(57)【要約】【課題】電気的に活性であり、生体適合性を有しインプラント可能な医療デバイスのための電極を作製する方法を提供する。【解決手段】本発明に係るインプラント可能な医療用の電極は、従来技術の多孔質表面にあった望ましくない作用を減したものであり、好適な表面幾何形状を有し、電気性能が最適化されている。この電極は、改善された電気性能のために最適化された表面形状を有する。この電極は、中実のモノリシック基板を、２００ｎｍ〜１６００ｎｍの波長を有する１０〜５００パルスのレーザ照射に、１フェムト秒〜５ピコ秒のパルス幅及び２００ワット／ｃｍ２〜５０００ワット／ｃｍ２の放射照度で曝露するステップを含む方法によって作製される。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
外周表面を有し、中実のモノリシック基板を備える電極を作製する方法であって、
前記外周表面は、外周表面上に分散され前記基板内に深さを有する複数の空隙によって画定された形状を有し、
前記空隙は、前記基板内に５０ｎｍ〜５００ｎｍの深さを有し、５０ｎｍ〜５００ｎｍの幅を有し、
各空隙が隣接する空隙から５０ｎｍ〜２５０ｎｍの距離をあけて隔置され、
前記方法は、中実のモノリシック基板を、２００ｎｍ〜１６００ｎｍの波長を有する１０〜５００パルスのレーザ照射に、１フェムト秒〜５ピコ秒のパルス幅及び２００ワット／ｃｍ２〜５０００ワット／ｃｍ２の放射照度で曝露するステップを含むものである、電極を作製する方法。
【請求項２】
外周表面に当たるレーザ照射が、１０μｍ〜１００００μｍのスポット直径を有する請求項１に記載の方法。
【請求項３】
空隙が、基板内に１００ｎｍ〜２５０ｎｍの深さを有し、１００ｎｍ〜２５０ｎｍの幅を有するものである請求項１又は請求項２に記載の方法。
【請求項４】
電極を哺乳動物の組織内にインプラントするのに適した構成を有するものとする請求項１〜請求項３のいずれかに記載の方法。
【請求項５】
基板が生体適合性の金属を含む請求項１〜請求項４のいずれかに記載の方法。
【請求項６】
基板が、白金、鋼、白金とイリジウムの合金、ニッケルとコバルトの合金、又はこれらの組合せを含む請求項１〜請求項５のいずれかに記載の方法。
【請求項７】
電極が、１ｍｍ２〜２０ｍｍ２の外周表面積を有する請求項１〜請求項６のいずれかに記載の方法。
【請求項８】
少なくとも１つの電気コネクタを、１つの端部で基板に電気的に取り付けるステップを更に含む請求項１〜請求項７のいずれかに記載の方法。
【請求項９】
電気パルス生成器を電気コネクタの他の端部に電気的に取り付けるステップを更に含む請求項８に記載の方法。
【請求項１０】
電気測定デバイスを電気コネクタの他の端部に電気的に取り付けるステップを更に含む請求項８に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電気的に活性な医療デバイスに用いられ、生体適合性を有しインプラント可能な電極を作製する方法に関する。この電極は、電気性能の改善のために最適化された表面形状を有する。かかる電極は、ペースメーカ等の刺激電極として、又は、健康状態検知のためのセンサとして、人体内に恒久的にインプラントできるデバイスに適している。かかる電極は、超高速の高エネルギーパルスを中実のモノリシック電極材料の表面に印加することによって実現されるものであり、これは表面積の増大により後電位分極（ａｆｔｅｒ−ｐｏｔｅｎｔｉａｌ  ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）を低減させたことによるものである。
【背景技術】
【０００２】
組織への刺激付与又は電気的なバイオリズムの感知のために使用される電極であって、活性を有しつつインプラント可能なデバイスを作製することが、商業的に大きな関心を集めている。このインプラント可能な電極の電気性能は、体内組織と接触する外部表面積を増大させることで向上させることができる。インプラント可能な電極の表面積を増大させることで、電極の２重層キャパシタンスを増大させ、後電位分極を低減することができる。そして、これによりデバイスの電池寿命を増大させ、又は、捕獲閾値をより低くしてＲ波及びＰ波等の特定の電気信号の感知を改善することができることが知られている。
【０００３】
電極の表面積を増大させ、それにより後電位分極を低減させる方法としては、被覆を施すことが当該技術分野で知られている。後電位分極が低減する結果、より低い電圧で電荷転送を増大させることが可能となり、これにより電荷転送効率が増大する。これは、神経学的な刺激において特に重要である。
【０００４】
２重層キャパシタンスは通常、電気化学インピーダンス分光法を用いて測定される。この方法では、電極が電解槽内に浸漬され、小さい周期的な波が電極にかけられる。この電極／電解液システムの電流及び電圧応答を測定して、２重層キャパシタンスを判定する。キャパシタンスは、低周波数（１０Ｈｚ未満）のインピーダンスで最も重要な要因であり、したがってキャパシタンスは通常、０．００１Ｈｚ〜１Ｈｚの周波数で測定される。
【０００５】
現在、インプラント可能な電極の表面積を増大させる技術としては、電極基板の表面に適した被覆を施すことである。被覆に伴う主な問題としては、基板と被覆材料をつなぎ合わせて両者を付着させることに関するものである。
【０００６】
この点について、特許文献１（米国特許第５，５７１，１５８号）は、有効表面積が電極の幾何学的な基本形状によって画定される表面積より実質的に大きい、多孔質の表面被覆を有する刺激電極について示している。
【０００７】
特許文献２（米国特許第６，７９９，０７６号）は、基板の少なくとも一部分を覆う第１の層と、第１の層の少なくとも一部分を覆う第２の層とを含む基板を有する電極について開示している。第１の層は、チタン、バナジウム、ジルコニウム、ニオブ、モリブデン、ハフニウム、タンタル、又はタングステンの炭化物、窒化物、又は炭窒化物からなる。第２の層は、イリジウムを含む。
【０００８】
特許文献３（米国特許第５，３１８，５７２号）は、高効率で組織を刺激して信号を感知する電極について教示している。リードが白金イリジウムの多孔質の電極を有し、表面内に凹状の領域又は溝が形成される。これらの溝は、障害を形成して心内膜組織を捕獲する結果、迅速に電極を安定化することができる。ベース電極の表面上に、直径２０〜２００μｍの球形の粒子からなる少なくとも１つの多孔質の被覆層を堆積させると、長期的な組織内殖を促す多孔質の微細構造が得られる。微細構造の表面被覆を施し、電気化学分極を減らして電気キャパシタンスを増大させることによって、有効表面積を増大させ、電気効率を向上させる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】米国特許第５，５７１，１５８号
【特許文献２】米国特許第６，７９９，０７６号
【特許文献３】米国特許第５，３１８，５７２号
【特許文献４】米国特許出願公開第２０１１／０１６０８２１号
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
これらの先行技術に関して特に懸念される問題としては、被覆の一区域が使用中に剥離又は外れて刺激物になり得ることである。また、これらの先行技術のように基板に対して被覆することを前提とし、被覆の付着性を試験するこれまでの技法においては、高価な試験片の破壊を要し、試験方法及びサンプリングを確認するために統計学的な証拠を必要とする。
【００１１】
一方、被覆に対して代替可能な手段として、電極基板材料自体を変質させることが考えられる。この手段によれば、被覆の接合・付着が貧弱であることによる、被覆成分の使用中における剥離・外れの可能性という問題を解消することができるであろう。
【００１２】
しかしながら、被覆によらずに電極の改質表面を作製しようとするこれまでの試みは失敗してきた。例えば、特許文献４（米国特許出願公開第２０１１／０１６０８２１号）では、表面をレーザでエッチングし、２５０００ｎｍ〜２５００００ｎｍの隆起を作製する方法が開示されているが、このような電極表面のレーザエッチングについての教示では好適な電極を作製することはできなかった。
【００１３】
本発明は、以上の背景からなされたものであり、上記の問題を解決するものである。本発明は、被覆によらずに電極の改質表面を作製し、これにより電極の電気性能の改善を図るものである。
【課題を解決するための手段】
【００１４】
本発明者によれば、生体適合性を有しインプラント可能なデバイスに適した電極の表面の幾何形状（形体）として、１ｍｍ未満、例えば１ｎｍ〜１０００ｎｍとする必要がある。上記の従来技術は、電極表面のレーザ加工について教示しているが、そのような技法ではナノメートルスケールの形体を実現することができない。例えば、上記の特許文献４のレーザエッチング処理では、レーザの衝突によって電極表面を改質するものであり、作製可能な最小サイズは集束されたレーザビームの寸法に等しく、これはレーザの波長（通常は２００〜１６００ｎｍである）によって制限される。
【００１５】
本発明は、超高速のエネルギーパルスを表面に供給することによって、上記課題を解決する。超高速レーザを用いて送達されるエネルギーパルスは、人体組織の刺激にとって理想的な５０ｎｍ〜５００ｎｍ程度の表面構造を作製することできることが分かっている。この処理は、材料のレーザエッチング及び除去ではなく、表面の再構成によって行われる。
【００１６】
即ち、本発明は、外周表面を有し、中実のモノリシック基板を備える電極であって、前記外周表面は、外周表面上に分散され前記基板内に深さを有する複数の空隙によって画定された形状を有し、前記空隙は、前記基板内に５０ｎｍ〜５００ｎｍの深さを有し、５０ｎｍ〜５００ｎｍの幅を有するものであり、各空隙が隣接する空隙から５０ｎｍ〜２５０ｎｍの距離をあけて隔置されてなる電極である。
【００１７】
本発明はまた、外周表面を有する中実のモノリシック基板を備える電極を作製する方法を提供する。本発明の方法は、外周表面を有し、中実のモノリシック基板を備える電極を作製する方法であって、前記外周表面は、外周表面上に分散され前記基板内に深さを有する複数の空隙によって画定された形状を有し、前記空隙は、前記基板内に５０ｎｍ〜５００ｎｍの深さを有し、５０ｎｍ〜５００ｎｍの幅を有し、各空隙が隣接する空隙から５０ｎｍ〜２５０ｎｍの距離をあけて隔置され、前記方法は、中実のモノリシック基板を、２００ｎｍ〜１６００ｎｍの波長を有する１０〜５００パルスのレーザ照射に、１フェムト秒〜５ピコ秒のパルス幅及び２００ワット／ｃｍ２〜５０００ワット／ｃｍ２の放射照度で曝露するステップを含むものである、電極を作製する方法である。
【発明の効果】
【００１８】
本発明に係る電極は、表面積が有効に増大されており、これにより、後電位分極の低減がなされている。そして、その結果として、より低い電圧で電荷転送を増大させることが可能となり、電荷転送効率が増大している。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】実施例１の条件によって作製された本発明の電極の表面形状を示す図である。
【図２】実施例２の条件によって作製された本発明の電極の表面形状を示す図である。
【図３】比較例１の条件によって作製された比較上の電極の表面形状を示す図である。
【図４】実施例３の条件によって作製された本発明の電極の表面形状を示す図である。
【図５】比較例２の条件によって作製された比較上の電極の表面形状を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
インプラントされた生体用電極の表面モルフォロジは、周辺組織との相互作用を改善するように設計される。本発明は、ナノメートルスケールの形体を利用することによる利点、例えば、感染可能性の低減等といった生物学的な利点や、電気伝達の改善等といった機能的な利点を提供する。
【００２１】
本発明は、様々な波長で動作するフェムト秒のレーザへの曝露によって、白金等の生体適合性の金属上にナノメートルスケールの形体を作製する。レーザで誘起された表面構造は、用いられるレーザパラメータに応じて、５０ｎｍ〜５００ｎｍの範囲の長さ及び深さを有する空隙のアレイを作製する。
【００２２】
本発明は、電極の有効表面積を最大にしながら後電位分極作用を最小にする。それによって電荷転送効率を増大させる最適の表面幾何形状を実現する本発明は、従来の典型的な表面改質に対して性能的優位点を実現する。
【００２３】
後電位分極とは、ペースメーカ等のデバイスから電極に刺激パルスをかけた後に電極上に残っている電圧である。後電位分極は、どれだけ効率的に電荷が組織内へ注入されるかを示す尺度となる。
【００２４】
医療用電極における電荷転送方法は、電極の表面上に形成された電気２重層キャパシタンスの充電及び放電によって行われることが知られている。この層は、刺激すべき組織が主に水、Ｎａ、Ｋ、及びＣｌからなる障壁によって電極表面から分離される簡単な平行板モデルであると考えることができる。この層の厚さは、体内の電解液の濃度によって左右され、したがって電極の動作寿命にわたって均一である。
【００２５】
０．９％の生理的食塩水、即ち体液に溶解させた導電体によって形成される電気２重層の厚さは、１ｎｍ程度であり、正常な体の電解液中に形成される２重層キャパシタンスの予期される厚さは、約０．５ｎｍ〜約１０ｎｍ、より典型的には約５〜約６ｎｍになるはずである。
【００２６】
典型的な人間の細胞のサイズは、約５０００ｎｍ〜約１００００ｎｍ程度である。細胞は、電気２重層よりはるかに大きく、電極表面よりはるかに小さいため、電極の表面に対して平行になると考えることができる。非極性の電解液（電気２重層内に存在するが関与しない電解液）が増大するにつれて、組織−電極システムのインピーダンスも増大する。これは、液抵抗として知られている。インピーダンスが増大する結果、液抵抗経路に沿って電圧が放散するため、有効電荷転送は小さくなる。このインピーダンスを最小にするには、刺激すべき組織を電極表面に可能な限り近接させるべきである。したがって、これらの目的のため、電極表面を平坦にし、組織に対して平行に配置することが好ましいはずである。
【００２７】
そこで本発明は、外周表面を有する中実のモノリシック基板を備える電極を提供する。基板は、哺乳動物の組織内にインプラントするのに適した生体適合性の金属を含む。例には、白金、鋼、白金とイリジウムの合金、ニッケルとコバルトの合金、及びこれらの組合せが含まれるがこれらに限定されない。
【００２８】
ある実施形態では、電極の外周表面は約１ｍｍ２〜２０ｍｍ２、好ましく３ｍｍ２〜１２ｍｍ２の面積を有する。電極は、管状、平坦、キノコ状、又は螺旋状の形状等の任意の適した構成又は形状を有することができる。外周表面は、外周表面全体にわたって分散されて基板内に深さを拡げる複数の空隙によって画定された形状を有する。空隙は、基板において５０ｎｍ〜５００ｎｍ、好ましくは１００ｎｍ〜２５０ｎｍの深さを有する。空隙は、５０ｎｍ〜５００ｎｍ、好ましくは１００ｎｍ〜２５０ｎｍの幅を有する。空隙は、隣接する空隙から５０ｎｍ〜２５０ｎｍの距離をあけて隔置される。
【００２９】
本発明に係る電極は、生体適合性を有する金属の中実なモノリシック基板の外周表面について、レーザ照射のパルスに曝露することによって作製される。
【００３０】
ある実施形態では、１０００００〜８０００００ｎｍのスポット寸法を生じさせるレーザビームを使用して、本発明の構造を作製する。ある実施形態では、１スポット当たりのレーザ照射のパルス数は、１０〜５００パルス、好ましくは５０〜４００パルス、より好ましくは１００〜３００パルスの範囲である。ある実施形態では、パルスの波長は、２００ｎｍ〜１６００ｎｍ、好ましくは４００〜１０００ｎｍ、より好ましくは４００〜８００ｎｍである。ある実施形態では、パルス幅は、２００ワット／ｃｍ２〜５０００ワット／ｃｍ２の放射照度で、１フェムト秒〜５ピコ秒、好ましくは１００フェムト秒〜３ピコ秒の範囲である。通常、レーザ照射は、１０μｍ〜１００００μｍ、好ましくは２５μｍ〜２５００μｍ、より好ましくは５０μｍ〜１０００μｍのスポット直径を生じさせる。好適なレーザの例としては、Ｃｏｈｅｒｅｎｔ  Ｌｉｂｒａ−Ｆ  Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅ増幅レーザシステム及びＣｏｈｅｒｅｎｔ  ＡＶＩＡレーザが含まれるがこれらに限定されるものではない。
【００３１】
本発明によって得られる電極は、１０００ｍＶ以下、好ましくは５００ｍＶ以下、より好ましくは２００ｍＶ以下の分極を有する。電極の分極が低ければ低いほど、電気性能の改善ために表面形状が最適化されると判定できる。電極の２重層キャパシタンスが大きく、後電位分極作用が小さいという表面特性は、電極の表面積が増大すると向上する。後電位分極が低減する結果、より低い電圧における電荷転送の増大を可能にすることによって、電荷転送効率が増大する。したがって、後電位分極が低減するとデバイスの電池寿命が増大し、特定の電気信号の感知が改善される。
【００３２】
デバイス使用の際には、本発明の電極の少なくとも１つの電気コネクタが、その一方の端部で基板に電気的に取り付けられる。通常、この電気コネクタは、白金、銀、銅等の生体適合性の導電性材料、ＭＰ３５Ｎ等の超合金、又はＮｉｔｒｏｌ等の超塑性合金等、適した材料のワイアとすることができる。
【００３３】
ある実施形態では、ワイアの他方の端部は、心臓ペースメーカ等の電気パルス生成器に接続される。また、他の実施形態では、ワイアの他方の端部は、生物学的条件のセンサ等の電気測定デバイス、又は電圧記録デバイスに接続される。
【実施例】
【００３４】
本発明について、非限定的な例をもって説明する。以下、本発明について、好ましい実施形態を参照して具体的に図示及び説明する。
【００３５】
本実施例では、２．２ｍｍの直径及び０．７５ｍｍの有効長を有する円筒形の白金電極を、超高速レーザテキスチャ加工にて処理した。それぞれの円筒をその軸上で回転させながら、その表面にほぼ斜めの角度でレーザを衝突させ、波長、パルス数、及びレーザ放射照度を変動させた。動作パラメータの変動は下記の電位分極結果をもたした。露光には、Ｃｏｈｅｒｅｎｔ  Ｌｉｂｒａ−Ｆ  Ｔｉ：Ｓａｐｐｈｉｒｅ増幅レーザシステムを使用した。
【００３６】
実施例１
【００３７】
本実施例では、レーザ露光を、８００ｎｍの波長、４００Ｗ／ｃｍ２の放射照度、及び１スポット当たり１００パルスで行った。本実施例で作製した電極の表面形状を図１に示す。本実施例の電極の分極は、６００ｍＶであった。表面形体のうち、小さいものの寸法は約４ｎｍであり、大きいものの寸法は約１０７ｎｍである。
【００３８】
実施例２
【００３９】
本実施例では、レーザ露光を、８００ｎｍの波長、４００Ｗ／ｃｍ２の放射照度、及び１スポット当たり１０パルスで行った。本実施例の電極の分極は、８２９ｍＶであった。この表面形状を図２に示す。構造は、実施例１のものに類似しているように見えるが、形体の深さはそれほど顕著でない。
【００４０】
比較例１
【００４１】
本比較例では、レーザ露光を、８００ｎｍの波長、１００Ｗ／ｃｍ２の放射照度、１スポット当たり５０パルスで行った。本比較例の電極の分極は１１００ｍＶであり、これは未処理のサンプルのものに類似していた。図３は、この比較例の表面形状であるが、所望の構造が存在しないと考えられる。
【００４２】
実施例３
【００４３】
本実施例では、レーザ露光を、４００ｎｍの波長、１０００Ｗ／ｃｍ２の放射照度、及び１スポット当たり１００パルスで行った。本実施例の電極の分極は、７００ｍＶであった。図４は、この実施例の表面形状であるが、外観が図１に類似しているものの、形体の鮮明度はそれほど高くない。
【００４４】
比較例２
【００４５】
本比較例では、レーザ露光を、４００ｎｍの波長、６４Ｗ／ｃｍ２の放射照度、及び１スポット当たり１０パルスで行った。本比較例の電極の分極は、９９６ｍＶであった。本比較例の電極の表面は、本発明で求める形体を呈していない。存在する唯一の形体は、バーストック内へ材料を形成するために使用される処理によるものである。
【産業上の利用可能性】
【００４６】
本発明によれば、電極の表面積を効果的に増大することができ、後電位分極を低減でき、電荷転送効率を増大ずることができる。本発明に係る電極は、ペースメーカ等の刺激電極や、健康状態検知のためのセンサ等の人体内にインプラントされるデバイスに好適である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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