TWI511755B - 起搏器電極線及起搏器 - Google Patents

Description

起搏器電極線及起搏器

本發明涉及一種起搏器電極線以及一種含有所述起搏器電極線的起搏器。

先前技術中的起搏器一般係指一種可以植入於體內的電子治療儀器。起搏器的基本結構一般包括電池、脈衝器和電極線。該起搏器應用脈衝器發出的脈衝電流，該脈衝電流通過植入心臟、血管等人體組織的電極線刺激發病器官，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。

然，先前技術中的電極線在植入心臟、血管等人體組織一段時間以後，心臟、血管等人體組織會在該植入電極線的電極、固定端以及導線產生額外的纖維化組織增生(excessive fibrotic tissue growth)，使該植入電極線難以從心臟、血管等人體組織中移除，並且使電極刺激功能變遲鈍或不穩。此外，先前技術中，所述電極線的導電芯一般由金屬及合金組成，由於該導電芯的直徑較小，使得用金屬及合金製成的導電芯的強度較低，進而影響電極線的使用壽命。

有鑒於此，提供一種強度高，並能防止額外的纖維化組織增生的 起搏器電極線以及含有該起搏器電極線的起搏器實為必要。

一種起搏器電極線，包括一導線，該導線包括至少一導電芯，其中，所述導電芯為一含有放射性顆粒的奈米碳管線。

一種起搏器電極線，包括一導線，該導線包括至少一導電芯，其中，所述導電芯為一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由奈米碳管與放射性顆粒複合而成。

一種起搏器，包括一脈衝器以及一如上所述的起搏器電極線。

相較先前技術，本發明提供的起搏器電極線以及含有該起搏器電極線的起搏器具有以下優點：首先，通過將一放射性顆粒設置於所述電極線中的導電芯中，可以防止所述電極線在植入心臟、血管等人體組織一段時間以後，心臟、血管等人體組織在該植入電極線周圍產生額外的纖維化組織增生，從而使該植入電極線在治療結束後可以很容易地從心臟、血管等人體組織中移除。其次，由於所述導電芯主要由奈米碳管組成，故，使該電極線在較小的直徑下，也還可以具有較高的韌性及機械強度，有利於提高電極線的使用壽命。最後，由於所述導電芯主要由奈米碳管組成，故，該導電芯具有良好的導電性能，從而可以提高所述起搏器的效率。

100；200‧‧‧起搏器

10；30‧‧‧脈衝器

12；32‧‧‧殼體

20；40‧‧‧電極線

22；42‧‧‧連接結構

24；44‧‧‧導線

242；441‧‧‧第一導電芯

244；442‧‧‧第一絕緣層

246；443‧‧‧屏蔽層

248；446‧‧‧外護套

26‧‧‧固定裝置

28‧‧‧電極頭

444‧‧‧第二絕緣層

445‧‧‧第二導電芯

46‧‧‧環形電極

圖1為本發明第一實施例提供的起搏器的結構示意圖。

圖2為本發明第一實施例提供的起搏器中導線的階梯剖結構示意圖。

圖3為本發明第一實施例提供的起搏器中導電芯所採用的扭轉的 奈米碳管線的掃描電鏡照片。

圖4為製備如圖3所示的扭轉的奈米碳管線所採用的奈米碳管拉膜的掃描電鏡照片。

圖5為從一奈米碳管陣列中拉取如圖4所示的奈米碳管拉膜的過程示意圖。

圖6為本發明第一實施例提供的起搏器中的導電芯所採用的非扭轉的奈米碳管線的掃描電鏡照片。

圖7為本發明第一實施例提供的起搏器中屏蔽層所採用的奈米碳管碾壓膜的掃描電鏡照片。

圖8為本發明第一實施例提供的起搏器中屏蔽層所採用的奈米碳管絮化膜的掃描電鏡照片。

圖9為本發明第二實施例提供的起搏器的結構示意圖。

圖10為本發明第二實施例提供的起搏器中導線的階梯剖結構示意圖。

下面將結合附圖及具體實施例，對本發明作進一步的詳細說明。

請參照圖1，本發明第一實施例提供一種起搏器100。所述起搏器100為一單極型的起搏器。所述起搏器100包括：脈衝器10以及一電極線20。所述脈衝器10與所述電極線20電連接。所述脈衝器10用於產生一脈衝電流。該脈衝電流可以通過電極線20刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。

所述脈衝器10包括一殼體12、一電源裝置(圖未示)以及一控制電路(圖未示)。所述電源裝置以及所述控制電路封裝於所述殼體12的內部。所述電源裝置用於向所述控制電路提供電源。該電源裝置一般採用化學電池或機械電池，如：鋰系列電池、燃料電池等。本實施例中，所述電源裝置為一鋰一碘電池。該控制電路用於產生一脈衝電流，該脈衝電流為一矩形脈衝，其脈寬為0.5~0.6ms。該脈衝電流可通過所述控制電路中的一電容器充放電實施。所述殼體12用於保護所述電源裝置以及控制電路。該殼體12的材料一般採用具有生物相容性、耐腐蝕且不易變形的金屬及合金材料。本實施例，所述殼體12的材料為一鈦金屬。

所述電極線20包括一連接結構22、一導線24、一固定裝置26以及一電極頭28。所述連接結構22包括至少一個導電觸頭(contact)(圖未示)。該導電觸頭與所述脈衝器內的控制電路形成電連接。所述導線24的一端與所述連接結構22中的導電觸頭電連接，從而使該導線24與所述脈衝器10中的控制電路電連接。所述導線24的另一端與所述電極頭28電連接，從而使該電極頭28通過所述導線24及連接結構22與所述脈衝器10電連接。所述固定裝置26設置於所述導線24靠近所述電極頭28的一端。當所述電極線20被植入心臟、血管等人體組織後，所述固定裝置26可以使所述電極頭28固定於所述心臟、血管等人體組織。

請參照圖2，所述導線24從內至外的結構依次為一第一導電芯242、一設置在第一導電芯242外表面的第一絕緣層244、一設置在第一絕緣層244外表面的屏蔽層246以及一外護套248。

所述第一導電芯242的一端與所述連接結構22中的導電觸頭電連 接，從而使該第一導電芯242與所述脈衝器10中的控制電路電連接。所述第一導電芯242的另一端與所述電極頭28電連接，從而使該電極頭28通過所述第一導電芯242和連接結構22與所述脈衝器10電連接。所述第一導電芯242用於將所述脈衝器10產生的脈衝電流傳導到所述電極頭28。所述第一導電芯242為一含有放射性顆粒的奈米碳管線。所述放射性顆粒可以均勻分佈於所述第一導電芯242的整個結構中，也可以僅分佈於所述第一導電芯242的部分結構中。例如，所述放射性顆粒可以分區段間隔設置於所述第一導電芯242中，這樣可以有針對性的選擇在所述電極線20中比較容易產生纖維化增生的電極頭28或固定裝置26附近設置放射性顆粒，而在其他較不容易產生纖維化增生的地方不設置放射性顆粒。此外，也可以有針對性的選擇在所述電極線20中比較容易產生纖維化增生的電極頭28或固定裝置26附近設置含量較高的放射性顆粒，而在其他較不容易產生纖維化增生的地方設置含量較低的放射性顆粒。本實施例中，所述放射性顆粒均勻分佈於所述第一導電芯242的整個結構中。該放射性顆粒的半衰期優選為半衰期小於100天，更優選的，該放射性顆粒的半衰期為小於10天。該放射性顆粒的衰變類型優選為β衰變，這係由於β衰變的作用範圍較小，僅可以作用在與所述電極線20相接觸的人體組織附近。所述放射性顆粒可以係³²P、³⁵S、⁴⁷Ca、⁸⁹Sr、¹¹¹Ag、¹¹⁵Cd、¹⁸⁵W、¹⁹⁸Au以及¹⁹⁹Au。

請參見圖3，本實施例中，所述奈米碳管線為一扭轉的奈米碳管線。所述扭轉的奈米碳管線中的大多數奈米碳管基本沿同一軸向螺旋狀延伸，該大多數奈米碳管中每一奈米碳管與在軸向延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連，該大多數奈米碳管 中每一奈米碳管與徑向方向上相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密相連並形成複數個間隙。該扭轉的奈米碳管線的長度及直徑不限，可以根據實際需要選擇。

所述扭轉的奈米碳管線為採用一機械力將一奈米碳管拉膜的兩端沿相反方向扭轉獲得。

請參見圖4，所述奈米碳管拉膜係由若干奈米碳管組成的自支撐結構。所述若干奈米碳管基本沿同一方向擇優取向排列，所述擇優取向排列係指在奈米碳管拉膜中大多數奈米碳管的整體延伸方向基本朝同一方向。而且，所述大多數奈米碳管的整體延伸方向基本平行於奈米碳管拉膜的表面。進一步地，所述奈米碳管拉膜中大多數奈米碳管係通過凡得瓦力首尾相連。具體地，所述奈米碳管拉膜中基本朝同一方向延伸的大多數奈米碳管中每一奈米碳管與在延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。當然，所述奈米碳管拉膜中存在少數隨機排列的奈米碳管，這些奈米碳管不會對奈米碳管拉膜中大多數奈米碳管的整體取向排列構成明顯影響。所述自支撐為奈米碳管拉膜不需要大面積的載體支撐，而只要相對兩邊提供支撐力即能整體上懸空而保持自身膜狀狀態，即將該奈米碳管拉膜置於(或固定於)間隔一定距離設置的兩個支撐體上時，位於兩個支撐體之間的奈米碳管拉膜能夠懸空保持自身膜狀狀態。所述自支撐主要通過奈米碳管拉膜中存在連續的通過凡得瓦力首尾相連延伸排列的奈米碳管而實現。

具體地，所述奈米碳管拉膜中基本朝同一方向延伸的多數奈米碳管，並非絕對的直線狀，可以適當的彎曲；或者並非完全按照延伸方向上排列，可以適當的偏離延伸方向。因此，不能排除奈米 碳管拉膜的基本朝同一方向延伸的多數奈米碳管中並列的奈米碳管之間可能存在部分接觸。

具體地，所述奈米碳管拉膜包括複數個連續且定向排列的奈米碳管片段。該複數個奈米碳管片段通過凡得瓦力首尾相連。每一奈米碳管片段包括複數個相互平行的奈米碳管，該複數個相互平行的奈米碳管通過凡得瓦力緊密結合並形成複數個間隙。該奈米碳管片段具有任意的長度、厚度、均勻性及形狀。該奈米碳管拉膜中的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。

請參見圖5，所述奈米碳管拉膜為從一奈米碳管陣列中直接拉取獲得。該奈米碳管拉膜的製備方法，包括以下步驟：提供一奈米碳管陣列。所述奈米碳管陣列形成於一基底。該奈米碳管陣列由複數個奈米碳管組成。該複數個奈米碳管為單壁奈米碳管、雙壁奈米碳管及多壁奈米碳管中的一種或多種。所述奈米碳管的直徑為0.5~50奈米，長度為50奈米~5毫米。該奈米碳管的長度優選為100微米~900微米。本實施例中，該複數個奈米碳管為多壁奈米碳管，且該複數個奈米碳管基本上相互平行且垂直於所述基底，該奈米碳管陣列不含雜質，如無定型碳或殘留的催化劑金屬顆粒等。所述奈米碳管陣列的製備方法不限，可參見中國大陸專利申請公開第02134760.3號。優選地，該奈米碳管陣列為超順排奈米碳管陣列。

採用一拉伸工具從所述奈米碳管陣列中選定一奈米碳管片段，本實施例優選為採用具有一定寬度的膠帶或黏性基條接觸該奈米碳管陣列以選定具有一定寬度的一奈米碳管片段；以一定速度拉伸該選定的奈米碳管，該拉取方向沿基本垂直於奈米碳管陣列的生 長方向。從而形成首尾相連的複數個奈米碳管片段，進而形成一連續的奈米碳管拉膜。在上述拉伸過程中，該複數個奈米碳管片斷在拉力作用下沿拉伸方向逐漸脫離基底的同時，由於凡得瓦力作用，該選定的複數個奈米碳管片斷分別與其他奈米碳管片斷首尾相連連續地被拉出，從而形成一奈米碳管拉膜。該奈米碳管拉膜為定向排列的複數個奈米碳管束首尾相連形成的具有一定寬度的奈米碳管拉膜。該奈米碳管拉膜中奈米碳管的排列方向基本平行於該奈米碳管拉膜的拉伸方向。

所述放射性顆粒可以通過溶液浸漬法、真空蒸鍍法或其他方法分散於所述扭轉的奈米碳管線中。例如，可以先將所述放射性顆粒通過溶液浸漬法或真空蒸鍍法分散於一奈米碳管拉膜中，然後採用一機械力將所述含有放射性顆粒的奈米碳管拉膜的兩端沿相反方向扭轉，從而獲得所述含有放射性顆粒的奈米碳管線；或者，也可以先製備出一扭轉的奈米碳管線，然後通過溶液浸漬法或真空蒸鍍法將所述放射性顆粒分散於所述扭轉的奈米碳管線中。由於所述扭轉的奈米碳管線中的奈米碳管之間形成有複數個間隙且奈米碳管本身為一空心的管狀結構，故，該放射性顆粒填主要複合於所述扭轉的奈米碳管線的間隙中以及奈米碳管的空心結構中形成一奈米碳管複合結構，故，即使填充大量放射性顆粒填於所述扭轉的奈米碳管中也不會顯著增加所述扭轉的奈米碳管線的直徑。本實施例中，將一¹⁹⁸Au的奈米金屬顆粒分散於一揮發性的有機溶劑中獲得一處理液，並將所述扭轉的奈米碳管線浸沒在所述處理液中一定時間；最後將所述扭轉的奈米碳管線從所述處理中取出並烘乾，從而獲得所述含有放射性顆粒的奈米碳管線。該¹⁹⁸Au可以填充或複合於所述扭轉的奈米碳管線中首尾相連的兩個 奈米碳管之間的節點，從而使所述¹⁹⁸Au在扭轉的奈米碳管線中含量較低的情況下，可以顯著提高其導電性，進而顯著提高所述第一導電芯242的導電性。

請參照圖6，可以理解，所述奈米碳管線也不限於扭轉的奈米碳管線，也可以選自非扭轉的奈米碳管線。所述非扭轉的奈米碳管線包括複數個沿奈米碳管線長度方向延伸並首尾相連的奈米碳管。具體地，該非扭轉的奈米碳管線包括複數個奈米碳管片段，該複數個奈米碳管片段通過凡得瓦力首尾相連，每一奈米碳管片段包括複數個相互平行並通過凡得瓦力緊密結合的奈米碳管。該扭轉的奈米碳管線中相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密結合並形成複數個間隙。該奈米碳管片段具有任意的長度、厚度、均勻性及形狀。該非扭轉的奈米碳管線長度不限。

所述非扭轉的奈米碳管線為將所述奈米碳管拉膜通過有機溶劑處理得到。具體地，將有機溶劑浸潤所述奈米碳管拉膜的整個表面，在揮發性有機溶劑揮發時產生的表面張力的作用下，奈米碳管拉膜中的相互平行的複數個奈米碳管通過凡得瓦力緊密結合，從而使奈米碳管拉膜收縮為一非扭轉的奈米碳管線。該有機溶劑為揮發性有機溶劑，如乙醇、甲醇、丙酮、二氯乙烷或氯仿。

可以理解，在所述通過有機溶劑處理所述奈米碳管拉膜從而獲得所述非扭轉的奈米碳管線的過程中，也可以直接將一放射性物質分散或溶解於所述揮發性有機溶劑中從而形成所述處理液，然後將所述處理液浸潤所述奈米碳管拉膜的整個表面。一方面，在溶液表面張力的作用下，奈米碳管拉膜中的相互平行的複數個奈米碳管通過凡得瓦力緊密結合，從而使奈米碳管拉膜收縮為一非扭 轉的奈米碳管線；另一方面，所述放射性物質將分散於所述非扭轉的奈米碳管線之間，從而形成所述含有放射性顆粒的奈米碳管線。

所述第一絕緣層244設置在所述第一導電芯242的外表面，用於使所述第一導電芯242與外界絕緣。該第一絕緣層244的材料可以為聚四氟乙烯、聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、泡沫聚乙烯組合物或奈米黏土-高分子複合材料。奈米黏土-高分子複合材料中奈米黏土係奈米級層狀結構的矽酸鹽礦物，係由多種水合矽酸鹽和一定量的氧化鋁、鹼金屬氧化物及鹼土金屬氧化物組成，具耐火阻燃等優良特性，如奈米高嶺土或奈米蒙脫土。高分子材料可以選用矽樹脂、聚醯胺、聚烯烴如聚乙烯或聚丙烯等，但並不以此為限。本實施例優選泡沫聚乙烯組合物。

所述屏蔽層246設置在所述第一絕緣層244的外表面。該屏蔽層246由一導電材料形成，用於屏蔽外部電磁干擾或外部訊號干擾。從而使所述第一導電芯242可以正常傳導脈衝電流。所述屏蔽層246可選用將一金屬薄膜或金屬線等線狀結構緊密纏繞、編織於所述第一絕緣層244的外表面。由於奈米碳管具有良好的導電性能及機械強度，優選地，所述屏蔽層246可選用將至少一奈米碳管線或至少一奈米碳管膜沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞、編織於所述第一絕緣層244的外表面而形成。可以理解，將至少一奈米碳管膜或至少一奈米碳管線緊密纏繞、編織於該第一絕緣層244的外表面，該至少一奈米碳管膜或至少一奈米碳管線會在該第一絕緣層244的外表面形成一管壁，該管壁具有一定的厚度，該厚度可以通過所環繞的奈米碳管膜或奈米碳管線的層數確定 。通過上述方式將至少一奈米碳管膜或至少一奈米碳管線緊密纏繞、編織於該第一絕緣層244的外表面，可以提高所述導線24的韌性及抗拉伸性能。

所述奈米碳管膜可為奈米碳管拉膜、奈米碳管絮化膜或奈米碳管碾壓膜等。

可以理解，通過將一奈米碳管拉膜沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246時，該屏蔽層246中的大多數奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連並在該第一絕緣層244的表面緊密排列，每一奈米碳管與其徑向方向相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密相連。該屏蔽層246中的大多數奈米碳管基本沿該屏蔽層246的長度方向延伸或沿該屏蔽層246的長度方向螺旋狀延伸。優選的，該屏蔽層246中的大多數奈米碳管基本沿該屏蔽層246的長度方向延伸，從而使所述屏蔽層246具有最小的電阻，並具有較好的屏蔽效果。該屏蔽層246中的大多數奈米碳管中每一奈米碳管與在延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。該大多數奈米碳管中每一奈米碳管的延伸方向與所述屏蔽層246的長度方向形成一定的交叉角α，0°≦α<90°。

所述奈米碳管碾壓膜包括均勻分佈的奈米碳管，奈米碳管無序，沿同一方向或不同方向擇優取向排列。請參見圖7，優選地，所述奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管基本沿同一方向延伸且平行於該奈米碳管碾壓膜的表面。所述奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管相互交疊。所述奈米碳管碾壓膜中奈米碳管之間通過凡得瓦力相互吸引，緊密結合，使得該奈米碳管碾壓膜具有很好的柔韌性，可以彎曲折疊成任意形狀而不破裂。且由於奈米碳管碾壓膜中的奈米 碳管之間通過凡得瓦力相互吸引，緊密結合並形成複數個間隙，使奈米碳管碾壓膜為一自支撐的結構，可無需基底支撐，自支撐存在。該奈米碳管碾壓膜可通過碾壓一奈米碳管陣列獲得。該奈米碳管陣列形成在一基體表面，所製備的奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管與該奈米碳管陣列的基體的表面成一夾角β，其中，β大於等於0度且小於等於15度(0°≦β≦15°)。優選地，所述奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管的軸向基本平行於該奈米碳管碾壓膜的表面。依據碾壓的方式不同，該奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管具有不同的排列形式。該奈米碳管碾壓膜的面積和厚度不限，可根據實際需要選擇。該奈米碳管碾壓膜的面積與奈米碳管陣列的尺寸基本相同。該奈米碳管碾壓膜厚度與奈米碳管陣列的高度以及碾壓的壓力有關，可為1微米~100微米。

可以理解，通過將至少一奈米碳管碾壓膜沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246時，該屏蔽層246中的複數個奈米碳管沿該第一絕緣層244的表面緊密排列，且相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密排列。可以理解，該屏蔽層246中複數個奈米碳管的排列方向取決於所述奈米碳管碾壓膜中奈米碳管的排列方向。優選地，當所述奈米碳管碾壓膜中的大多數奈米碳管基本沿同一方向延伸並且平行於該奈米碳管碾壓膜的表面時，將至少一奈米碳管碾壓膜沿該第一絕緣層244的表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246，該屏蔽層246中大多數奈米碳管在該第一絕緣層244的表面緊密排列。具體地，該屏蔽層246中大多數奈米碳管均沿該屏蔽層246的長度方向延伸或沿屏蔽層246的長度方向螺旋狀延伸，該大多數奈米碳管中每一奈米碳管的延伸方向與所述屏蔽層246的長度方向形成一定的交叉角α，0°≦α<90°。該屏 蔽層246中每一奈米碳管與其徑向方向相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密相連。

請參見圖8，所述奈米碳管絮化膜包括相互纏繞的奈米碳管，該奈米碳管長度可大於10釐米。所述奈米碳管之間通過凡得瓦力相互吸引、纏繞，形成網路狀結構。所述奈米碳管絮化膜各向同性。所述奈米碳管絮化膜中的奈米碳管為均勻分佈，無規則排列，形成大量的微孔結構。可以理解，所述奈米碳管絮化膜的長度、寬度和厚度不限，可根據實際需要選擇，厚度可為1微米~100微米。

可以理解，通過將至少一奈米碳管絮化膜沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246時，該屏蔽層246中的複數個奈米碳管相互吸引、纏繞形成網格狀結構，並在該第一絕緣層244的表面緊密排列。該屏蔽層246中複數個奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。該屏蔽層246中相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密相連。

所述奈米碳管線可為非扭轉的奈米碳管線或扭轉的奈米碳管線。

可以理解，當通過將至少一非扭轉的奈米碳管線沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246時，該屏蔽層246中大多數奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連並在該第一絕緣層244的表面螺旋狀緊密排列，每一奈米碳管與徑向方向上相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密相連。該屏蔽層246中的大多數奈米碳管基本沿該屏蔽層246的長度方向螺旋狀延伸。具體地，該屏蔽層246中的大多數奈米碳管均首尾相連地沿該屏蔽層246的長度方向螺旋狀延伸。該屏蔽層246中的大多數奈米碳管中每一奈米碳管 與在延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。該大多數奈米碳管中每一奈米碳管的延伸方向與所述屏蔽層246的長度方向形成一定的交叉角α，0°<α<90°。

另，當通過將至少一扭轉的奈米碳管線沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246時，該屏蔽層246中的大多數奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連並在該第一絕緣層244的表面螺旋狀緊密排列，且每一奈米碳管與徑向方向上相鄰的奈米碳管之間相互扭轉纏繞並通過凡得瓦力緊密結合。

本實施例中，所述屏蔽層246為將一奈米碳管拉膜沿所述第一絕緣層244表面緊密纏繞而形成，所述屏蔽層246中的大多數奈米碳管基本沿該屏蔽層246的長度方向延伸，每一奈米碳管與其在延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。每一奈米碳管與其在徑向方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力緊密相連。該大多數奈米碳管中每一奈米碳管的延伸方向與所述屏蔽層246的長度方向基本平行。

可以理解，當所述屏蔽層246也含有一放射性顆粒時，可以將所述至少一奈米碳管線或至少一奈米碳管膜沿該第一絕緣層244表面緊密纏繞從而形成所述屏蔽層246之前，先通過溶液浸漬法或真空蒸鍍法將一放射性顆粒分散於所述至少一奈米碳管線或至少一奈米碳管膜中，或者在形成所述屏蔽層246之後，通過溶液浸漬法或真空蒸鍍法將一放射性顆粒分散於所述屏蔽層246結構中，從而使所述屏蔽層246也具有一定的放射性。所述屏蔽層246中的放射性顆粒可以選自所述第一導電芯242中的放射性顆粒。本實施例，所述屏蔽層246不包含放射性顆粒。

所述外護套248設置在所述屏蔽層246的外表面。該外護套248用於保護所述導線24。所述外護套248為具有生物相容性的高分子材料，如聚氨酯(polyurethane)、高純矽橡膠等。在本實施例中，所述外護套248由聚氨酯構成。

所述固定裝置26為一與所述外護套248相連的一個翼狀結構。該固定裝置26設置於所述導線24靠近電極頭28的一端。該固定裝置26包括一固定環及複數個固定翼，其材料可為聚氨酯(polyurethane)或高純矽橡膠等具有生物相容性的高分子材料。所述固定環為一圓筒狀結構，所述固定翼為由該固定環的外表面向遠離固定環的中心軸方向延伸的棒狀結構，其軸向與固定環中心軸的夾角為30º至60º，且其延伸方向為背離固定裝置26所在的電極線20一端，從而形成倒鉤結構。所述固定裝置26植入人體後，可以實現所述電極頭28的固定，並防止該搏器電極線20從所述發病器官及組織內滑動、脫落。所述固定裝置26的結構不限於此，也可以為凸緣狀結構或螺旋狀結構，只要係所述電極線20植入人體後，實現所述電極頭28的固定並防止該搏器電極線20從所述發病器官及組織內滑動、脫落即可。

所述電極頭28設置於所述導線24遠離所述連接結構22的一端，並與所述導線24電連接。該電極頭28用於將所述脈衝器10產生的脈衝電流傳導到發病器官及組織，並起到刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。所述電極頭28的材料可以選自導電性良好的金屬材料或合金材料。本實施例中，所述電極頭28的材料為一鉑-銥合金。此外，在該電極頭28的表面還形成有一包覆層。該包覆層一般為一具有 生物相容性的多孔材料。該包覆層可以使所述電極頭28與生物器官的生物相容性增加並增加所述電極頭28與生物器官接觸的面積。該包覆層的材料可以為活性炭、碳纖維、奈米碳管、鉑-銥或鈦氮化合物等。本實施例中，該包覆層的材料為活性炭。

本發明實施例提供的起搏器100在使用時，可以將所述起搏器100中的電極線20植入心臟、血管等人體組織，並使所述電極線20中的電極頭28通過所述固定裝置26固定於發病器官及組織。此時，該脈衝器10可產生一脈衝電流，該脈衝電流通過所述連接結構22、第一導電芯242傳導到所述電極頭28，該電極頭28可以刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官及組織因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。此外，通過測量脈衝器殼體12和所述電極頭28之間的電位差，即可識別發病器官及組織內的情況，根據該情況和病人的狀況調整所述脈衝器10產生的脈衝電流的頻率以及強弱等參數來刺激發病器官及組織。

請參照圖9，本發明第二實施例提供一種起搏器200。所述起搏器200為一雙極型的起搏器。所述起搏器200包括：脈衝器30以及一電極線40。所述脈衝器30與所述電極線40電連接。所述脈衝器30用於產生一脈衝電流。該脈衝電流可以通過電極線40刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。

所述電極線40包括一連接結構42、一導線44、一環形電極46、一固定裝置26以及一電極頭28。

所述連接結構42包括一第一導電觸頭及一第二導電觸頭(圖未示)。該第一導電觸頭與所述脈衝器內的一控制電路形成電連接。 該第二導電觸頭與所述脈衝器內的一感測電路形成電連接。

請參照圖10，所述導線44包括一第一導電芯441、一第一絕緣層442、一屏蔽層443、一第二絕緣層444、一第二導電芯445以及一外護套446。

所述第一導電芯441與本發明第一實施例中的第一導電芯242的結構相同，為一含有放射性顆粒的奈米碳管線。該第一導電芯441的兩端分別與所述電極頭28及第一導電觸頭電連接，從而使所述電極頭28通過所述第一導電芯441及第一導電觸頭與所述脈衝器30中的控制電路電連接。

所述第一絕緣層442設置在所述第一導電芯441的外表面，從而使所述第一導電芯441與所述導線44中的其他元件相互絕緣，該第一絕緣層442的材料選自與本發明第一實施例中第一絕緣層244所選用的材料。

所述屏蔽層443設置在所述第一絕緣層442的外表面，用於屏蔽外部電磁干擾或外部訊號對第一導電芯441產生的干擾，從而使所述第一導電芯441可以正常傳導脈衝電流。本實施例中，該屏蔽層443為一奈米碳管拉膜。

所述第二絕緣層444設置在所述屏蔽層443的外表面，從而使所述屏蔽層443與所述導線44中的其他元件相互絕緣，該第二絕緣層444的材料選自與本發明第一實施例中第一絕緣層244所選用的材料。

所述第二導電芯445設置在所述第二絕緣層444的外表面。該第二導電芯445可以為一纏繞於所述第二絕緣層444外表面的一奈米碳 管線或金屬導線，也可以為一平行於所述第一導電芯441的一奈米碳管線或金屬導線。可以理解，該奈米碳管線也可以為一含有放射性顆粒的奈米碳管線。本實施例，所述第二導電芯445為一不含有放射性顆粒的扭轉的奈米碳管線，所述不含有放射性顆粒的扭轉的奈米碳管線緊密纏繞於所述第二絕緣層444的外表面，從而使所述導線44具有更好的機械性能。此外，當所述第一導電芯441不含有放射性顆粒時，也可以在所述第二導電芯445設置一放射性顆粒。

該第二導電芯445的兩端分別與所述環形電極46及第二導電觸頭電連接，從而使所述環形電極46通過所述第二導電芯445及第二導電觸頭與所述脈衝器30中的感測電路電連接。

所述外護套446設置於所述第二導電芯445的外表面，用於使所述第二導電芯445與外界相互絕緣。

所述環形電極46設置於所述電極線40靠近所述電極頭28的一端，該環形電極46為一導電的線圈，與所述第二導電芯445電連接。該環形電極46通過所述第二導電芯445及第二導電觸頭與所述感測電路電連接。該環形電極46的材料可選自本發明第一實施例中的電極頭28的材料。本實施例中，所述環形電極46的材料也為一鉑-銥合金。

所述固定裝置26與本發明第一實施例中的固定裝置26相同。

本發明實施例提供的起搏器200在使用時，可以將所述起搏器200中的電極線40植入心臟、血管等人體組織，並使所述電極線40中的電極頭28通過所述固定裝置26固定於發病器官及組織。此時， 該環形電極46可感測發病器官及組織所產生的一電訊號，該電訊號通過所述第二導電芯445及第二導電觸頭傳輸到所述脈衝器30中的感測電路；該感測電路根據該電訊號的頻率和大小，控制所述控制電路產生一脈衝電流；該脈衝電流通過所述第一導電觸頭、第一導電芯441傳導到所述電極頭28，該電極頭28可以刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官及組織因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。此外，所述屏蔽層443設置於所述第一導電芯441及第二導電芯445之間，故，該屏蔽層443還可以屏蔽所述第一導電芯441和所述第二導電芯445之間的干擾。

可以理解，所述第二導電芯445也可以設置在所述第一絕緣層442的外表面，而第二絕緣層444設置在所述第二導電芯445的外表面，所述屏蔽層443設置在所述第二絕緣層444的外表面，而所述外護套446設置於所述屏蔽層443的外表面。此時，該屏蔽層443可以用於屏蔽外部干擾對第一導電芯441及第二導電芯445的影響。

本發明提供的起搏器電極線及含有所述電極線的起搏器具有以下優點：首先，通過將一放射性顆粒設置於所述導電芯中，可以避免電極線在植入心臟、血管等人體組織一段時間以後，心臟、血管等人體組織會在該植入電極線的電極頭、固定端以及導線周圍產生額外的纖維化組織增生，從而使該植入電極線在治療結束後可以很容易地從心臟、血管等人體組織中移除。其次，由於所述放射性顆粒主要填充於奈米碳管線中的間隙或奈米碳管的空心結構中，故，不會顯著增加起搏器電極線的直徑。再次，由於所述導電芯及屏蔽層均主要由奈米碳管組成，故，使該電極線在較小的直徑下，也還可以具有較高的韌性及機械強度，有利於提高電 極線的使用壽命。最後，由於所述導電芯主要由奈米碳管組成，故，該導電芯具有良好的導電性能，從而可以提高所述起搏器的效率。此外，該由於所述導電芯主要由奈米碳管組成，故，該導電芯具有無毒性以及良好的穩定性。

綜上所述，本發明確已符合發明專利之要件，遂依法提出專利申請。惟，以上所述者僅為本發明之較佳實施例，自不能以此限制本案之申請專利範圍。舉凡習知本案技藝之人士援依本發明之精神所作之等效修飾或變化，皆應涵蓋於以下申請專利範圍內。

24‧‧‧導線

242‧‧‧第一導電芯

244‧‧‧第一絕緣層

246‧‧‧屏蔽層

248‧‧‧外護套

Claims (14)

1. 一種起搏器電極線，包括一導線，該導線包括至少一導電芯，其改良在於，所述導電芯為一含有放射性顆粒的奈米碳管線，所述奈米碳管線包括複數奈米碳管，所述放射性顆粒填充於奈米碳管的空心結構。
2. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述放射性顆粒均勻分佈於或分區段間隔設置於所述奈米碳管線中。
3. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述放射性顆粒的半衰期為小於100天。
4. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述放射性顆粒的半衰期為小於10天。
5. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述放射性顆粒的衰變類型為β^-衰變。
6. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述放射性顆粒選自³²P、³⁵S、₄₇Ca、⁸⁹Sr、¹¹¹Ag、¹¹⁵Cd、¹⁸⁵W、¹⁹⁸Au以及¹⁹⁹Au。
7. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管線包括複數個奈米碳管，所述複數個奈米碳管中的大多數奈米碳管基本沿該奈米碳管線的軸向螺旋狀延伸，且該大多數奈米碳管中每一奈米碳管與在延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。
8. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管線包括複數個奈米碳管，所述複數個奈米碳管中的大多數奈米碳管基本沿該奈米碳管線的軸向延伸，且該大多數奈米碳管中每一奈米碳管與在延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。
9. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述導電芯為一第一導電芯，所 述導線進一步包括一第一絕緣層、一屏蔽層、一第二絕緣層、一第二導電芯，所述第一絕緣層設置在所述第一導電芯的外表面，所述屏蔽層設置在所述第一絕緣層的外表面，所述第二絕緣層設置在所述屏蔽層的外表面，所述第二導電芯設置在所述第二絕緣層的外表面。
10. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述導電芯為一第一導電芯，所述導線進一步包括一第一絕緣層、一屏蔽層、一第二絕緣層、一第二導電芯，所述第一絕緣層設置在所述第一導電芯的外表面，所述第二導電芯設置在所述第一絕緣層的外表面，所述第二絕緣層設置在所述第二導電芯的外表面，所述屏蔽層設置在所述第二絕緣層的外表面。
11. 如請求項9或10所述的起搏器電極線，其中，所述第二導電芯為一含有放射性顆粒的奈米碳管線。
12. 如請求項9或10所述的起搏器電極線，其中，所述屏蔽層為一含有放射性顆粒的奈米碳管結構。
13. 一種起搏器電極線，包括一導線，該導線包括至少一導電芯，其改良在於，所述導電芯為一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由奈米碳管與放射性顆粒複合而成，所述放射性顆粒填充於奈米碳管的空心結構。
14. 一種起搏器，包括一脈衝器以及一如請求項1至10、13中任意一項所述的起搏器電極線。