TWI598125B - 起搏器電極線的製備方法 - Google Patents

Description

起搏器電極線的製備方法

本發明涉及一種起搏器電極線的製備方法。

起搏器是指一種可植入人體內的電子治療儀器。起搏器能夠發出脈衝電流刺激發病器官，治療發病器官因電信號失常而引起的某些功能障礙。

先前的起搏器通常包括一脈衝發生器及一電極線。所述脈衝發生器與所述電極線電連接。該電極線通常包括一導線和一電極頭，所述導線包括複數條金屬線，所述電極頭設置於所述導線遠離所述脈衝發生器的一末端並與所述金屬線電連接。然，上述僅由金屬線構成的導線的強度和韌性較差，致使該導線容易因反復形變而斷裂，從而降低了該起搏器的使用壽命。

有鑒於此，提供一種具有較高強度和韌性的電極線的製備方法實為必要。

一種起搏器電極線的製備方法，其包括以下步驟：提供一導電線狀結構；提供一奈米碳管結構以及導電材料，將該導電材料附著於所述奈米碳管結構上，從而形成一奈米碳管複合結構；以及將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述導電線狀結構的表面，從而形成一導電線狀複合結構。

一種起搏器電極線的製備方法，其包括以下步驟：提供一導電線狀結構；形成一第二絕緣層包覆於所述導電線狀結構的表面；提供一奈米碳管結構以及導電材料，將該導電材料附著於所述奈米碳管結構上，從而形成一奈米碳 管複合結構；將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述第二絕緣層的表面，從而形成一導電線狀複合結構；通過一揮發性有機溶劑處理該導電線狀複合結構；以及形成一第一絕緣層包覆於所述導電線狀複合結構的表面。

相較於先前技術，通過本方法製備的電極線中，由於所述奈米碳管線狀複合結構中的奈米碳管線本身具有很好的強度和韌性，從而可提高整個電極線的強度和韌性，並進一步延長了所述起搏器的使用壽命。

100‧‧‧起搏器電極線

10‧‧‧導電線狀結構

12‧‧‧奈米碳管結構

14‧‧‧奈米碳管複合結構

142‧‧‧潤濕層

144‧‧‧過渡層

146‧‧‧導電層

148‧‧‧奈米碳管

15‧‧‧第二絕緣層

16，26‧‧‧導電線狀複合結構

17‧‧‧暴露部

18‧‧‧第一絕緣層

20‧‧‧真空容器

22‧‧‧蒸發源

24‧‧‧奈米碳管陣列

圖1為本發明第一實施例提供的起搏器電極線製備方法流程圖。

圖2為採用本發明第一實施例提供的起搏器電極線製備方法所製備的起搏器電極線的階梯剖面示意圖。

圖3為本發明第一實施例採用的奈米碳管拉膜的掃描電鏡照片。

圖4為本發明第一實施例採用的非扭轉的奈米碳管線的掃描電鏡照片。

圖5為本發明第一實施例採用的扭轉的奈米碳管線的掃描電鏡照片。

圖6為本發明第一實施例提供的起搏器電極線製備方法過程示意圖。

圖7為本發明第一實施例提供的奈米碳管複合結構中與導電材料複合的奈米碳管的透射電鏡照片。

圖8為本發明第一實施例提供的奈米碳管複合結構中與導電材料複合的奈米碳管的結構示意圖。

圖9為本發明第二實施例提供的起搏器電極線製備方法所製備的起搏器電極線的結構示意圖。

以下將結合圖示詳細說明本發明提供的起搏器電極線的製備方法。

請參照圖1至圖6，本發明第一實施例提供一種起搏器電極線100的製備方法，其包括以下步驟： 步驟一，提供一導電線狀結構10；步驟二，提供一奈米碳管結構12以及導電材料，將該導電材料附著於所述奈米碳管結構12上，從而形成一奈米碳管複合結構14；步驟三，將所述奈米碳管複合結構14覆蓋於所述導電線狀結構10的表面，從而形成一導電線狀複合結構16；步驟四，通過一揮發性有機溶劑處理該導電線狀複合結構16；以及步驟五，將一第一絕緣層18包覆於所述通過揮發性有機溶劑處理後的導電線狀複合結構16的外表面。

其中，上述步驟四是可選步驟。

以下將對上述每一步驟進行詳細說明。

在步驟一中，所述導電線狀結構10同時起導電和支撐作用，可支撐所述奈米碳管複合結構14，該導電線狀結構10由具有較高導電性、較高強度和韌性的材料組成。該導電線狀結構10可為一圓筒狀的中空結構或柱狀實心結構。所述圓筒狀的中空結構可通過將直線狀的導電線狀結構10緊密螺旋纏繞於一支撐體後，將支撐體去掉後形成。該導電線狀結構10的材料為導電材料，例如，不銹鋼、碳纖維、鉭、鈦、鋯、鈮、鈦基合金、銅、銀、鉑、鉑-釔合金或鉑-鈀合金等。該導電線狀結構10的材料還可為金屬與其他導電材料形成的複合材料。該導電線狀結構10的直徑可為1毫米至5毫米，優選為2毫米至3毫米。

在步驟二中，請參閱圖3、圖4及圖5，所述奈米碳管結構12可為至少一奈米碳管膜、至少一奈米碳管線或其組合。所述奈米碳管膜可以為奈米碳管拉膜。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。所述奈米碳管拉膜或非扭轉的奈米碳管線可以從一奈米碳管陣列中直接拉取獲得。

具體地，從奈米碳管陣列中拉取獲得所述奈米碳管拉膜的具體方法包括：(a)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；(b)通過移動該拉伸工具，以一定速度拉取該選定的奈米碳管片段，從而首尾相連的拉出若干奈米碳管片段，進而形成一連續的奈米碳管拉膜。該若干奈米碳管相互並排使該奈米碳管片段具有一定寬度。當該被選定的奈米碳管片段在拉力作用下沿拉取方向逐漸脫離奈米碳管陣列的生長基底的同時，由於凡得瓦力作用，與該選定的奈米碳管片段相鄰的其他奈米碳管片段首尾相連地相繼地被拉出，從而形成一連續、均勻且具有一定寬度和擇優取向的奈米碳管拉膜。

所述奈米碳管拉膜為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，所述擇優取向排列是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是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膜中大多數奈米碳管的整體取向排列構成明顯影響。具體地，所述奈米碳管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。故，不能排除奈米碳管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。

可以理解，通過將若干奈米碳管拉膜平行且無間隙共面鋪設或/和層疊鋪設，可以製備不同面積與厚度的奈米碳管結構12。每個奈米碳管拉膜的厚度可為0.5奈米~100微米。當奈米碳管膜包括複數層疊設置的奈米碳管拉膜時，相鄰的奈米碳管拉膜中的奈米碳管的排列方向形成一夾角α，0°≦α≦90°。所述 奈米碳管拉膜的結構及其製備方法請參見2010年5月26日公開的，公開號為CN101239712B的中國發明專利說明書。

所述奈米碳管線可為一非扭轉的奈米碳管線或扭轉的奈米碳管線。

該非扭轉的奈米碳管線可通過採用一拉伸工具從一奈米碳管陣列中選取一定寬度的由奈米碳管組成的片段並拉取該片段獲得，即，該非扭轉的奈米碳管線可通拉取寬度較窄的奈米碳管拉膜得到，或者採用鐳射將寬度較寬的奈米碳管拉膜沿奈米碳管排列方向切割得到。

所述非扭轉的奈米碳管線是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，所述擇優取向排列是指在該非扭轉的奈米碳管線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該非扭轉的奈米碳管線的延伸方向。進一步地，所述非扭轉的奈米碳管線中大多數奈米碳管是通過凡得瓦力首尾相連。具體地，所述非扭轉的奈米碳管線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，所述非扭轉的奈米碳管線中存在少數隨機排列的奈米碳管，這些奈米碳管不會對所述非扭轉的奈米碳管線中大多數奈米碳管的整體取向排列構成明顯影響。所述非扭轉的的奈米碳管線的直徑為0.5奈米~100微米。

具體地，所述非扭轉的奈米碳管線包括複數連續且定向排列的奈米碳管片段。該複數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相互平行的奈米碳管，該複數相互平行的奈米碳管通過凡得瓦力緊密結合。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中的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。所述非扭轉的奈米碳管線及其製備方法請參見范守善等人於2005年12月16日申請的，於2009年7月21日公告的第TWI312337號台灣公告專利。

所述扭轉的奈米碳管線包括複數繞該扭轉的奈米碳管線軸向螺旋排列的奈米碳管。該奈米碳管線可採用一機械力將所述非扭轉的奈米碳管線兩端沿相反方向扭轉獲得。該扭轉的奈米碳管線長度不限，直徑為0.5奈米-100微米。

所述扭轉的奈米碳管線及其製備方法請參見范守善等人於2002年11月5日申請的，於2008年11月21日公告的第TWI303239號台灣公告專利說明書；以及於2005年12月16日申請的，於2009年7月21日公告的第TWI312337號台灣公告專利說明書。

上述奈米碳管膜和奈米碳管線均具有自支撐結構，所述自支撐為奈米碳管膜或奈米碳管線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或線狀狀態，即將該奈米碳管膜或奈米碳管線置於(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膜或奈米碳管線能夠懸空保持自身膜狀或線狀狀態。所述自支撐主要通過奈米碳管膜或奈米碳管線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。

所述形成導電材料附著於所述奈米碳管結構12表面的方法可採用物理方法，如物理氣相沈積法(PVD)包括真空蒸鍍或離子濺射等，也可採用化學方法，如電鍍或化學鍍等。本實施例通過採用物理方法中的真空蒸鍍法形成所述導電材料附著於所述奈米碳管膜的表面。

請參閱圖6，所述採用真空蒸鍍法形成導電材料附著於所述奈米碳管膜表面的方法包括以下步驟：首先，提供一真空容器20，該真空容器20具有一沈積區間，該沈積區間底部和頂部分別放置至少一個蒸發源22，該至少一個蒸發源22按形成導電材料的先後順序依次沿奈米碳管膜的拉伸方向設置，且每個蒸發源22均可通過一個加熱裝置(圖未示)加熱。上述奈米碳管膜懸空設置於上下蒸發源22中間並間隔一定距離，其中奈米碳管膜正對上下蒸發源22設置。該 真空容器20可通過外接一真空泵(圖未示)抽氣達到預定的真空度。所述蒸發源材料為待沈積的導電材料。其次，通過加熱所述蒸發源22，使其熔融後蒸發或昇華形成導電材料蒸汽，該導電材料蒸汽遇到冷的奈米碳管膜後，在奈米碳管膜上下表面凝聚，形成導電材料附著於所述奈米碳管膜的上下表面。所述奈米碳管的上下表面是指垂直於該奈米碳管膜厚度方向的兩個相對的表面。由於奈米碳管膜中的奈米碳管之間存在間隙，並且奈米碳管膜厚度較薄，導電材料可以滲透進入所述奈米碳管膜之中，從而沈積在每根奈米碳管的整個圓周表面。沈積導電材料後的奈米碳管複合膜中的被複合的奈米碳管微觀結構照片請參閱圖7。

可以理解，通過調節奈米碳管膜和每個蒸發源22的距離以及蒸發源22之間的距離，可使每個蒸發源22具有一個沈積區。當需要沈積多層導電材料時，可將複數蒸發源22同時加熱，使所述奈米碳管膜連續通過複數蒸發源22的沈積區，進而形成所述導電材料附著於所述奈米碳管膜表面。故，該真空容器可實現奈米碳管的整個圓周表面具有至少一層導電材料的奈米碳管膜的連續生產。

為提高導電材料蒸汽密度並且防止導電材料被氧化，真空容器20內真空度應達到1帕(Pa)以下。本發明實施例中，所述真空容器20中的真空度為4×10^-4Pa。

可以理解，也可將步驟一中的奈米碳管陣列24直接放入上述真空容器20中。首先，在真空容器20中採用一拉伸工具從所述奈米碳管陣列24中拉取獲得一奈米碳管結構12，即具有一定寬度的奈米碳管膜。然後，加熱上述至少一個蒸發源22，沈積至少一層導電材料於所述奈米碳管膜表面。以一定速度不斷地從所述奈米碳管陣列中拉取奈米碳管膜，且使所述奈米碳管膜連續地通過上述蒸發源22的沈積區，進而實現奈米碳管複合膜的連續生產。

所述採用真空蒸鍍法形成導電材料的步驟可具體包括以下步驟：形成一層潤濕層於所述奈米碳管膜的上下表面；形成一層過渡層於所述潤濕層的表面；形成一層導電層於所述過渡層的表面。其中，上述形成潤濕層及過渡層的步驟均為可選擇的步驟。具體地，可將上述奈米碳管膜連續地通過上述各層材料所形成的蒸發源的沈積區。本實施例中，在所述奈米碳管膜的上下表面分別依次形成潤濕層、過渡層及導電層，且在形成的奈米碳管複合結構中，所述潤濕層、過渡層及導電層依次包覆於所述奈米碳管的表面。

請參閱圖8，所述潤濕層142、過渡層144及導電層146可依次包覆單根奈米碳管148的表面。該導電層146可使所述奈米碳管結構12具有更好的導電性，其可由具有較好導電性的銅、銀或金構成。該導電層146的厚度可為1~20奈米。本實施例中，該導電層146的材料為金，其厚度為2奈米。由於奈米碳管148與大多數金屬之間的潤濕性不好，故，所述潤濕層142可首先包覆在所述奈米碳管148上，以使得所述導電層146與所述奈米碳管148能更好的結合。該潤濕層142的材料可為鐵、鈷、鎳、鈀或鈦等與奈米碳管148潤濕性好的金屬或它們的合金，該潤濕層142的厚度為1~10奈米。本實施例中，該潤濕層142的材料為鎳，厚度約為2奈米。所述過渡層144設置在上述潤濕層142和所述導電層146之間，該過渡層144可使潤濕層142與導電層146更好的結合，該過渡層144的材料可以為與潤濕層142材料及導電層146材料均能較好結合的材料，該過渡層144的厚度為1~10奈米。本實施例中，該過渡層144的材料為銅，厚度為2奈米。另外，上述結構中可沒有上述潤濕層142及過渡層144，而僅存在導電層146，此時，該導電層146可直接包覆於所述奈米碳管148的表面。

另外，上述採用離子濺射方法形成導電材料於所述奈米碳管膜的表面具體可為：在真空高壓的條件下，將所述奈米碳管膜懸空設置於上下兩個導電 金屬靶材之間並間隔一定距離，之後採用電離出的陽離子在電場的作用下加速轟擊所述導電金屬靶材，導電金屬原子便可濺射到奈米碳管膜的上下表面。

此外，形成導電材料於所述奈米碳管線表面的方法相同於上述形成導電材料於所述奈米碳管膜表面的方法，即通過上述方法直接將導電材料沈積於所述奈米碳管線的表面；或者也可沿垂直於奈米碳管膜中的奈米碳管的延伸方向捲曲所述已經形成有導電材料的奈米碳管膜，以形成一由複數相互平行的且被導電材料包覆的奈米碳管組成的非扭轉的奈米碳管複合線狀結構；或者可進一步採用一機械力將所述非扭轉的奈米碳管複合線狀結構的兩端沿相反方向扭轉，以形成一扭轉的奈米碳管複合線狀結構。

上述方法所形成的奈米碳管複合結構14中，導電材料是單獨地包覆在奈米碳管結構12中的單根奈米碳管148表面。由於從奈米碳管陣列24中拉取獲得的奈米碳管結構12中奈米碳管間存在間隙，使奈米碳管結構12本身具有極大的比表面積，當將導電材料以包覆層的形式單獨的包覆奈米碳管結構12中的單根奈米碳管148後，相鄰的具有包覆層的奈米碳管148之間仍然存在間隙，故，該奈米碳管複合結構14仍然具有較大的比表面積。

在所述步驟三中，於所述導電線狀結構10表面包覆所述奈米碳管複合結構14的步驟可通過下述方法實現：

第一種方法，將所述奈米碳管複合結構14螺旋的纏繞於所述導電線狀結構10外表面，所述奈米碳管複合結構14中的奈米碳管首尾相連地繞所述導電線狀結構10的軸線延伸。所述螺旋纏繞後的奈米碳管複合結構14的螺距可為0毫米至5毫米。本實施例中，該螺距為3毫米。

具體地，可以將所述奈米碳管複合結構14的一端固定於所述導電線狀結構10，旋轉所述導電線狀結構10使所述導電線狀結構10發生自轉，同時控制該導電線狀結構10做直線運動或控制所述奈米碳管複合結構14做直線運動， 使得所述奈米碳管複合結構14螺旋纏繞於該導電線狀結構10，進而實現連續製備電極線。其中，所述奈米碳管複合結構14可以不旋轉，也可以與該導電線狀結構10反向旋轉。

在另一種實施例中，可以將所述奈米碳管複合結構14固定於所述導電線狀結構10，圍繞該導電線狀結構10旋轉所述奈米碳管結構12，同時控制該導電線狀結構10沿其軸向做直線運動或控制所述奈米碳管結構12沿所述導電線狀結構10的軸向做直線運動，從而使得該奈米碳管複合結構14連續不斷地螺旋纏繞於該導電線狀結構10的表面，進而實現連續製備所述導電線狀複合結構16。

第二種方法，將所述奈米碳管複合結構14捲繞於所述導電線狀結構10的外表面，所述奈米碳管複合結構14中的奈米碳管的排列方向與所述導電線狀結構10的軸線平行。

具體地，可以將所述奈米碳管複合結構14固定於所述導電線狀結構10，固定所述導電線狀結構10，使所述奈米碳管複合結構14沿垂直於導電線狀結構10的軸線方向包覆所述導電線狀結構10。

上述通過第二種方法形成的導電線狀複合結構16中的奈米碳管複合結構14可為一膜狀結構，該膜狀結構沿奈米碳管排列方向具有與該導電線狀複合結構16具有相等的長度，從而可完全包覆所述導電線狀複合結構16的外表面。

在所述步驟四中，可將有機溶劑浸潤所述導電線狀複合結構16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，所述導電線狀複合結構16中的奈米碳管複合結構14收縮，使得該奈米碳管複合結構14中的包覆有導電材料的奈米碳管之間的間隙縮小，且使得所述奈米碳管複合結構14與所述導電線狀結構10更好地貼合，從而進一步增加了所述奈米碳管複合結構14與所述導電線狀結構10之間的接觸面積，提高所述奈米碳管複合結構14與所述 導電線狀結構10之間的摩擦力。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，本實施例中採用乙醇。

在所述步驟五中，所述第一絕緣層18可使所述奈米碳管複合結構14和所述導電線狀結構10不直接接觸於人體。該第一絕緣層18由生物相容性的高分子材料組成，如矽膠，聚亞胺酯，聚四氟乙烯或矽橡膠-聚亞胺酯共聚物等。本發明第一實施例中所述第一絕緣層18的材料為矽膠。

進一步地，在該步驟五中，可使所述導電線狀複合結構16的一末端從所述第一絕緣層18暴露出，以形成一裸露部。該裸露部可直接作為一電極頭以刺激人體組織器官。具體地，該導電線狀複合結構16可用於傳輸一脈衝信號，並將該脈衝信號傳輸至所述裸露部，該裸露部將該脈衝信號作用於其直接接觸的心臟，從而達到刺激心臟的目的。

可以理解，該導電線狀複合結構16也可不從所述第一絕緣層18暴露出。此時，可額外設置一與所述導電線狀複合結構16電連接的電極頭，該電極頭可與所述導電線狀複合結構16的末端焊接成一體。該電極頭可為圓錐狀、圓柱狀，螺旋狀或環狀。該電極頭的材料可與所述導電線狀複合結構16的材料相同，或該電極頭的材料也可選自導電性良好的金屬材料或合金材料，如鉑-銥合金含奈米碳管的材料。該電極頭與心臟接觸的表面可塗覆一具生物相容性的多孔材料。該多孔材料可增加所述電極頭的感測面積，以提高所述電極線的感測靈敏度以及感測效率。

上述製備方法可使所述奈米碳管結構12與導電材料複合的步驟，以及所述碳奈米複合結構包覆所述導電線狀結構10的步驟同時進行，從而容易實現電極線的大規模連續生產。

此外，通過上述方法製備的電極線中，所述包覆於該導電線狀結構10表面的奈米碳管複合結構14可提高整個電極線的機械性能和韌性，具體地，當 所述電極線受到一定的拉力時，該導電線狀結構10在拉力的方向被拉伸，由於所述奈米碳管複合結構14具有極大的比表面積，故，與所述導電線狀結構10之間存在較大摩擦力，該摩擦力有阻止該導電線狀結構10被拉斷的作用。此外，所述奈米碳管複合結構14中的奈米碳管結構12本身具有很好的機械性能、韌性和導電性，所述與其中的奈米碳管結構12複合的導電材料可進一步提高所述奈米碳管的導電性，且當所述導電線狀結構10發生斷裂時，由於所述奈米碳管複合結構14也具有導電性，從而也可起到傳輸脈衝信號並刺激所述人體器官和感測所述人體器官的生理信號的作用。故，通過該方法製備的電極線可提高整個起搏器的使用壽命。

請參閱圖9，本發明第二實施例提供一種起搏器電極線的製備方法，其包括以下步驟：步驟一，提供一導電線狀結構10及一奈米碳管結構12；步驟二，形成導電材料附著於所述奈米碳管結構12的表面，從而形成一奈米碳管複合結構14；步驟三，將一第二絕緣層15包覆於所述導電線狀結構10的表面；步驟四，將所述奈米碳管複合結構14覆蓋於所述第二絕緣層15的表面，從而形成一導電線狀複合結構26；步驟五，通過一揮發性有機溶劑處理該導電線狀複合結構26；以及步驟六，將一第一絕緣層18包覆於所述導電線狀複合結構26的外表面。

本實施例與上述第一實施例基本相同，其區別在於，本實施例進一步包括在所述導電線狀結構10與所述奈米碳管複合結構14的表面之間形成一第二絕緣層15的步驟，該第二絕緣層15可使所述導電線狀結構10和所述奈米碳管複合結構14之間相互絕緣，從而可使所述導電線狀結構10和所述奈米碳管複合結構14分別傳輸不同的信號。具體地，所述導電線狀結構10可傳輸用於刺激 人體器官的脈衝信號，而所述奈米碳管複合結構14可用於感測人體的生理信號。可見，本實施例的導電線狀複合結構26與上述第一實施例的導電線狀複合結構16也不相同，本實施例的導電線狀複合結構26進一步包括一第二絕緣層15。

所述第二絕緣層15的材料可與上述第一絕緣層18的材料相同或不同，具體為，該第二絕緣層15由生物相容性的高分子材料組成，如矽膠，聚亞胺酯，聚四氟乙烯或矽橡膠-聚亞胺酯共聚物等。本實施例中，所述第二絕緣層18的材料為矽膠。

此外，在步驟三中，可進一步使所述導電線狀結構10的一末端從所述第二絕緣層15暴露出，以形成一裸露部。該裸露部可直接作為一電極頭以刺激人體組織器官。具體地，該導電線狀結構10可用於傳輸一脈衝信號，並將該脈衝信號傳輸至所述裸露部，該裸露部將該脈衝信號作用於其直接接觸的心臟，從而達到刺激心臟的目的。可見，本實施例的裸露部僅由所述導電線狀結構10的一端部構成，而上述第一實施例的裸露部則由所述導電線狀複合結構16的一端部構成。

在所述步驟六中，可進一步在所述導電線狀結構10的延伸方向上使部分所述奈米碳管複合結構14從所述第一絕緣層18暴露出以形成一暴露部17。該被暴露的部分奈米碳管複合結構14直接與人體內組織接觸，並可感測人體的生理信號。所述暴露部17與所述裸露部之間間隔設置。所述暴露部17可設置於靠近所述裸露部的位置。所述間隔的距離可選為2釐米至10釐米。另外，可在所述導電線狀結構10的延伸方向上形成複數暴露部17，每個暴露部17之間間隔一定的距離。該暴露部17可通過去除部分第一絕緣層18形成。

通過上述方法製備的電極線中，所述包覆於該第二絕緣層15表面的奈米碳管複合結構14可提高整個電極線的機械性能和韌性，具體地，當所述電極線受到一定的拉力時，該導電線狀結構10在拉力的方向被拉伸，由於所述奈米 碳管複合結構14具有極大的比表面積，故，與所述第二絕緣層15之間存在較大摩擦力，該摩擦力有阻止該導電線狀結構10被拉斷的作用。

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。

Claims (18)

1. 一種起搏器電極線的製備方法，其包括以下步驟：提供一導電線狀結構；提供一奈米碳管結構以及導電材料，將該導電材料附著於所述奈米碳管結構上，從而形成一奈米碳管複合結構；將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述導電線狀結構的表面，從而形成一導電線狀複合結構；形成一第一絕緣層包覆於所述導電線狀複合結構的表面；以及使所述導電線狀複合結構的一末端從所述第一絕緣層暴露出，以形成一裸露部。
2. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述導電線狀結構為圓筒狀的中空結構或柱狀實心結構。
3. 如請求項2所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述導電線狀結構的材料為不銹鋼、碳纖維、鉭、鈦、鋯、鈮、鈦基合金、銅、銀、鉑、鉑-釔合金或鉑-鈀合金。
4. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述奈米碳管結構為從一奈米碳管陣列中拉取獲得，該奈米碳管結構包括複數沿同一方向延伸且通過凡得瓦力首尾相連的奈米碳管。
5. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述導電線狀結構的表面的方法為：將所述奈米碳管複合結構螺旋纏繞於所述導電線狀結構外表面，使所述奈米碳管複合結構中的奈米碳管首尾相連地沿所述導電線狀結構的軸線延伸。
6. 如請求項5所述的起搏器電極線的製備方法，其中，將所述奈米碳管複合結構螺旋纏繞於所述導電線狀結構外表面的方法為：將所述奈米碳管複合結構的一端固定於所述導電線狀結構，旋轉所述導電線狀結構，同時控制該導電線狀結構沿該導電線狀結構的軸向直線運動或控制所述奈米碳管複合結 構沿所述導電線狀結構的軸線做直線運動，使所述奈米碳管複合結構纏繞於所述導電線狀結構的表面。
7. 如請求項5所述的起搏器電極線的製備方法，其中，將所述奈米碳管複合結構螺旋纏繞於所述導電線狀結構外表面的方法為：將所述奈米碳管複合結構固定於所述導電線狀結構，圍繞該導電線狀結構旋轉所述奈米碳管複合結構，同時控制該導電線狀結構沿該導電線狀結構的軸向做直線運動或控制所述奈米碳管複合結構沿所述導電線狀結構的軸向做直線運動，使所述奈米碳管複合結構纏繞於所述導電線狀結構的表面。
8. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述導電線狀結構的表面的步驟為：將所述奈米碳管複合結構捲繞於所述導電線狀結構的外表面，使所述奈米碳管複合結構中的奈米碳管的排列方向與所述導電線狀結構的軸線平行。
9. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述導電材料形成於所述奈米碳管結構中單根奈米碳管的表面。
10. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述形成導電材料的方法為真空蒸鍍法、濺渡法、化學鍍法或電鍍法。
11. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述形成導電材料的過程包括形成一層導電層於所述奈米碳管結構的表面。
12. 如請求項11所述的起搏器電極線的製備方法，其中，所述導電層的材料為金、銀、銅或其合金。
13. 如請求項11所述的起搏器電極線的製備方法，其中，在所述形成導電層的步驟之前進一步包括形成一層潤濕層於所述奈米碳管結構的表面的步驟，上述導電層形成在所述潤濕層的外表面。
14. 如請求項13所述的起搏器電極線的製備方法，其中，在所述形成導電層的步驟之前，形成潤濕層的步驟之後進一步包括形成一層過渡層於所述潤濕層的外表面，上述導電層形成在所述過渡層的外表面。
15. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，在將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述導電線狀結構的表面之前，進一步包括形成一第二絕緣層包覆於所述導電線狀結構的表面的步驟。
16. 如請求項15所述的起搏器電極線的製備方法，其中，進一步包括將所述導電線狀結構的一端從所述奈米碳管複合結構、所述第一絕緣層和第二絕緣層裸露出的步驟。
17. 如請求項1所述的起搏器電極線的製備方法，其中，進一步包括通過一揮發性有機溶劑處理該導電線狀複合結構的步驟。
18. 一種起搏器電極線的製備方法，其包括以下步驟：提供一導電線狀結構；形成一第二絕緣層包覆於所述導電線狀結構的表面；提供一奈米碳管結構以及導電材料，將該導電材料附著於所述奈米碳管結構上，從而形成一奈米碳管複合結構；將所述奈米碳管複合結構覆蓋於所述第二絕緣層的表面，從而形成一導電線狀複合結構；通過一揮發性有機溶劑處理該導電線狀複合結構；形成一第一絕緣層包覆於所述導電線狀複合結構的表面；以及使所述導電線狀結構的一末端從所述第二絕緣層暴露出，以形成一裸露部。