JPH09225041A - 医療用電気リード及びその製造方法 - Google Patents

医療用電気リード及びその製造方法

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JPH09225041A
JPH09225041A JP9038121A JP3812197A JPH09225041A JP H09225041 A JPH09225041 A JP H09225041A JP 9038121 A JP9038121 A JP 9038121A JP 3812197 A JP3812197 A JP 3812197A JP H09225041 A JPH09225041 A JP H09225041A
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Terrel M Williams
テレル・エム・ウィリアムズ
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Abstract

(57)【要約】 【課題】 水での溶解性が乏しいという段階以下の薬剤
を表面に付けた医療用リードを提供する。 【解決手段】 好ましい実施例では、本発明のリード
（１０）は、ジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物のよ
うな水での溶解性が非常に僅かなステロイドで処理した
電極（２２）を有する。好ましくは、ステロイドは、植
え込んだときに組織と接触する電極の表面に付けられ
る。更に、本願には、このようなリードの製造方法が開
示してある。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、長期間に亘って植
え込まれる医療用リードに関し、特定的には、水での溶
解性が乏しいという段階以下の薬剤、例えばジプロピオ
ン酸ベクロメタゾン無水物を電極表面に適用した心臓ペ
ーシング用リードに関する。
【０００２】
【従来の技術】身体組織及び器官の電気刺激は、多くの
場合、種々の病的状態の治療方法として使用される。こ
のような刺激は、一般的には、１つ又はそれ以上の刺激
用リードを使用して身体組織と電気パルス発生器との間
を電気的に接続することを必要とする。種々のリード構
造、及びこれらのリード構造を身体組織、特定的には心
臓内に植え込むための種々の技術が開発されてきた。
【０００３】例えば、経静脈心臓内リードは、静脈系に
リードを配置することによって、電気パルス発生器と心
臓との間を電気的に接触させる。特定的には、経静脈心
臓内リードは、透視検査装置を使用することによって、
静脈を通って心臓内に入り、心室のような心臓内の室の
肉柱によって心内膜と接触した静脈に保持できる。電気
パルス発生器の安全性、効率、及び寿命は、部分的に
は、そのペーシングリードの性能で決まる。
【０００４】過去３０年に亘り、ペーシングリードの性
能及びその信頼性を高めるための徹底的な調査及び開発
が行われてきた。今日、心臓ペーシングでは、幾何学的
表面積が非常に大きい電極が、嵩張り且つ寿命が短いペ
ースメーカーパルス発生器とともに使用されている。ビ
クター・パーソネット博士のような初期の研究者は、米
国特許第３，４７６，１１６号に示されている種類の差
電流密度（differential current density）（ＤＣＤ）
として周知の設計において、分極及び閾値が低く、刺激
インパルスを送出するための有効表面積が比較的小さい
ペーシング電極の設計を前進させた。ＤＣＤ電極は、
（当時の全てのペーシング電極と同様に）長期間に亘っ
て組織に炎症を起こし、不安定であり、商業的追求がな
されなかった。
【０００５】これに続くワーナー・イルニッヒ博士を含
む研究者達は、電極−組織界面を細部に亘って診査し、
刺激閾値及び検出の両方について最適の露呈電極表面積
を得ようとした。例えば、１９７３年に行われた第４回
心臓ペーシングシンポジウムの議事録である心臓ペーシ
ング誌（編集Ｈ．Ｊ．サレン）の第２６８頁乃至第２７
４頁のイルニッヒ博士の「ペースメーカーのペーシング
についての電極設計における考察」を参照されたい。
【０００６】更に、セイモア・ファーマン博士は、電極
の大きさと心臓刺激効率との関係を研究し、１９７１年
３月のサージカル・リサーチ誌第１１巻第３号の第１０
５頁乃至第１１０頁で、「電極の大きさの減少及び心臓
刺激の効率の上昇」という標題の論文でボール−チップ
／露呈離間コイル電極及び小半球形電極を紹介した。フ
ァーマン博士は、インピーダンスが表面積の逆関数をな
して増大するため、電極表面積の実際上の下限は８mm2
程度であると結論付けている。
【０００７】円筒形、ボール−チップ形、螺旋形、リン
グチップ及び開放ケージ形即ち「鳥籠形」を含む多くの
形状の電極を追求し、露呈電極表面積は、１９７０年代
中頃には、８mm2 に向かおうとしていた。
【０００８】更に最近になって、多くの研究者は、材
料、及び電極設計の最適化に伴う配慮に対する材料の関
係を強調している。例えば、米国特許第４，５０２，４
９２号には、１９８０年代初頭から中頃にかけての低分
極で低閾値の電極設計が開示されている。これは、４０
１１型、４０１２型、４５１１型、及び４５１２型を含
む多くの型の「ターゲットチップ（ターゲットチップ
（Target Tip）は登録商標である）」として市販され
た。ターゲットチップリードのチップ電極は、全体に半
球形形状であり、円形の溝が設けられている。電極は、
外面をプラチナ黒でメッキしたプラチナ合金でつくられ
ている。比較的小さい電極表面積とプラチナ黒との組み
合わせは、当時の最先端技術の閾値に対し貢献をもたら
した。同じ時期に他の製造者が、多孔質プラチナメッシ
ュ（カーディアックペースメーカー社）、全体に多孔質
の焼結金属（コーディス社）、ガラス質炭素（ジーメン
ス社）、及びレーザーでドリルした金属（テレクトロニ
クス社）等でできた電極を販売している。
【０００９】ストークスの米国特許第４，５０６，６８
０号及びこれと関連したメドトロニック社の米国特許第
４，５７７，６４２号、米国特許第４，６０６，１１８
号、及び米国特許第４，７１１，２８１号のステロイド
溶出多孔質ペーシング電極の発明によって、低閾値電極
技術の開発におけるかなりの発展が起こった。これらの
特許について触れたことにより、これらの特許に開示さ
れている内容は本明細書中に組み入れたものとする。米
国特許第４，５０６，６８０号に開示された電極は、多
孔質の焼結プラチナ又はチタニウムでつくられている
が、炭素やセラミックの組成物にも言及がなされてい
る。電極内には、燐酸デキサメタゾンのナトリウム塩又
は水溶性の他の糖質コルチコステロイドを注入したシリ
コーンゴム製のプラグがチャンバに配置されている。シ
リコーンゴム製のプラグは、多孔質焼結金属製電極の隙
間を通してステロイドを放出して組織に届け、炎症、被
刺激性、及び続いて起こる電極自体と隣接した組織の過
剰な線維化をなくし又は少なくすることができる。
【００１０】特に、ステロイドは、身体の炎症反応に作
用し、これを鎮めるものと考えられている。電極や異物
が身体に存在すると、マクロファージを活性化する。こ
れは、植え込み後約三日後に起こる。マクロファージ
は、ひとたび活性化すると、電極表面に取りつき、大き
な多核細胞を形成する。これらの細胞は、異物を溶解し
ようとして、過酸化水素等の種々の物質並びに種々の酵
素を分泌する。このような物質は、異物を溶解しようと
するものであるけれども、周囲の組織にも損傷を与え
る。周囲の組織が心筋である場合には、これらの物質に
より壊死が起こる。これらの壊死領域により、電極−組
織界面の電気的性質が劣化する。従って、ペーシング閾
値が上昇する。組織の微視的領域が死んだ後でも炎症反
応は続き、植え込み後７日後、大きな多核細胞は、線維
芽細胞により、壊死した心筋に代えてコラーゲンを出し
始める。これは、完了するまで続けられ、植え込み後約
２８日後には、電極は、線維症組織の厚い層に封入され
る。代表的には、炎症反応はこの時点で終了する。
【００１１】ステロイドは、マクロファージの活性化を
妨げることによって炎症反応をなくすものと考えられて
いる。マクロファージが大きな多核細胞を形成しないた
め、異物を溶解するための物質の放出及び周囲組織の破
壊が回避される。かくして、炎症反応による組織の壊死
並びに線維のカプセルの形成を最小限度にとどめる。こ
れらの反応を最小限度にとどめることによって、これに
付随した電極−組織界面の電気的特性の劣化を最小にす
る。
【００１２】かくして、ステロイド溶出ペーシングリー
ドを組み込むことによって、電源インピーダンスを同様
の大きさの中実の電極を持つリードと比較してかなり小
さくすることができる。更に、ステロイドを溶出するリ
ードは、ピーク閾値及び長期間に亘るペーシング閾値
が、同様の大きさの中実の電極又は多孔質の電極よりも
かなり小さくなる。
【００１３】大きな商業的成功を収めた、ステロイドを
溶出するリードの一例は、メドトロニックモデル５５３
４カプシュアＺ（カプシュＺ （ＣＡＰＳＵＲＥ Ｚ）
は登録商標である）リードである。詳細には、このリー
ドの電極は、幾何学的露呈表面積が０．１mm2 乃至４．
０mm2 、好ましくは、０．６mm2 乃至３．０mm2 であ
り、約１．０mm2 が最適の性能をもたらす。このリード
は、心臓の両室において、ペーシングインピーダンスが
１４００±２６０Ωであり、電源インピーダンスが約１
６５０±４１０オームである。電極は、半球形で組織に
露呈されており、直径が約１mmである。電極は、プラチ
ナ化した多孔質プラチナ（又は他の多孔質電極材料）で
できており、リードの外に周囲組織内に溶出する水溶性
の抗炎症剤、例えばステロイドデキサメタゾン燐酸ナト
リウム、が入った環状モノリシック制御放出装置（ＭＣ
ＲＤ）を必要とする。この水溶性ステロイドは、多孔質
プラチナ電極の孔の中にもデポジットしている。
【００１４】しかしながら、ステロイドをリードから溶
出するために組み込むと、リードの構造は、特に、ステ
ロイドを溶出しない従来のリードと比較して非常に複雑
になる。例えば、ステロイドを溶出するリードは、ステ
ロイドを収容し、水溶性ステロイドをゆっくりと周囲組
織に出すためにＭＣＲＤを必要とする。代表的には、Ｍ
ＣＲＤは、シリコーンゴムでつくられている。更に、ス
テロイド溶出リードは、ＭＣＲＤを収容する領域を電極
の近くに必要とし、ステロイドを適切に溶出するために
電極の寸法を高度に制御する必要がある。更に、身体内
に溶出される燐酸デキサメタゾンのナトリウム塩のよう
なステロイドは、多くの場合、高温で劣化してしまうた
め、ひとたびＭＣＲＤを設置すると、ステロイド溶出リ
ードの製造中に熱を用いた加工を行うことができない。
更に、ＭＣＲＤを電極チップ近くの容積の側方に収容す
ることにより、この領域でのリード本体の剛性が小さく
なる。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、製造
が簡単で容易な高インピーダンスで低閾値のリードを提
供することである。
【００１６】本発明の別の目的は、ステロイドによる性
能の向上が図られているが、ＭＣＲＤを必要としない高
インピーダンスで低閾値のリードを提供することであ
る。
【００１７】
【課題を解決するための手段】簡単に述べると、本発明
の以上の目的及び他の目的及び特徴は、水での溶解性が
乏しいという段階以下の薬剤を電極表面に付けた医療用
リードを提供することによって実現される。好ましい実
施例では、本発明のリードは、ジプロピオン酸ベクロメ
タゾン無水物のような、水での溶解性が非常に僅かなス
テロイドで処理した電極を有する。好ましくは、植え込
み時に組織と接触する電極の表面にステロイドを付け
る。このようなリードの製造方法も開示されている。こ
のような設計を通して、製造が簡単で容易な高インピー
ダンスで低閾値のリードを開示する。
【００１８】本発明の上述の及び他の特徴及び利点は、
以下の詳細な記載を添付図面と関連して読むことによっ
て更に明らかになるであろう。
【００１９】
【発明の実施の形態】本明細書及び特許請求の範囲の目
的について、「リード」という用語は、本明細書中で
は、その最も広い意味で使用されており、刺激用リー
ド、検出用リード、これらの組み合わせ、又は身体に導
入できるカテーテルのような任意の他の細長い部材を含
む。
【００２０】図１は、本発明に従って形成された露呈電
極の平面図を示す。リードは、絶縁スリーブ１２で覆わ
れた細長いリード本体１０を含む。絶縁スリーブ１２
は、生体親和性で生体安定性の任意の可撓性絶縁体、特
定的にはシリコーンゴムやポリウレタンでつくられてい
る。リードの基端では、端子アッセンブリ１４がリード
を植え込み式ペースメーカーのパルス発生器に接続する
ようになっている。端子アッセンブリ１４にはシールリ
ング１６及び端子ピン１８が設けられている。これらは
全て、当該技術分野で周知の種類の装置である。固定ス
リーブ２０（一部を断面で示す）は、リード本体１０上
を摺動し、リードを当該技術分野で周知の方法で静脈又
は組織に挿入する箇所で、リード本体を身体組織に固定
する箇所として役立つ。固定スリーブ２０及び端子アッ
センブリ１４は、便利には、シリコーンゴムでつくられ
ている。
【００２１】図１に示すリードは、スタイレット案内体
１１及びスタイレットアッセンブリ１３を更に有する。
スタイレットアッセンブリは、静脈を通してリードを心
臓の右心室又は右心房内に挿入し配置するとき、リード
に剛性を与えるため、端子ピン１８に連結されている。
スタイレット案内体及びスタイレットアッセンブリは、
使用後及び端子ピン１８をペースメーカーのパルス発生
器へ接続する 前に廃棄される。当該技術分野で周知の
ように、リード１０の先端には、チップ電極２２を心内
膜に対して所定位置に受動的に保持するタイン２６が設
けられている。
【００２２】図１のリードアッセンブリ１０は、端子ピ
ン１８からチップ電極２２まで延びるマルチフィラー導
線コイル（multifilar conductor coil ）を有する。図
１は単極リードを示すが、本発明は、当該技術分野で周
知のように、リードの基端近くの円筒形第２露呈端子表
面領域から、チップ電極２２から間隔が隔てられたリン
グ状露呈電極まで延びる第２導線を使用した双極リード
設計で実施できるということは理解されるべきである。
【００２３】次に図２を参照すると、この図には、本発
明の電極の好ましい実施例の先端リード部分、及びリー
ド導線２８へのその接続が断面図で示してある。図２に
は、チップ電極２２は、チップ電極２２から導線コイル
２８の先端まで延びるプラチナ合金製金属ピン２３の端
部に設けられた、プラチナ黒で覆われた多孔質プラチナ
ボールとして示してある。このような構造により、巨視
的表面積に比例して微視的表面積が大きい電極が提供さ
れる。プラチナが好ましい材料であるが、多孔質の金属
又は他の導体でできた電極も使用できる。こうした材料
は、本質的に、プラチナ、パラジウム、チタニウム、タ
ンタル、ロジウム、イリジウム、炭素、ガラス質の炭素
及びこれらの金属又は他の導体の合金、酸化物、及び窒
化物からなる材料のクラスから選択される。図示のよう
に、チップ電極２２は、好ましくは、移植後に接触する
身体組織に対して全体に半球形状である。チップ電極２
２は、好ましくは、移植後に接触する身体組織に対して
露呈される巨視的表面積が４．０mm2 以下である。導線
コイル２８は、製造時にクリンプ部材３６の箇所３４で
クリンプ加工によって端子ピン１８の基端に取り付けら
れている。血液が導線コイル内に漏れないようにアッセ
ンブリをシールするため、箇所３２でシリコーン接着剤
を使用するのがよい。絶縁シース１２は、クリンプ部
材、並びに絶縁シース１２の先端とクリンプ部材３６と
の間に装着されたタインアッセンブリ３８の上に配置し
た状態で示してある。
【００２４】上文中に論じたように、チップ電極２２
は、人体内で非溶出性のステロイドで処理してある。こ
れは、従来技術のステロイド溶出ペーシングリードで使
用されたステロイドと比較して、水での溶解性が。かに
低いステロイドを用いることによってなされる。好まし
い実施例では、ステロイドは、ジプロピオン酸ベクロメ
タゾン無水物であるが、水での溶解性が乏しい、水での
溶解性が僅か、水での溶解性が非常に僅か、水で実際上
不溶性又は不溶性の、他の形態の薬剤又はステロイドを
使用してもよい。例えば、ジプロピオン酸ベクロメタゾ
ン無水物は、水での溶解性が非常に僅かであり、クロロ
ホルムでの溶解性が非常に大きく、アセトン及びアルコ
ールで自由溶解性である。溶解性のこれらの記載は、当
該技術分野で周知であり、以下のよく理解された定義に
従って使用される。
【００２５】
【表１】記述用語 １部の溶質に必要な溶剤の部 溶解性が非常に大きい １以下 自由溶解性 １乃至１０ 溶解性 １０乃至３０ 溶解性が乏しい ３０乃至１００ 溶解性が僅か １００乃至１０００ 溶解性が非常に僅か １０００乃至１００００ 実際上不溶性又は不溶性 １００００及びそれ以上
【００２６】水での溶解性が非常に僅かなステロイドで
処理した本発明の露呈電極及びステロイドを溶出する露
呈電極に関し、ステロイド処理が全く施してない電極と
比較すると、刺激閾値における相違が顕著である。図３
は、１２週間の研究期間に亘って行った、ステロイド処
理を施した又は施していないイヌの心室内リードの比較
研究の結果をグラフで示す。ステロイド処理が施してな
いリードについて、刺激閾値は、水での溶解性が非常に
僅かなステロイドで処理したリード又はステロイド溶出
リードと比較すると、大幅に上昇する。勿論、ステロイ
ド溶出リードは、上文中に論じたように、製造が複雑で
ある。かくして、この図３は、本発明のリードを従来技
術のリードと比較した場合の重要な利点を示す。即ち、
本発明は、ＭＣＲＤを必要としないリードでステロイド
溶出リード（これはＭＣＲＤを必要とする）の性能を提
供する。このように、本発明は、従来のリード設計と比
較して製造上の複雑さが小さい高性能リードを提供す
る。
【００２７】図４は、図１及び図２に示す医療用電気リ
ードの製造方法の重要な工程を示すフローチャートであ
る。この図からわかるように、製造方法は、本質的に
は、四つの段階からなる。第１の段階は、リードを機械
的に組み立てる工程であるこれは、任意の適当な方法で
行うことができる。
【００２８】次の工程は、水での溶解性が乏しいという
段階以下の薬剤の溶剤溶液を形成する工程である。好ま
しい実施例では、飽和溶液を使用する。この溶液は、超
微粉状ジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物を飽和溶液
が形成されるまでアセトンに溶解する工程を使用して形
成される。適当な超微粉状ジプロピオン酸ベクロメタゾ
ン無水物は、イタリア国のビアテラッツァーノ７７、ロ
ーミラノ２００１７のシカーＳ．Ｐ．Ａから入手でき
る。追加の量のジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物粉
が溶解せず、ただ容器の底に落下するとき、飽和溶液が
確認される。適当なアセトンは、米国化学学会の仕様に
適合しており、１５２１９−４７８５ペンシルバニア州
ピッツバーグのフォーブス・アベニュー７１１のフィッ
シャー化学社から入手できる。
【００２９】本発明の変形例では、水での溶解性が乏し
いという段階以下の薬剤を溶剤に溶解した飽和溶液は、
メタノールと混合したステロイド安息香酸ベタメタゾン
を使用して形成できる。ひとたび形成した後、このよう
な飽和溶液を以下に論じる方法と同じ方法で電極に付け
て乾燥させる。適当なメタノールは、米国化学学会の仕
様に適合しており、１５２１９−４７８５ペンシルバニ
ア州ピッツバーグのフォーブス・アベニュー７１１のフ
ィッシャー化学社から入手できる。
【００３０】本発明の別の変形例では、水での溶解性が
乏しいという段階以下の薬剤を溶剤に溶解した飽和溶液
は、クロロホルムと混合したステロイドハルシノニドを
使用して形成される。ひとたび形成した後、このような
飽和溶液を以下に論じる方法と同じ方法で電極に付けて
乾燥させる。適当なハルシノニドは、１４２１３ニュー
ヨーク州バッファローのフォレスト・アベニュー１００
のウェストウッド−スクゥイブ薬品社から購入できる。
適当なクロロホルムは、米国化学学会の仕様に適合して
おり、１５２１９−４７８５ペンシルバニア州ピッツバ
ーグのフォーブス・アベニュー７１１のフィッシャー化
学社から入手できる。
【００３１】本発明の更に別の変形例では、水での溶解
性が乏しいという段階以下の薬剤を溶剤に溶解した飽和
溶液は、メタノールと混合したステロイドジフロラソン
を使用して形成される。ひとたび形成した後、このよう
な飽和溶液を以下に論じる方法と同じ方法で電極に付け
て乾燥させる。適当なジフロラソン二酢酸塩は、１９４
２６−０１０７ペンシルバニア州カレッジビル、私書箱
１２００アルコラ通り５００のダーミック・ラボラトリ
ーから購入できる。
【００３２】勿論、他の有機溶剤、並びに水での溶解性
が乏しいという段階以下の他の薬剤、並びにジプロピオ
ン酸デキサメタゾン無水物や、水での溶解性が乏しいと
いう段階以下の任意の他の薬剤等の他のステロイドを使
用できる。更に、水での溶解性が非常に僅かという段階
以下の薬剤及び溶剤の飽和溶液が好ましいが、飽和未満
の他の溶液を使用することもできる。
【００３３】基準を満たす溶液を形成した後、図５を参
照して以下に詳細に説明する方法でこれをリードの電極
に付ける。
【００３４】最後に、溶液を付けた後、電極を乾燥させ
て溶剤を除去し、水での溶解性が乏しいという段階以下
の薬剤を電極に結合する。乾燥は、溶剤を室温で気化さ
せることによって行われるが、他の方法を使用してもよ
い。ひとたび乾燥させた後、薬剤層が電極表面並びに電
極の孔にデポジットしたままとなる。
【００３５】上述のように、図５には、水での溶解性が
乏しいという段階以下の薬剤の飽和溶液を電極に付ける
のに使用される装置が示してある。図示のように、水で
の溶解性が乏しいという段階以下の薬剤１０１が容器１
０２、代表的には電動注射器内に保持されている。容器
１０２はスピゴット１０３を有し、このスピゴットを通
る流れは、ポンプ１０４によって制御される。ポンプ１
０４は、水での溶解性が乏しいという段階以下の薬剤１
０１の液滴１０５からリード１０７の電極１０６を濡ら
すのに十分な量まで計量供給できる。特定的には、ひと
たび液滴１０５が形成されてスピゴット１０３から離れ
た後、リード１０７を方向１０８に移動する。ひとたび
液滴１０５が電極１０６に移送されると、リード１０７
を反対方向１０９に移動する。
【００３６】上文中に論じたように、水での溶解性が乏
しいという段階以下の薬剤の飽和溶液をひとたび電極に
付けた後、これを乾燥させる。
【００３７】水での溶解性が乏しいという段階以下の薬
剤、特定的にはジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物を
使用することによって提供される一つの重要な特徴は、
電極表面が実質的に薬剤に封入されているということで
ある。これを図６に示す。
【００３８】図６は、水での溶解性が乏しいという段階
以下のジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物等の薬剤の
アセトン飽和溶液を表面に付け、乾燥させたペーシング
電極１５５の詳細側面図である。図示のように、飽和溶
液を電極表面に付けた後、ステロイドの比較的均等なコ
ーティング即ち層１５６が全面に亘ってデポジットす
る。組織と接触する電極表面にステロイドが広範に存在
するため、及びこれが比較的水不溶性であるため、長期
間に亘ってステロイドを組織との界面と係合した状態に
保持すると考えられる。更に、電極と接触する組織だけ
が炎症を起こし易いため、ステロイドはこうした領域に
のみ存在する。
【００３９】図７は、本発明の変形例のボール−チップ
電極の先端リード部分の断面図である。図示のように、
この実施例は図１及び図２に示す実施例と実質的に同じ
であり、及びかくして同じ要素に同じ参照番号が附して
ある。図示のように、チップ電極２２は、電極２２から
導線コイル２８の先端まで延びるプラチナ製金属ピン２
３の端部に設けられたプラチナ黒で覆われた多孔質プラ
チナボールである。金属ピン２３は、図示のように、釘
頭形状端部４０を有する点で図１及び図２に示すピンと
異なっている。内容を本明細書中に組み入れたゲートの
米国特許第５，４０８，７４４号に更に詳細に論じられ
ているように、このような賦形ピンは、インピーダンス
が高い強固な電極構造を提供する。導線コイル２８は、
クリンプ部材３６の箇所３４でクリンプ加工を行うこと
によって、ピンの基端に取り付けられている。血液が導
線コイル内に漏れないようにアッセンブリをシールする
ため、箇所３２でシリコーン接着剤を使用するのがよ
い。絶縁シース１２は、クリンプ部材、並びに絶縁シー
ス１２の先端とクリンプ部材３６との間に装着されたタ
インアッセンブリ３８の上に配置した状態で示してあ
る。上文中に論じた上述の実施例と同様に、チップ電極
２２は、水での溶解性が乏しいという段階以下の薬剤、
特定的には、水での溶解性が非常に僅かなジプロピオン
酸ベクロメタゾン無水物等のステロイドのアセトン飽和
溶液で処理される。勿論、水での溶解性が非常に僅かな
他の形態のステロイドを使用してもよい。
【００４０】本発明の実施例を心臓の刺激についての特
定の用途に関して説明したが、本発明は、神経刺激及び
筋肉刺激並びに他の身体組織又は器官の処理即ち電気的
刺激を含む、上文中に説明した特徴が望ましい他の電極
技術でも実施できる。
【００４１】更に、本発明の好ましい実施例は、水での
溶解性が乏しいという段階以下のステロイドを電極表面
又は多孔質電極の隙間内部、又はその両方に付けるけれ
ども、本発明は、水での溶解性が乏しいという段階以下
の任意の抗炎症剤を使用できる。このような抗炎症剤に
は、水での溶解性が乏しいステロイド又は薬剤（例えば
メドリソン）、水での溶解性が僅かな又は水での溶解性
が非常に僅かなステロイド又は薬剤（例えばデスオキシ
メタゾン又はトリアムシノロン）及び実際上水不溶性又
は水不溶性のステロイド又は薬剤（例えばフルオロメト
ロン、フルランドレノリド、ハルシノニド、デスオキシ
メタゾン、安息香酸ベタメタゾン、トリアムシノロンア
セトニド、ジフロラソン二酢酸塩又は吉草酸ベタメタゾ
ン）を含む他の種類のステロイド又は薬剤が含まれる。
【００４２】更に、本発明を特に好ましい実施例を参照
して詳細に説明したが、特許請求の範囲内で種々の変更
及び変形を行うことができるということは理解されよ
う。このような変更には、実質的に同じ機能を実質的に
同じ方法で果たし、本明細書中に説明したのと実質的に
同じ結果を達成する要素又は構成要素に代えることが含
まれる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明による単極式ボールチップ電極ペーシン
グリードの側面図である。
【図２】図１に示すリードのボールチップ電極の断面図
である。
【図３】本発明の露呈電極のステロイド溶出性能の、大
きさ及び形体が同じであるがステロイドを溶出しない電
極に対するグラフである。
【図４】このようなリードの製造で使用される工程を示
すフローチャートである。
【図５】水での溶解性が非常に僅かな薬剤の飽和溶液を
リードに置くのに使用される装置を示す図である。
【図６】ジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物のよう
な、水での溶解性が非常に僅かなステロイドの飽和溶液
を表面に付け、乾燥させたペーシング電極の詳細側面図
である。
【図７】釘頭形状のステムを持つボールチップ電極の変
形例の図である。
【符号の説明】
１０ リード本体 １１ スタイレッ
ト案内体 １２ 絶縁スリーブ １３ スタイレッ
トアッセンブリ １４ 端子アッセンブリ １６シールリング １８ 端子ピン ２０ 固定スリー
ブ ２２ チップ電極 ２３ 金属ピン ２６ タイン ２８ リード導線 ３６ クリンプ部材 ３８ タインアッ
センブリ

Claims (40)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 第１端部と第２端部を持つ導電体と、 前記導電体の前記第１端部と前記第２端部との間を覆う
    絶縁スリーブと、 前記導電体の前記第１端部に連結された電極であって、
    前記電極の表面に、水に対する溶解性が非常に僅かなレ
    ベルよりも高い溶解性を有さない薬剤を、均等にデポジ
    ットした、電極と、 を有する、医療用電気リード。
  2. 【請求項２】 前記電極は、微視的な表面積が巨視的な
    表面積に比例して大きな多孔質の導体からなる、請求項
    １に記載のリード。
  3. 【請求項３】 前記電極の前記表面上に均等にデポジッ
    トした前記薬剤を乾燥させた、請求項１に記載のリー
    ド。
  4. 【請求項４】 前記電極の、身体に対して露出した巨視
    的な表面積は４．０ｍｍ2以下である、請求項１に記載
    のリード。
  5. 【請求項５】 前記導電体はマルチフィラーワイヤでで
    きた少なくとも一つのコイルからなる、請求項１に記載
    のリード。
  6. 【請求項６】 前記薬剤は抗炎症性の薬剤である、請求
    項１に記載のリード。
  7. 【請求項７】 前記薬剤は、ジプロピオン酸ベクロメタ
    ゾン無水物である、請求項６に記載のリード。
  8. 【請求項８】 前記電極は半球形の第１面を有し、水に
    対する溶解性が非常に僅かなレベルよりも高い溶解性を
    有さない薬剤が、前記第１面上にデポジットされた、請
    求項１に記載のリード。
  9. 【請求項９】 前記電極は多孔質の、金属又は他の導体
    材料で形成され、前記導体材料は、本質的に、プラチ
    ナ、パラジウム、チタニウム、タンタル、ロジウム、イ
    リジウム、炭素、ガラス質の炭素、及び、これらの金属
    あるいはその他の導体材料の合金、酸化物、及び窒化物
    からなる材料の種類から選択される、請求項１に記載の
    リード。
  10. 【請求項１０】 基端及び先端を持つ導電性ステムと、 前記ステムの少なくとも一部を構成し、極微視的表面積
    が巨視的領域に比例する、多孔質の導電性混合物と、 前記電極の前記巨視的領域の少なくとも一部にデポジッ
    トされた、水に対する溶解性が非常に僅かな薬剤と、 を有する、電極。
  11. 【請求項１１】 前記電極の前記巨視的領域の少なくと
    も一部にデポジットされた、水に対する溶解性が非常に
    僅かな前記薬剤は、均一なコーティングでデポジットさ
    れている、請求項１０に記載の電極。
  12. 【請求項１２】 前記電極は半球形状の第１面を有し、
    前記第１面に、水に対する溶解性が非常に僅かな前記薬
    剤がデポジットされた、請求項１０に記載の電極。
  13. 【請求項１３】 前記薬剤は抗炎症性の薬剤である、請
    求項１２に記載の電極。
  14. 【請求項１４】 前記薬剤はジプロピオン酸ベクロメタ
    ゾン無水物である、請求項１３に記載の電極。
  15. 【請求項１５】 医療用リードの製造方法において、 リードの組み立て工程と、 水に対する溶解性が非常に僅かなステロイドを有機溶剤
    と混合し、溶液を調製する工程と、 前記溶液を前記リードに適用する工程と、 前記リード上の前記溶液を乾燥させ、前記有機溶剤を除
    去する工程と、 を有することを特徴とする、医療用リードの製造方法。
  16. 【請求項１６】 水に対する溶解性が非常に僅かなステ
    ロイドを有機溶剤と混合し、溶液を調整するための前記
    工程が、ジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物をアセト
    ンに溶解させる工程を含む、請求項１５に記載の医療用
    リードの製造方法。
  17. 【請求項１７】 ジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物
    をアセトンに溶解させる前記工程が、ジプロピオン酸ベ
    クロメタゾン無水物のアセトン飽和溶液を形成する工程
    を含む、請求項１６に記載の医療用リードの製造方法。
  18. 【請求項１８】 水に対する溶解性が非常に僅かなステ
    ロイドを有機溶剤と混合し、溶液を形成する前記工程
    は、水に対する溶解性が非常に僅かなステロイドを有機
    溶剤と混合して飽和溶液を形成する工程を含む、請求項
    １５に記載の医療用リードの製造方法。
  19. 【請求項１９】 前記溶液を前記リードに適用する前記
    工程が、ジプロピオン酸ベクロメタゾン無水物のアセト
    ン飽和溶液を適用する工程を含む、請求項１５に記載の
    医療用リードの製造方法。
  20. 【請求項２０】 第１端部及び第２端部を有する導電体
    と、 前記導電体の前記第１端部と前記第２端部との間を覆う
    絶縁スリーブと、 前記導電体の前記第１端部に連結され、かつ、水に対す
    る溶解性が乏しいレベルよりも低い溶解性を有する薬剤
    が表面上にデポジットされた、電極と、 を有する、医療用リード。
  21. 【請求項２１】 水に対する溶解性が乏しいというレベ
    ルよりも低い溶解性を有する前記薬剤が、水に対する溶
    解性が非常に僅かな薬剤を含む、請求項２０に記載のリ
    ード。
  22. 【請求項２２】 前記電極の前記巨視的領域の少なくと
    も一部にデポジットされた前記薬剤は、均一なコーティ
    ングにデポジットされた、請求項２０に記載のリード。
  23. 【請求項２３】 前記電極の前記巨視的領域の少なくと
    も一部にデポジットされた前記薬剤は、乾燥したコーテ
    ィングにデポジットされた、請求項２０に記載のリー
    ド。
  24. 【請求項２４】 前記電極は半球形状の第１面を有し、
    前記第１面に、水に対する溶解性が乏しいレベルよりも
    低い溶解性を有する前記薬剤がデポジットされた、請求
    項２０に記載のリード。
  25. 【請求項２５】 前記薬剤は抗炎症性の薬剤である、請
    求項２０に記載のリード。
  26. 【請求項２６】 前記薬剤はジプロピオン酸ベクロメタ
    ゾン無水物である、請求項２５に記載のリード。
  27. 【請求項２７】 第１端部及び第２端部を有する導電体
    と、 前記導電体の前記第１端部と前記第２端部との間を覆う
    絶縁スリーブと、 前記導電体の前記第１端部に連結され、水に対する溶解
    性が僅かなレベルよりも低い溶解性を有する薬剤が表面
    上に均一にデポジットされた、電極と、 を有する、医療用リード。
  28. 【請求項２８】 水に対する溶解性が僅かなレベルより
    も低い溶解性を有する前記薬剤が、水に対する溶解性が
    非常に僅かな薬剤を含む、請求項２７に記載のリード。
  29. 【請求項２９】 前記電極の巨視的領域の少なくとも一
    部にデポジットされた前記薬剤が、均一なコーティング
    にデポジットされた、請求項２７に記載のリード。
  30. 【請求項３０】 前記電極の巨視的領域の少なくとも一
    部にデポジットされた前記薬剤が、乾燥したコーティン
    グにデポジットされた、請求項２７に記載のリード。
  31. 【請求項３１】 前記電極は半球形状の第１面を有し、
    前記第１面に、水に対する溶解性が僅かなレベルよりも
    低い溶解性を有する前記薬剤がデポジットされた、請求
    項２７に記載のリード。
  32. 【請求項３２】 前記薬剤は、抗炎症性の薬剤である、
    請求項２７に記載のリード。
  33. 【請求項３３】 前記薬剤はジプロピオン酸ベクロメタ
    ゾン無水物である、請求項３２に記載のリード。
  34. 【請求項３４】 第１端部及び第２端部を有する導電体
    と、 前記導電体の前記第１端部と前記第２端部との間を覆う
    絶縁スリーブと、 前記導電体の前記第１端部に連結され、実際上水に対し
    て不溶性というレベルよりも低い溶解性を有する薬剤が
    表面上に均等にデポジットされた、電極と、 を有する、医療用リード。
  35. 【請求項３５】 実際上水に対して不溶性というレベル
    よりも低い溶解性を有する前記薬剤が、水に対する溶解
    性が非常に僅かな薬剤を含む、請求項３４に記載のリー
    ド。
  36. 【請求項３６】 前記電極の前記巨視的領域の少なくと
    も一部にデポジットされた前記薬剤が、均一なコーティ
    ングにデポジットされた、請求項３４に記載のリード。
  37. 【請求項３７】 前記電極の前記巨視的領域の少なくと
    も一部にデポジットされた前記薬剤が、乾燥したコーテ
    ィングにデポジットされた、請求項３４に記載のリー
    ド。
  38. 【請求項３８】 前記電極は、半球形状の第１面を有
    し、前記第１面に、水に対する溶解性が僅かなレベルよ
    りも低い溶解性を有する前記薬剤がデポジットされた、
    請求項３４に記載のリード。
  39. 【請求項３９】 前記薬剤は、抗炎症性の薬剤である、
    請求項３４に記載のリード。
  40. 【請求項４０】 前記薬剤はジプロピオン酸ベクロメタ
    ゾン無水物である、請求項３９に記載のリード。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008535624A (ja) * 2005-04-11 2008-09-04 カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド 経脈管神経刺激デバイス

Families Citing this family (56)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
FR2777465B1 (fr) 1998-04-15 2000-06-09 Ela Medical Sa Sonde a impedance accrue pour dispositif medical implante, notamment pour stimulateur cardiaque
WO1999053994A1 (en) * 1998-04-20 1999-10-28 Medtronic, Inc. Medical leads with enhanced biocompatibility and biostability
US6104960A (en) 1998-07-13 2000-08-15 Medtronic, Inc. System and method for providing medical electrical stimulation to a portion of the nervous system
US7013182B1 (en) * 2000-05-04 2006-03-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Conductive polymer sheath on defibrillator shocking coils
US6408214B1 (en) 2000-07-11 2002-06-18 Medtronic, Inc. Deflectable tip catheter for CS pacing
US7616997B2 (en) 2000-09-27 2009-11-10 Kieval Robert S Devices and methods for cardiovascular reflex control via coupled electrodes
US7499742B2 (en) 2001-09-26 2009-03-03 Cvrx, Inc. Electrode structures and methods for their use in cardiovascular reflex control
US8086314B1 (en) 2000-09-27 2011-12-27 Cvrx, Inc. Devices and methods for cardiovascular reflex control
US7840271B2 (en) 2000-09-27 2010-11-23 Cvrx, Inc. Stimulus regimens for cardiovascular reflex control
US7623926B2 (en) 2000-09-27 2009-11-24 Cvrx, Inc. Stimulus regimens for cardiovascular reflex control
US6671562B2 (en) 2001-11-09 2003-12-30 Oscor Inc. High impedance drug eluting cardiac lead
US6978178B2 (en) * 2002-04-30 2005-12-20 Medtronic, Inc. Method and apparatus for selecting an optimal electrode configuration of a medical electrical lead having a multiple electrode array
US7282213B2 (en) * 2002-09-30 2007-10-16 Medtronic, Inc. Method for applying a drug coating to a medical device
US7082335B2 (en) * 2002-09-30 2006-07-25 Medtronic, Inc. Multipolar pacing method and apparatus
US7103418B2 (en) * 2002-10-02 2006-09-05 Medtronic, Inc. Active fluid delivery catheter
US7363244B2 (en) * 2002-11-08 2008-04-22 Palo Alto Research Center Incorporated Methods, apparatus, and program products for inferring service usage
US20040102830A1 (en) * 2002-11-22 2004-05-27 Williams Terrell M. System for coupling an implanatable medical device to an epicardial site
US7184839B2 (en) * 2002-12-16 2007-02-27 Medtronic, Inc. Catheter-delivered cardiac lead
US8673339B2 (en) * 2003-03-11 2014-03-18 Medtronic, Inc. Demand-release bioactive composition for implantable medical devices
US20040180131A1 (en) * 2003-03-14 2004-09-16 Medtronic Ave. Stent coating method
US7702399B2 (en) 2003-04-11 2010-04-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Subcutaneous electrode and lead with phoresis based pharmacological agent delivery
US20040230272A1 (en) * 2003-04-11 2004-11-18 Cates Adam W. Subcutaneous lead with temporary pharmacological agents
US7529592B2 (en) * 2003-04-11 2009-05-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Subcutaneous electrode and lead with temporary pharmacological agents
US7953499B2 (en) * 2003-09-30 2011-05-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Drug-eluting electrode
EP1680180B1 (en) * 2003-10-02 2007-02-28 Medtronic, Inc. Implantable medical lead and method of manufacture
AU2004293030A1 (en) * 2003-11-20 2005-06-09 Angiotech International Ag Electrical devices and anti-scarring agents
US7720550B2 (en) * 2004-12-03 2010-05-18 Medtronic, Inc. High impedance active fixation electrode of an electrical medical lead
US7974710B2 (en) * 2005-04-28 2011-07-05 Medtronic, Inc. Guide catheters for accessing cardiac sites
US20060247750A1 (en) * 2005-04-28 2006-11-02 Seifert Kevin R Guide catheters for accessing cardiac sites
US20070051531A1 (en) * 2005-09-08 2007-03-08 Harshad Borgaonkar Drug eluting coatings for a medical lead and method therefor
US7616990B2 (en) 2005-10-24 2009-11-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable and rechargeable neural stimulator
US7881808B2 (en) * 2006-03-29 2011-02-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Conductive polymeric coating with optional biobeneficial topcoat for a medical lead
US20090024197A1 (en) * 2007-07-18 2009-01-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Elution control via geometric features of an implantable substance matrix
US8594794B2 (en) 2007-07-24 2013-11-26 Cvrx, Inc. Baroreflex activation therapy with incrementally changing intensity
EP2195078B1 (en) 2007-08-20 2013-10-09 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with biased electrode
EP2195081A1 (en) * 2007-08-20 2010-06-16 Medtronic, INC. Electrode configurations for directional leads
WO2009025817A2 (en) 2007-08-20 2009-02-26 Medtronic, Inc. Evaluating therapeutic stimulation electrode configurations based on physiological responses
US8190271B2 (en) * 2007-08-29 2012-05-29 Advanced Bionics, Llc Minimizing trauma during and after insertion of a cochlear lead
US8271101B2 (en) * 2007-08-29 2012-09-18 Advanced Bionics Modular drug delivery system for minimizing trauma during and after insertion of a cochlear lead
US9220811B2 (en) * 2008-09-22 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Implantable or insertable medical devices
WO2010059348A1 (en) * 2008-11-20 2010-05-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Overmolded components for implantable medical leads and related methods
EP3670561B1 (en) 2009-01-12 2023-12-06 University Of Massachusetts Lowell Polyisobutylene-based polyurethanes
US8380325B2 (en) * 2009-08-05 2013-02-19 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for coupling coiled conductors to conductive contacts of an electrical stimulation system
US8529934B2 (en) 2009-08-21 2013-09-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Crosslinkable polyisobutylene-based polymers and medical devices containing the same
US8374704B2 (en) 2009-09-02 2013-02-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Polyisobutylene urethane, urea and urethane/urea copolymers and medical leads containing the same
US8644952B2 (en) 2009-09-02 2014-02-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical devices including polyisobutylene based polymers and derivatives thereof
US8753708B2 (en) * 2009-09-02 2014-06-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Solventless method for forming a coating on a medical electrical lead body
WO2011081699A1 (en) * 2009-12-30 2011-07-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Tapered drug-eluting collar for a medical electrical lead
US9138585B2 (en) 2010-08-06 2015-09-22 Cardiac Pacemakers, Inc. User interface system for use with multipolar pacing leads
CN104520345B (zh) 2012-11-21 2017-10-03 马萨诸塞州大学 高强度聚氨异丁烯聚氨甲酸酯
US10737097B2 (en) 2016-09-16 2020-08-11 Terrell M. Williams Permanent his-bundle pacing device and method
EP3592786B1 (en) 2017-03-07 2023-05-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Hydroboration/oxidation of allyl-terminated polyisobutylene
WO2019036544A1 (en) 2017-08-17 2019-02-21 Cardiac Pacemakers, Inc. PHOTORÉTICULATED POLYMERS FOR IMPROVED DURABILITY
US11472911B2 (en) 2018-01-17 2022-10-18 Cardiac Pacemakers, Inc. End-capped polyisobutylene polyurethane
US11253699B1 (en) 2019-03-21 2022-02-22 Terrell M. Williams Cardiac pacing lead
US11446486B1 (en) 2021-06-03 2022-09-20 Gopi Dandamudi Multielectrode medical lead

Family Cites Families (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3173564D1 (en) * 1980-09-02 1986-03-06 Medtronic Inc Subcutaneously implantable lead with drug dispenser means
KR890000664B1 (ko) * 1981-10-19 1989-03-22 바리 안소니 뉴우샘 미분된 베클로메타손 디프로피오네이트 일수화물의 제조방법
US4506680A (en) * 1983-03-17 1985-03-26 Medtronic, Inc. Drug dispensing body implantable lead
US4577642A (en) * 1985-02-27 1986-03-25 Medtronic, Inc. Drug dispensing body implantable lead employing molecular sieves and methods of fabrication
US4819662A (en) * 1987-10-26 1989-04-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac electrode with drug delivery capabilities
EP0388480A1 (de) * 1989-03-20 1990-09-26 Siemens Aktiengesellschaft Implantierbare Reizelektrode
US4972848A (en) * 1989-08-23 1990-11-27 Medtronic, Inc. Medical electrical lead with polymeric monolithic controlled release device and method of manufacture
US5208226A (en) * 1989-09-08 1993-05-04 Glaxo Group Limited Medicaments
US5282844A (en) * 1990-06-15 1994-02-01 Medtronic, Inc. High impedance, low polarization, low threshold miniature steriod eluting pacing lead electrodes
US5324325A (en) * 1991-06-27 1994-06-28 Siemens Pacesetter, Inc. Myocardial steroid releasing lead
US5246014A (en) * 1991-11-08 1993-09-21 Medtronic, Inc. Implantable lead system
US5324324A (en) * 1992-10-13 1994-06-28 Siemens Pacesetter, Inc. Coated implantable stimulation electrode and lead
US5408744A (en) * 1993-04-30 1995-04-25 Medtronic, Inc. Substrate for a sintered electrode
US5443492A (en) * 1994-02-02 1995-08-22 Medtronic, Inc. Medical electrical lead and introducer system for implantable pulse generator

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2008535624A (ja) * 2005-04-11 2008-09-04 カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド 経脈管神経刺激デバイス

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