極を容易に製造でき、かつこれを用いて上記の
ようなリードを簡単に構成することができるようになる
という効果がある。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明に係る心内膜単極ペーシングリードの側
面図を示す。

【図２】図１に示されたリードの末端の拡大断面図を示
す。

【図３】本発明に係るリードで使用された基材の末端の
拡大断面図を示す。

【図４】本発明に係るリードで使用された基材の他の例
の末端の拡大断面図を示す。

【図５】本発明に係るリードで使用された基材のさらに
他の例の末端の拡大断面図を示す。

【図６】図１で示されたリードの末端の側面図を示す。

【図７】本発明に係る心内膜双極ペーシングリードの末
端の拡大断面図を示す。

【図８】図７で示されたリードの末端の終端の平面図を
示す。

【図９】本発明に係るリードのさらに他の例の末端部分
の拡大断面図を示す。

【図１０】本発明に係るリードのさらに他の例の末端部
分の拡大断面図を示す。

【図１１】本発明に係る双極心外膜ペーシングリードの
末端部分の側面図を示す。

【図１２】図１１のリードに採用した電極の末端部分の
側面図を示す。

【図１３】本発明に係るリードで使用する基材の他の例
を示す。

【図１４】本発明に係るリードで使用する基材の他の例
を示す。

【図１５】本発明に係るリードで使用する基材の他の例
の拡大断面図を示す。

【図１６】本発明に係るリードで使用する基材の他の例
の拡大断面図を示す。

【図１７】本発明に係るリードで使用する基材の他の例
の拡大断面図を示す。

【図１８】本発明に係るリードで使用する基材の他の例
の拡大断面図を示す。

【図１９】先行技術で使用するまっすぐな軸基材の末端
の拡大断面図を示す。

【図２０】本発明に係るリードのさらに他の例の末端部
分の拡大断面図を示す。

【符号の説明】

１リード２リードの基端４リード１０リード本体１１スタイレットガイド１２絶縁スリーブ１３スタイレットアセンブリ１４端部アセンブリ１５タインプロテクター１６シールリング１８端子ピン２０固着スリーブ２２、２２Ａ、２２Ｂ、２２Ｃ、２２Ｄ電極２３基材２４突起２６タイン２８導電体コイル２９円形かしめサポート３０スチフナー３３円形サポート３５かしめプラグ３６かしめ部材３８タインアセンブリ４０、４０Ａステロイドシリコン化合物リング５５、５９マルチフィラー導電体コイル５６、６３絶縁チューブ６０リング電極６１スペーサー管６３内周絶縁管６５かしめ芯材７０突部７２プラットホーム７４心外膜リード本体７６双極性心外膜ペーシングリード７７電極８０金属管８２外周管

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】以下の要件からなる人体刺激／感知リー
ド。第１端と第２端を有する電気的コネクター、上記第１端と上記第２端の間で上記電気的コネクターを
覆う絶縁スリーブ、上記電気的コネクターの上記第１端に接続し、基端及び
少なくとも１つの突部を有する取り付け部分を設けた末
端とを有する基材、上記末端の周囲に、で一定でない肉厚で、上記突部を覆
うように設け、人体との間を導通させるために上記電気
的コネクターと電気的に接続させる多孔質導体からなる
電極、上記基材に接続し人体に薬剤を投薬する薬剤ディスペン
サー。
【請求項２】上記突部が突起状である請求項１のリー
ド。
【請求項３】上記突部が環状である請求項１のリー
ド。
【請求項４】上記突部がくぎの頭の形状を有する請求
項１のリード。
【請求項５】上記突部がブロック形状を有する請求項
１のリード。
【請求項６】上記突部が綿棒の頭の形状を有する請求
項１のリード。
【請求項７】上記電極が人体に対して４．０ｍｍ² 以
下の露出表面積を有する請求項１のリード。
【請求項８】上記電気的コネクターが、少なくとも１
本のマルチフィラーワイヤーのコイルからなる請求項１
のリード。
【請求項９】上記薬剤が抗炎症剤である請求項１のリ
ード。
【請求項１０】上記薬剤がデクサメタゾンリン酸塩ナ
プタラムである請求項９のリード。
【請求項１１】上記薬剤ディスペンサーが、透過性ポ
リマー製の本体からなり、該本体が、上記絶縁スリーブ
内に位置しかつ上記薬剤の水溶物を含む電極に隣接する
請求項９のリード。
【請求項１２】上記薬剤ディスペンサーが、透過性ポ
リマー製の本体からなり、該本体が、上記絶縁スリーブ
内に位置しかつ上記薬剤の水溶物を含む電極に隣接する
請求項１のリード。
【請求項１３】上記電極の表面積が０．１０〜４．０
ｍｍ² である請求項１２のリード。
【請求項１４】人体に対して露出する上記電極の表面
形状が概ね半球状である請求項１２のリード。
【請求項１５】上記電極が、白金、パラジウム、チタ
ン、タンタル、ロジウム、イリジウム、炭素、硝子体炭
素及びそれらの合金、酸化物およびそれらの金属あるい
は他の導体の窒化物から選ばれた多孔性金属あるいは他
の導体からなる請求項１のリード。
【請求項１６】上記電極の表面積が０．１０〜４．０
ｍｍ² である請求項１５のリード。
【請求項１７】以下の要件からなる人体刺激及び感知
用の電極。基端と末端を有する伝導性の軸；上記末端において上記
伝導性の軸から突出する少なくとも１つの突部、及び上
記末端の周囲で一定でない肉厚を有し、上記突部を覆う
多孔質導体の混合物。
【請求項１８】第１端及び上記基端に上記伝導性の軸
を接続する第２端を有する電気的コネクターと、上記電
気的コネクターを覆う絶縁スリーブを有する請求項１７
の電極。
【請求項１９】上記基材に接続し、人体に薬剤を投薬
する薬剤ディスペンサーを含む請求項１７の電極。
【請求項２０】上記突部がフランジ形状を有する請求
項１７の電極。
【請求項２１】上記突部が突起状である請求項１７の
電極。
【請求項２２】上記突部が環状である請求項１７の電
極。
【請求項２３】上記突部がくぎの頭の形状を有する請
求項１７の電極。
【請求項２４】上記突部がブロック形状を有する請求
項１７の電極。
【請求項２５】上記突部が綿棒の頭の形状を有する請
求項１７の電極。
【請求項２６】上記電極が人体に対して４．０ｍｍ²
以下の露出表面積を有する請求項１７のの電極。
【請求項２７】上記電気的コネクターが、少なくとも
１本のマルチフィラーワイヤーのコイルからなる請求項
１７の電極。
【請求項２８】上記薬剤が抗炎症剤である請求項１７
の電極。
【請求項２９】上記薬剤がデクサメタゾンリン酸塩ナ
プタラムである請求項１７の電極。
【請求項３０】上記薬剤ディスペンサーが、透過性ポ
リマー製の本体からなり、該本体が、上記絶縁スリーブ
内に位置しかつ上記薬剤の水溶物を含む電極に隣接する
請求項１７の電極。
【請求項３１】上記電極の表面積が０．１０〜４．０
ｍｍ² である請求項３０の電極。
【請求項３２】人体に対して露出する上記電極の表面
形状が概ね半球状である請求項３０の電極。
【請求項３３】上記電極が、白金、パラジウム、チタ
ン、タンタル、ロジウム、イリジウム、炭素、硝子体炭
素及びそれらの合金、酸化物およびそれらの金属あるい
は他の導体の窒化物から選ばれた多孔性金属あるいは他
の導体からなる請求項１７の電極。
【請求項３４】以下のステップからなる人体の刺激と
感知すに使用するリード用の電極を製造する方法。伝導
性の軸の末端に突部を形成し、少なくとも１種類の導体
を含む混合物スラリーを調製し、上記伝導性の軸の突部
の少なくとも一部を上記混合物スラリー内へ入れ、上記
混合物スラリー内から上記伝導性の軸の上記突部を引き
抜いて、該突部を上記混合物スラリーの膜で覆い、そし
て上記スラリーの膜で覆われた上記突部を焼結する。
【請求項３５】上記伝導性の軸の末端を熱変形させる
請求項３４の方法。
【請求項３６】上記伝導性の軸の末端の熱変形が、該
部分を溶解させるものである請求項３５の方法。
【請求項３７】上記伝導性の軸の末端を機械的に変形
させる請求項３４の方法。
【請求項３８】上記伝導性の軸が、白金、パラジウ
ム、チタン、タンタル、ロジウム、イリジウム、炭素、
硝子体炭素及びそれらの合金、酸化物およびそれらの金
属の窒化物から選ばれたものである請求項３４の方法。
【請求項３９】上記突部がくぎの頭の形状を有する請
求項３４の方法。
【請求項４０】上記混合物が、少なくとも１種類の結
合剤を含むスラリーからなる請求項３４の方法。
【請求項４１】上記混合物が、上記伝導体と気体の流
動層で形成される請求項３４の方法。
【請求項４２】上記伝導性の軸の突部を、一定でない
厚さに上記混合物で覆う請求項３４の方法。