(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
遠位領域から近位領域まで延びる絶縁性リード線本体と、
前記絶縁性リード線本体内に配置されて前記近位領域から前記遠位領域に延びる導体と、
前記絶縁性リード線本体上に配置され、かつ、前記導体に対して電気的に接触する電極と、
前記電極の少なくとも一部の上に配置された繊維性マトリクスと、
からなる医療用電気リード線であって、前記繊維性マトリクスが繊維を含み、
前記繊維がアモルファス性ＰＶＤＦ相と結晶性ＰＶＤＦ相とを含むポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとするポリマーを含み、前記結晶性ＰＶＤＦ相が結晶性ＰＶＤＦ相のどの結晶性構造よりも多量のβ型結晶構造を含み、前記繊維が結晶変更添加物を含むこと、
とからなる医療用電気リード線。
【請求項２】
前記ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリフッ化ビニリデンである、請求項１に記載の医療用電気リード線。
【請求項３】
前記ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリ（ビニリデンフルオライド‐ｃｏ‐ヘキサフルオロプロピレン）である、請求項１に記載の医療用電気リード線。
【請求項４】
前記添加物は、前記ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和可能なポリマーを含む、請求項１〜３のいずれか一項に記載の医療用電気リード線。
【請求項５】
前記添加物は、ポリアクリロニトリル、ポリ（ブチルメタクリレート）、ポリカプロラクトン、ポリ（メチルメタクリレート）、ポリスルホン、ポリ塩化ビニルのうちの少なくともいずれか１つである、請求項１〜４のいずれか一項に記載の医療用電気リード線。
【請求項６】
前記添加物は、ポリ（メチルメタクリレート）を含む、請求項５に記載の医療用電気リード線。
【請求項７】
前記繊維性マトリクスは、コートされていない繊維に比べて、繊維の湿潤性を高める材料からなるコートをさらに含む、請求項１〜６のいずれか一項に記載の医療用電気リード線。
【請求項８】
前記材料は、ポリ（エチレングリコールジメタクリレート）である、請求項７に記載の医療用電気リード線。
【請求項９】
前記結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造をさらに含み、β型対α型の比率は、５０対１、１００対１、５００対１若しくは１０００対１である、請求項１〜８のいずれか一項に記載の医療用電気リード線。
【請求項１０】
結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造を実質的に欠く、請求項１〜８のいずれか一項に記載の医療用電気リード線。
【請求項１１】
請求項１〜１０のいずれか一項に係る絶縁性リード線本体と、前記絶縁性リード線本体上に配置される電極と、を備える医療用電気リード線を形成する方法であって、前記方法は、
ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとするポリマー、および、ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和可能な結晶変更添加物からなる混合物を形成することと、
前記繊維性マトリクスを形成する為に前記混合物を電子スピニングすることと、
前記電極上に少なくとも部分的に前記繊維性マトリクスを配置することと、
１１０℃〜１５０℃の温度で前記繊維性マトリクスを焼結することと、焼結後、前記ＰＶＤＦをベースとするポリマーが結晶性ＰＶＤＦ相の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含むこと、
とからなる方法。
【請求項１２】
前記方法は、コートされていない繊維性マトリクスに比べて、繊維性マトリクスの湿潤性を高める材料で前記繊維性マトリクスをコートすることをさらに含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
前記焼結は、１０分〜２０分の範囲の時間で行われる、請求項１１または１２に記載の方法。
【請求項１４】
前記方法は、電子スピニングする前に、前記混合物に溶剤を添加することをさらに含む、請求項１１〜１３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項１５】
前記方法は、電子スピニングする前に、前記混合物に金属塩溶液を添加することをさらに含む、請求項１１〜１４のいずれか一項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療用装置に関する。より詳細には、医療用電気リード線および医療用電気リード線を製造する方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
心臓ペーシングリード線は良く知られ、バッテリで動作するペースメーカまたはその他のパルス発生手段から心臓にパルス刺激信号を伝達する為および身体の外側の場所から心臓の電気的活動を監視する為に広く使用されている。心臓を正常なリズムに回復させる為に、電極を用いて心臓に電気的エネルギが付与される。電極の性能に影響を与える因子には、電極と組織との界面での分極や電極容量、インピーダンスの感知、および電圧閾値が含まれる。これら全ての用途において、電極と組織との界面において電気的な性能特性を最適化することが強く求められている。
【０００３】
電極として従来使用されてきた材料について認識されている性能上の問題点には、組織の内部成長と、植込式装置近傍の炎症と、繊維性瘢痕組織の形成との少なくともいずれか１つを制御することの困難性がある。これらの問題点は、時間の経過と共にリード線の除去を難しくしたり電極の性能を低下させたりすることにつながる可能性がある。
【発明の概要】
【０００４】
例１は、遠位領域から近位領域まで延びる絶縁性リード線本体と、絶縁リード線本体内に配置されて近位領域から遠位領域まで延びる導体と、絶縁性リード線本体上に配置されて導体に対して接触する電極と、電極の少なくとも一部の上に配置される繊維マトリクスとを備えた医療用電気リード線である。繊維性マトリクスは、繊維を含む。繊維は、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとするポリマーと結晶変更添加物（crystal-modifying additive）とを含む。ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、アモルファス性ＰＶＤＦ相と結晶性ＰＶＤＦ相とを含む。結晶性ＰＶＤＦ相は、結晶性ＰＶＤＦ相の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含む。
【０００５】
例２では、例１の医療用電気リード線において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリフッ化ビニリデンである。
例３では、例１の医療用電気リード線において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリ（ビニリデンフルオライド‐ｃｏ‐ヘキサフルオロプロピレン）である。
【０００６】
例４では、例１〜３のいずれか１つの医療用電気リード線において、添加物は、ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和可能なポリマーを含む。
例５では、例１〜４のいずれか１つの医療用電気リード線において、添加物は、ポリアクリロニトリルと、ポリ（ブチルメタクリレート）と、ポリカプロラクトンと、ポリ（メチルメタクリレート）と、ポリスルホンと、ポリ塩化ビニルとのうちの少なくともいずれか１つを含む。
【０００７】
例６では、例５の医療用電気リード線において、添加物は、ポリ（メチルメタクリレート）を含む。
例７では、例１〜６のいずれか１つの医療用電気リード線において、繊維性マトリクスは、コートされていない繊維に比べて繊維の湿潤性を高める材料からなるコートをさらに含む。
【０００８】
例８では、例７の医療用電気リード線において、材料は、ポリ（エチレングリコールジメタクリレート）である。
例９では、例１〜８のいずれか１つの医療用電気リード線において、結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造をさらに含み、β型対α型の比率は、少なくとも約５０対１である。
【０００９】
例１０では、例９の医療用電気リード線において、結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造を実質的に欠く。
例１１は、請求項１〜１０のいずれか一項に係る、絶縁性リード線本体と絶縁リード線本体上に配置される電極とを備える医療用電気リード線を形成する方法である。その方法は、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとするポリマーと、そのＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和可能な結晶変更添加物との混合物を形成することと、繊維性マトリクスを形成する為に混合物を電子スピニングすることと、電極上に少なくとも部分的に繊維性マトリクスを配置することと、１１０℃〜１５０℃の温度で繊維性マトリクスを焼結することとを含み、焼結後ＰＶＤＦをベースとするポリマーが結晶性ＰＶＤＦ相の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含む。
【００１０】
例１２では、例１１の方法において、方法は、コートされていない繊維性マトリクスに比べて繊維性マトリクスの湿潤性を高める材料で繊維性マトリクスをコートすることをさらに含む。
【００１１】
例１３では、例１１または１２の方法において、焼結は、１０分〜２０分の範囲の時間で行われる。
例１４では、例１１〜１３のいずれか１つの方法において、方法は、電子スピニングする前に、混合物に溶剤を添加することをさらに含む。
【００１２】
例１５では、例１１〜１４のいずれか１つの方法において、方法は、電子スピニングの前に、混合物に金属塩溶液を添加することをさらに含む。
例１６は、遠位領域から近位領域まで延びる絶縁性リード線本体と、絶縁性リード線本体内に配置されて近位領域から遠位領域まで延びる導体と、絶縁性リード線本体上に配置されて導体に対して電気的に接触する電極と、電極の少なくとも一部の上に配置された繊維性マトリクスとを含む医療用電気リード線である。繊維性マトリクスは繊維を含む。繊維は、ポリフッ化ビニリデンをベースとするポリマーと結晶変更添加物とを含む。ＰＶＤＦをベースとするポリマーはアモルファス性ＰＶＤＦ相と結晶性ＰＶＤＦ相とを含む。結晶性ＰＶＤＦ相は、結晶性ＰＶＤＦ相の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含み、結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造を実質的に欠く。
【００１３】
例１７では、例１６の医療用電気リード線において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリフッ化ビニリデンである。
例１８では、例１６の医療用電気リード線において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリ（ビニリデンフルオライド‐ｃｏ‐ヘキサフルオロプロピレン）である。
【００１４】
例１９では、例１６〜１８のいずれか１つの医療用電気リード線において、添加物は、ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和可能なポリマーを含む。
例２０では、例１６〜１９のいずれか１つの医療用電気リード線において、添加物は、ポリアクリロニトリルと、ポリ（ブチルメタクリレート）と、ポリカプロラクトンと、ポリ（メチルメタクリレート）と、ポリスルホンと、ポリ塩化ビニルとのうちの少なくともいずれか１つを含む。
【００１５】
例２１では、例１６〜２０のいずれか１つの医療用電気リード線において、添加物は、ポリ（メチルメタクリレート）を含む。
例２２では、例１６〜２１のいずれか１つの医療用電気リード線において、繊維性マトリクスは、コートされていない繊維に比べて繊維の湿潤性を高める材料から成るコートをさらに含む。
【００１６】
例２３では、例２２の医療用電気リード線において、材料は、ポリ（エチレングリコール）ジメタクリレートである。
例２４は、絶縁性リード線本体と絶縁性リード線本体上に配置された電極とを備える医療用電気リード線を形成する方法である。その方法は、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとするポリマーと、ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和可能な結晶変更添加物の混合物を形成することと、繊維性マトリクスを形成する為に、混合物を電子スピニングすることと、電極上に少なくとも部分的に繊維性マトリクスを配置することと、繊維性マトリクスを焼結すること、とを含む。繊維性マトリクスは、１１０℃〜１５０℃の温度で、１０分〜２０分の範囲の時間にわたって焼結され、焼結後ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、結晶性ＰＶＤＦ相の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含む。
【００１７】
例２５では、例２４の方法は、コートされていない繊維性マトリクスに比べて、繊維性マトリクスの湿潤性を高める材料を用いて繊維性マトリクスをコートすることをさらに含む。
【００１８】
例２６では、例２５の方法において、材料は、ポリ（エチレングリコール）ジメタクリレートである。
例２７では、例２４〜２６のいずれか１つの方法において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリフッ化ビニリデンである。
【００１９】
例２８では、例２４〜２６のいずれか１つの方法において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリ（ビニリデンフルオライド‐ｃｏ‐ヘキサフルオロプロピレン）である。
例２９では、例２４〜２８のいずれか１つの方法において、添加物は、ポリアクリロニトリル、ポリ（ブチルメタクリレート）、ポリカプロラクトン、ポリ（メチルメタクリレート）、ポリスルホン、ポリ塩化ビニルのうちの少なくともいずれか１つを含む。
【００２０】
例３０では、例２４〜２９のいずれか１つの方法において、添加物は、ポリ（メチルメタクリレート）を含む。
例３１は、遠位領域から近位領域まで延びる絶縁性リード線本体と、絶縁性リード線本体内に配置されて近位領域から遠位領域まで延びる導体と、絶縁性リード線本体に配置されて導体に対して電気的に接触する電極と、電極の少なくとも一部に配置される繊維性マトリクスとを含む医療用電気リード線である。繊維性マトリクスは、電子スピニングされた繊維を含む。繊維は、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとするポリマーと結晶変更添加物とを含む。ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、アモルファス性ＰＶＤＦ相と結晶性ＰＶＤＦ相とを含む。結晶性ＰＶＤＦ相は、結晶性ＰＶＤＦ相内の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含む。
【００２１】
例３２では、例３１の医療用電気リード線において、添加物は、ポリアクリロニトリルと、ポリ（ブチルメタクリレート）と、ポリカプロラクトンと、ポリ（メチルメタクリレート）と、ポリスルホンと、ポリ塩化ビニルのうちの少なくともいずれか１つを含む。
【００２２】
例３３では、例３１または３２の医療用電気リード線において、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、ポリ（ビニリデンフルオライド‐ｃｏ‐ヘキサフルオロプロピレン）であり、添加物は、ポリ（メチルメタクリレート）を含む。
【００２３】
例３４では、例３１〜３３のいずれか１つの医療用電気リード線において、繊維性マトリクスは、コートされていない繊維に比べて繊維の湿潤性を高める材料から成るコートをさらに含む。
【００２４】
例３５では、例３１〜３４のいずれか１つの医療用電気リード線において、結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造をさらに含み、β型対α型の比率は、少なくとも約５０対１である。
【００２５】
多数の実施形態が開示されているが、本願発明のその他の実施形態は、当業者であれば、発明の例示の実施形態について示し説明する以下の詳細な説明から明らかであろう。したがって、図面と詳細な説明は、例示であって限定ではないと解されたい。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】本願発明の実施形態に係る医療用電気リード線を示す概略図。
【図２Ａ】本願発明の実施形態に係る医療用電気リード線の縦断面を示す概略図。
【図２Ｂ】本願発明の実施形態に係る医療用電気リード線の縦断面を示す概略図。
【図３】電子スピニングを示す概略図。
【図４】本願発明の実施形態に係る医療用電気リード線の電極上に形成されたポリイソブチレンポリウレタンブロック共重合体の薄いポリマー網を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００２７】
本願発明は、様々な変更形態および変化形態が可能であるが、特別な実施形態が図面に例示され下記の詳細な説明で説明されている。しかしながら、これは、本願発明を説明した特定の実施形態に限定することを意図したものではない。むしろ、添付の請求項によって定義される発明の範囲に入る全ての変更形態、均等形態、および変化形態を包含させることを意図したものである。
【００２８】
本願発明は、発明の様々な態様、および、実施形態に関する下記の詳細な説明を参照することによってより完全に理解することができる。下記の発明の詳細な説明は、本願発明を例示することを意図しているのであって、限定することを意図するものではない。
【００２９】
医療用電気リード線の電極近傍における、組織の内部成長、繊維性瘢痕組織の形成、および、炎症の少なくともいずれか一つを制御することについての困難性は、引用によってここにその全てを援用する米国特許第８，９０３，５０６号明細書の「電子スピニングと溶融吹き付けを用いるコーティング装置の為の方法」に記載されているように、電極上に繊維性マトリックスを配置することによって克服しうる。このような繊維性マトリックスは、非導電性のフッ化ポリマー材料から形成し得る。好適なフッ化ポリマー材料には、例えば、ポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）、ポリ（ビニリデンフルオライド‐ｃｏ‐ヘキサフルオロプロピレン）（ＰＶＤＦ−ＨＥＰ）などのポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）をベースとする素材が含まれる。これらのフッ化ポリマー素材は、耐摩耗性と化学的耐性とを備えることで知られる。
【００３０】
図１は、医療用電気リード線を用いた医療用途の非限定的な例を示したものである。この用途と配置とは、単なる例示であって、本願発明の実施形態に含まれる医療用電気リード線は、生体の様々な部位において様々な用途に使用することができる。
【００３１】
図１は、本願発明の様々な実施形態に係る医療用電気リード線１０の部分断面図である。いくつかの実施形態では、医療用電気リード線１０は、患者の心臓内に植込むように構成される。別の実施形態では、医療用電気リード線１０は、患者の神経血管領域内に植込むように構成される。また別の実施形態では、リード線１０は、蝸牛に植込むように構成される。医療用電気リード線１０は、近位端１６から遠位端２０まで延びる長尺状の絶縁性リード線本体１２を備える。近位端１６は、接続部２４を介してパルス発生器に動作可能に接続されるように構成される。少なくとも１つの導体３２は、リード線１０の近位端１６の接続部２４からリード線１０の遠位端２０の１つ以上の電極２８まで延びる。複数の導体が含まれる実施形態では、リード線は、コイル状の導体とケーブル状の導体との組み合わせを備えることが可能である。コイル状の導電体が使用される場合には、いくつかの実施形態では、導体は、同径構成またはと同軸構成のいずれかの構成を備える。
【００３２】
医療用電気リード線１０は、実施される治療の種類に応じて単極性、双極性、または多極性とすることが可能である。複数の電極２８と複数の導体３２とを用いる発明の実施形態では、各導体３２は、各電極２８を個別に指定できるように１対１の関係で各電極２８に接続される。加えて、リード線本体１２は、患者の心臓内の標的部位にリード線１０を搬送するためのガイドワイヤまたはスタイレット等のガイド要素を受承する１つ以上の菅腔を備えることが可能である。
【００３３】
電極２８は、当該分野で周知のどのような電極構成でも備えることが可能である。本願発明の一実施形態では、少なくとも１個の電極は、リング電極または部分的にリング電極であり得る。別の実施形態では、少なくとも１個の電極２８は、ショック用コイルである。さらに別の実施形態では、少なくとも１個の電極２８は、露出部分と絶縁部分とを備える。いくつかの実施形態では、複数の電極構成の組み合わせを用いることができる。電極２８は、白金、ステンレス鋼、チタン、タンタル、パラジウム、ＭＰ３５Ｎ、その他の類似の導電材料、白金‐イリジウム合金などの前出の材料の任意の組み合わせから成る合金、およびクラッド金属層または複数の金属材料を含む前出の材料のその他の任意の組み合わせを用いて被覆または形成することが可能である。
【００３４】
リード線１０は、絶縁性リード線本体１２の様々な部分に配置された繊維性マトリクスを含む。図２Ａおよび２Ｂは、繊維性マトリクスを含むリード線１０の部分の非限定的な例である。図２Ａと２Ｂとは、図１のリード線の縦断面を示した概略図であり、内部構造は明瞭性のため省略されている。
【００３５】
図２Ａは、絶縁性リード線本体１２の一部に配置された繊維性マトリクス４０を示す。絶縁性リード線本体１２の図示の部分は、電極２８などの電極に隣接、または間隔をあけて配置される。これに対し、図２Ｂは、電極２８上に配置された繊維性マトリクス４０を示している。繊維性マトリクス４０は、電極２８全体を覆っているように示されているが、いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、電極２８の一部のみを覆う場合、電極２８の実質的な部分を覆う場合、または電極２８の介在部分を覆う場合がある。
【００３６】
いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、リード線１０に対して様々な有益な機能を付与し得る。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、リード線１０の耐摩耗性を高める。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、リード線１０の電気的絶縁性または熱的絶縁性を高める。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、特に電極２８の部分において、組織の内部成長の制御性を向上させる。ある実施形態では、組織の内部成長の程度は、植込まれたリード線１０を組織から抜き出す際に、植込まれたリード線１０を取り除く為に必要とされる力をインストロン荷重測定器（Instron force gauge）で計測することによって決定することができる。繊維マトリクス４０の厚さおよび平均繊維直径は、組織の内部成長に影響を与える。繊維マトリクス４０の厚さおよび平均繊維直径は、繊維マトリクス４０を用いて電気生理学的治療の実施能力にも影響を与える可能性がある。ある実施形態では、繊維性マトリクス４０は、リード線１０のインピーダンスに大きな影響を与えない。
【００３７】
繊維性マトリクス４０は、マトリクスを構成するランダムに配列された複数の繊維を含む。ある実施形態では、繊維性マトリクス４０は、電子スピニングによって形成される。繊維は、約１０〜３０００ナノメートル（ｎｍ）の範囲の直径を有する。繊維の直径は、例えば、約４０〜２０００ｎｍ、約５０〜１５００ｎｍ、約１００〜１０００ｎｍである。繊維の直径は、複数の繊維の平均寸法を得ることによって計測される。ある実施形態では、繊維の直径は、最低４０ｎｍ、５０ｎｍ、１００ｎｍ、または、１５０ｎｍ、および最大３００ｎｍ、４００ｎｍ、５００ｎｍ、６００ｎｍ、６５０ｎｍ、７００ｎｍ、７２５ｎｍ，７５０ｎｍ、または、８００ｎｍ程度、または、前出の値の任意のペアの値で定められる範囲内である。別の実施形態では、繊維は、約８００ｎｍ、７５０ｎｍ、７２５ｎｍ、７００ｎｍ、６００ｎｍ、５００ｎｍ、または、４００ｎｍよりも小さな径の平均直径を有する。別の実施形態では、繊維マトリクス４０は、改良電子スピニング技術を用いて部分的または全体的に中空繊維を用いて形成される。
【００３８】
繊維性マトリクス４０は、約１ミクロン〜１００ミクロンの範囲、より詳細には、約１０ミクロン〜約５０ミクロンの範囲、さらにより詳細には、約１０ミクロン〜約２５ミクロンの範囲の繊維‐繊維間平均間隔を有する。いくつかの実施形態では、隣接する繊維間の繊維間隔は、ペーシング能力への影響を最小限にしつつ、組織の内部成長を制御する為に調節または制御することができる。これは、例えば、配置パラメータや配置材料を変更することによって達成することができる。別の実施形態では、組織の内部成長は、マトリクスの厚さで制御される。繊維マトリクスの好適な厚さは、約０．００２５４ミリメートル（ｍｍ）から約０．２５４ｍｍ（約０．０００１インチから約０．０１インチ）、より詳細には、約０．０１２７ｍｍから約０．１２７ｍｍ（約０．００００５インチから約０．００５インチ）、より詳細には、約０．０２５４ｍｍから約０．０７６２ｍｍ（約０．００１インチから約０．００３インチ）の範囲である。
【００３９】
いくつかの実施形態では、特に繊維性マトリクス４０が電極２８等の電極の上に配置される場合において、繊維マトリクス４０は、繊維マトリクス４０に隣接する組織内部と組織周囲の溶液からイオンが繊維マトリクス４０を通って流入するのを可能にするべく十分な繊維間隔を備える。イオンが流入することによって電極２８と組織との間に電気的接触が形成され、電気生理学的治療を実施することや医療用電気リード線１０近傍の電気的状態を検出することが可能になる。
【００４０】
組織内部および組織の周囲の溶液は、生体の免疫系の酸化的効果が一部原因で弱い腐食性を有することが知られている。この環境下で使用される材料や装置は、高温度で過酸化水素および塩化コバルト（ＩＩ）の溶液にさらすことによって生体安定性について評価される。塩化コバルト（ＩＩ）は、過酸化水素の酸化反応を触媒して、酸化ストレス試験を促進する。このような溶液には、例えば、３％過酸化水素溶液と０．１Ｍ塩化コバルト（ＩＩ）溶液との混合液がある。
【００４１】
電極の上に配置されるＰＶＤＦをベースとするポリマーであるＰＶＤＦ−ＨＥＰを含む繊維性マトリクスを７０℃の温度で１４日間の間、上述の溶液にさらした。驚くべきことに、酸化ストレステストの後、繊維性マトリクスが観察され、繊維性マトリクスの大部分を電極表面から完全に取り除くには至らなかった。この結果は、ＰＶＤＦをベースとするポリマーは、一般的にもっと過酷な化学的暴露に耐えることが知られている為、予想外のことであった。
【００４２】
上述の酸化ストレステストの後に残った繊維性マトリクス部分を解析して、酸化ストレステスト実施前のＰＶＤＦをベースとするポリマーを含む繊維性マトリクスの試料と比較した。ＰＶＤＦは、結晶相とアモルファス相の混合物である。ＰＶＤＦの結晶相は、α型、β型、γ型、δ型、および、ε型として知られる５つの結晶構造を含む。下記の化学式１に係るα型結晶構造は、熱力学的に最も好ましい結晶構造であるため、最もよく見られる形態である。
【００４３】
化学式１
【００４４】
【化１】
0006490839.tif 000002
ＰＶＤＦをベースとするポリマーの初期試料と酸化ストレステスト後に残ったＰＶＤＦをベースとするポリマー残留物とで結晶構造の違いを決定する為に、粉末Ｘ線回折解析を実施した。粉末Ｘ線回折解析から、酸化ストレステストで残った繊維性マトリクスの部分は、酸化ストレステスト前のＰＶＤＦをベースとするポリマーよりもα型結晶構造が少ないことが分かった。如何なる理論にも縛られることを望まないが、酸化ストレステストの間にα型の結晶構造が化学的に攻撃され且つ除去されることによって、繊維性マトリクスが崩壊したことが考えられる。
【００４５】
いくつかの実施形態では、繊維マトリクス４０を構成するランダムに配列された複数の繊維は、アモルファス性ＰＶＤＦ相と結晶性ＰＶＤＦ相とを有するＰＶＤＦをベースとするポリマーを含む。アモルファス性ＰＶＤＦ相と結晶性ＰＶＤＦ相の両方は、繊維性マトリクス４０全体に亘って分布している。いくつかの実施形態では、化学式ＩＩに係るβ型結晶構造は、結晶性ＰＶＤＦ相内の他のどの結晶構造よりも多量に存在する。
【００４６】
化学式２
【００４７】
【化２】
0006490839.tif 000003
β型結晶構造は、α型ほど化学的攻撃を受けやすくない可能性がある。繊維マトリクス４０に含まれるβ型結晶構造を増やしてα型を少なくすることによって、繊維マトリクス４０を酸化ストレスによる攻撃に対して影響を受けにくくして生体安定性を高めることができる可能性がある。いくつかの実施形態では、結晶性ＰＶＤＦ相は、約５０対１、１００対１、５００対１、または１０００対１のβ型対α型比率で、β型とα型とを含む。いくつかの実施形態では、結晶性のＰＶＤＦ相は、α型結晶構造を実質的に欠く。実質的に欠くとは、結晶構造の存在や複数の結晶構造の相対量を調べる為に使用される技術によって検出することができないことを意味する。結晶性ＰＶＤＦ相を形成するα型とβ型結晶構造の存在及び相対量は、例えば、フーリエ変換赤外分光光度計（ＦＴＩＲ）などを用いて決定することができる。
【００４８】
繊維性マトリクス４０は、結晶変更添加物をさらに含む場合がある。結晶変更添加物は、ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和する。ＰＶＤＦをベースとするポリマーと混和する結晶変更添加物の例には、ポリアクリロニトリル（ＰＡＮ）、ポリ（ブチルメタクリレート）（ＰＢＭＡ）、ポリカプロラクトン（ＰＣＬ）、ポリ（メチルメタクリレート）（ＰＭＭＡ）、ポリスルホン（ＰＳＦ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）が含まれる。別の実施形態では、結晶変更添加物には、有機官能性ナノクレイ（nanoclay）またはヘマタイトナノ粒子（hematite  nanoparticles）が含まれる。いくつかの実施形態では、結晶変更添加物は、約１重量パーセント濃度（ｗｔ％）、約２ｗｔ％、約５ｗｔ％程度の量で、または、約１０ｗｔ％、約２０ｗｔ％、または約３０ｗｔ％程度の量で、または上記値の任意のペアで定義される範囲内の量で繊維マトリクス４０内に存在する。例示の実施形態では、結晶変更添加物は、約１ｗｔ％〜約３０ｗｔ％の量で、または約２ｗｔ％〜約２０ｗｔ％の量で、若しくは、約５ｗｔ％〜約１０ｗｔ％の量で存在しうる。いくつかの例示の実施形態では、結晶変更添加物は、繊維マトリクス４０内に約７ｗｔ％の量で存在する。
【００４９】
ＰＶＤＦをベースとするポリマーで形成される繊維は疎水性であり、疎水性は、繊維マトリクス４０を通って腐食性溶液が流入するのを妨げる為に、酸化ストレステストで攻撃を受けにくい。しかしながら、疎水性は、繊維マトリクス４０を通ってイオンの流入を妨げたり遅らせたりするため、電極２８と隣接組織の間の電気的接触を制限して電気生理学的治療の実施を妨げる。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０の繊維は、コートされていない繊維に比べて繊維の湿潤性を増大させる材料からなるコートをさらに含む。このような材料には、ポリ（エチレングリコール）、またはポリ（エチレングリコール）ジメタクリレートなどがある。上記材料でコートされた繊維は親水性であるため、繊維マトリクス４０を通過するイオンの流れをほとんどあるいは全く妨害することがなく、電気生理学的治療の実施や医療用電気リード線１０近傍の電気的状況の検出を可能にする。このような実施形態では、β型結晶構造が、繊維マトリクス４０内に結晶性ＰＶＤＦ相内の他のどの結晶構造よりも多量に存在することでα型が少なくなり、酸化ストレスによる攻撃に対して影響を受けにくくなることは特に有用である。
【００５０】
繊維性マトリクス４０は、上述したように、ＰＶＤＦをベースとするポリマーと結晶変更添加物との混合物から形成される。混合物は、図３に関して下記に説明するように、繊維性マトリクス４０を形成する為に電子スピニングされる。いくつかの実施形態では、医療用電気リード線１０は、繊維性マトリクス４０が電極２８の少なくとも一部に直接形成されるより前に組み立てられる。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、医療用電気リード線１０が組み立てられる前に電極２８の少なくとも一部に形成される。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は別体として形成された後、電極２８の少なくとも一部に配置される。
【００５１】
いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、繊維性マトリクス４０の性質を安定化させる為に焼結される。いくつかの実施形態では、繊維性マトリクス４０は、電極２８上に少なくとも部分的に配置される前に焼結される。別の実施形態では、繊維性マトリクス４０は、電極２８上に少なくとも部分的に配置された後に焼結される。繊維性マトリクス４０は、約１１０℃、または約１２０℃程度の温度で、または約１４０℃、または約１５０℃程度の温度で、または上述の値の任意のペアで定義される範囲の温度で焼結される。例示の実施形態では、繊維性マトリクス４０は、約１１０℃〜約１５０℃の温度で、または約１２０℃〜約１４０℃の温度で焼結される。いくつかの例示の実施形態では、繊維マトリクス４０は、約１３０℃の温度で焼結される。いくつかの実施形態では、繊維マトリクス４０は、約１０分間、約１２分間、または、約１４分間程度、あるいは約１６分間、約１８分間、または約２０分間程度、または上記時間の任意のペアで定義される時間焼結される。例示の実施形態では、繊維マトリクス４０は、約１０分間〜約２０分間かけて、または約１２分間〜約１８分間かけて、若しくは約１４分間〜約１６分間かけて焼結される。いくつかの例示の実施形態では、繊維マトリクス４０は、約１５分間焼結される。
【００５２】
いくつかの実施形態では、焼結工程の後、ＰＶＤＦをベースとする繊維マトリクス４０のポリマーは、結晶性ＰＶＤＦ相の他のどの結晶構造よりも多量のβ型結晶構造を含む。いくつかの実施形態では、焼結工程後、結晶性ＰＶＤＦ相は、約５０対１、または１００対１、または５００対１、若しくは１０００対１のβ型対α型比率で、β型とα型とを含む。いくつかの実施形態では、結晶性ＰＶＤＦ相は、α型結晶構造を実質的に欠く。特定の理論に縛られることを望まないが、電子スピニング工程は、β型結晶構造が多いＰＶＤＦを形成すると考えられる。結晶変更添加物は、α型結晶構造の形成を妨害し、この妨害は、焼結過程で起こると考えられる。結晶変更添加物を用いない場合には、焼結工程がβ型結晶構造の一部をα型結晶構造に変換する為に、繊維マトリクス４０が化学的攻撃を受けやすくなるのではないかと考えられる。
【００５３】
図３は、電子スピニングを示す概略図である。キャピラリ源５２からポリマーの溶液または溶融物５４を引き出すために電場が用いられる。いくつかの実施形態では、キャピラリ源５２は、シリンジである。ポリマー溶液または溶融物５４は、接地されたコレクタ５８に対して引き出される。高電圧電力源５６がこの工程に電力を供給する為に使用される。コートされる要素６０は、コートされるために、コレクタ５８の上に配置される。乾燥すると、薄いポリマー網６２が形成される。いくつかの実施形態では、繊維寸法は、ポリマー溶液または溶融物５４に含まれるポリマーの相対濃度を調節することによって制御しうる。
【００５４】
電子スピニング溶液内のポリマー濃度と溶媒の選択は、所望の繊維性マトリクスの性質を得る為、および、有孔性や繊維寸法を制御する為に、重要な因子となる。加えて、配置性を向上させる為に、少量の金属塩溶液が電子スピニング溶液に添加される場合がある。別の実施形態では、電子スピニング溶液は、約１ｗｔ％〜約４０ｗｔ％、より詳細には、約１ｗｔ％〜約３０ｗｔ％、さらにより詳細には、約３ｗｔ％〜約１５ｗｔ％のポリマー濃度を有する。好適な溶剤には、ジメチルホルムアミド、ジメチルアセトアミド、Ｎ‐メチル‐２‐ピロリドン、ジメチルスルホキシド、アセトン、シクロヘキサンテトロヒドロフラン（cyclohexane tetrahydrofuran）および、それらの混合液や共溶剤が含まれる。
【００５５】
本明細書においてリード線上の繊維性マトリクス４０について説明したが、繊維性マトリクス４０は、これらに限定されるものではないが、脊髄刺激システム（SCS ：spinal cord stimulation systems）、脳深部刺激システム（DBS：deep brain stimulation systems）、末梢神経刺激システム（PNS：peripheral nerve stimulation systems）、胃神経刺激システム（gastric nerve stimulation systems）、蝸牛インプラントシステム（cochlear implant systems）、網膜インプラントシステム（retinal implant systems）など、および植込式心臓リズム管理システム（CRM：cardiac rhythm management systems）、植込式カルジオバータ除細動装置（ICD’s ：cardioverter-defibrillators）、心臓再同期化除細動装置（CRDT： cardiac resynchronization and defibrillation devices）などの植込式電気刺激システムなど、如何なる医療電子機器にも用いることができる。
【００５６】
実施例
当業者であれば、本願発明の範囲を逸脱しない範囲の様々な変更形態や変化形態は明白であろうと考えられるため、例示することのみを目的として、本願発明を、以下の例で特に詳細に説明する。
【００５７】
９０ｗｔ％のポリフッ化ビニリデン（ＰＶＤＦ）と１０ｗｔ％のポリ（メチルメタクリレート）（ＰＭＭＡ）とからなる混合物を、８０ｗｔ％ジメチルホルムアミドと２０ｗｔ％アセトンとからなる混合溶剤に混合した。ＰＶＤＦとＰＭＭＡとの混合物は、得られた溶液の２２．５ｗｔ％であった。
【００５８】
ＰＶＤＦとＰＭＭＡとを含む溶液をシリンジに詰めて、電子スピニング装置のノズルに連結した。電極上にポリマー網を形成する為に、ＰＶＤＦとＰＭＭＡとを含む溶液を１時間に０．３ミリリットルの流速で、ノズルの先端から１０ｃｍの位置に配置された医療用電気リード線の電極上に電子スピニングした。環境条件は、相対湿潤度３４％と温度２０℃であった。図４は、得られたＰＶＤＦとＰＭＭＡからなる薄いポリマー網を１０００倍拡大して示した図である。
【００５９】
本願の発明の範囲を逸脱することなく、説明した例示の実施形態に対して様々な変更形態や変化形態を形成することができる。例えば、上述の実施形態は、特定の要素に特に言及しているが、本願発明の範囲には、複数の要素の異なる組み合わせを備える実施形態や、上述の要素を全て備えない実施形態も含まれる。したがって、本願発明の範囲は、請求項の全ての均等物と共に請求項の範囲内に入る全ての代替形態と変更形態と変化形態とを包含することが意図されている。
【図１】
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【図２Ａ】
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【図２Ｂ】
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【図３】
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【図４】
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