(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
a)導電材料と、
b)実質的に電気絶縁性の材料から成る当該層を貫通する少なくとも一個の開孔を有すると共に、上記導電材料をカバーする実質的に電気絶縁性の材料から成る層と、
c)上記少なくとも一個の開孔上の微孔質ポリマカバーと、
を備える電極。
【請求項２】
当該電極は約1,000オームより大きなペーシング・インピーダンスを提供する、請求項１記載の電極。
【請求項３】
当該電極は約5.0ボルト未満の長期的刺激電圧閾値を提供する、請求項２記載の電極。
【請求項４】
当該電極は約5.0ボルト未満の長期的刺激電圧閾値を提供する、請求項１記載の電極。
【請求項５】
当該電極はステロイド溶出を使用せずに前記長期的刺激電圧を維持する、請求項４記載の電極。
【請求項６】
当該電極は更に、約20ミリボルト未満のポスト・ペーシング分極アーチファクトを提供する、請求項１記載の電極。
【請求項７】
前記ポリマはフッ素ポリマである、請求項１記載の電極。
【請求項８】
前記フッ素ポリマは孔質ポリテトラフルオロエチレンである、請求項７記載の電極。
【請求項９】
前記微孔質カバーは約0.055mm未満の厚みを有する、請求項１記載の電極。
【請求項１０】
前記微孔質カバーは約0.15mm未満の厚みを有する、請求項１記載の電極。
【請求項１１】
前記微孔質カバーは約0.25mm未満の厚みを有する、請求項１記載の電極。
【請求項１２】
当該電極は約5,000オームより大きなペーシング・インピーダンスを提供する、請求項１記載の電極。
【請求項１３】
当該電極は約10,000オームより大きなペーシング・インピーダンスを提供する、請求項１記載の電極。
【請求項１４】
前記微孔質カバーは生体内への植設に先立ちポリビニル・アルコールにより処理される、請求項１記載の電極。
【請求項１５】
前記微孔質カバーは孔質ポリテトラフルオロエチレンから成る、請求項１４記載の電極。
【請求項１６】
刺激器と請求項１に記載の電極とを備えた刺激システム。
【請求項１７】
前記微孔質カバーは、前記少なくとも一個の開孔をカバーする細胞排除層であって上記少なくとも一個の開孔内への細胞内方成長を実質的に防止する細胞排除層を備える、請求項１記載の電極。
【請求項１８】
前記細胞排除層は孔質ポリテトラフルオロエチレンから成る、請求項１７記載の電極。
【請求項１９】
前記細胞排除層は細胞用内方成長層でカバーされる、請求項１８記載の電極。
【請求項２０】
前記細胞用内方成長層は孔質ポリテトラフルオロエチレンから成る、請求項１９記載の電極。
【請求項２１】
前記細胞排除層は細胞用内方成長層でカバーされる、請求項１７記載の電極。
【請求項２２】
前記細胞用内方成長層は孔質ポリテトラフルオロエチレンから成る、請求項２１記載の電極。
【請求項２３】
前記細胞用内方成長層および前記細胞排除層の厚みは約0.08mm未満である、請求項２１記載の電極。
【請求項２４】
前記細胞用内方成長層および前記細胞排除層の厚みは約0.15mm未満である、請求項２１記載の電極。
【請求項２５】
前記細胞用内方成長層および前記細胞排除層の厚みは約0.25mm未満である、請求項２１記載の電極。
【請求項２６】
前記少なくとも一個の開孔は複数の開孔から成る、請求項１記載の電極。
【請求項２７】
前記微孔質カバーは前記少なくとも一個の開孔をカバーする細胞排除層を備える、請求項１記載の電極。
【請求項２８】
上記実質的に電気絶縁性の材料は非孔質であり、前記少なくとも一個の開孔は約0.09mm2未満の面積の開口を有する、請求項１記載の電極。
【請求項２９】
前記導電材料は炭素含有ポリマである、請求項１記載の電極。
【請求項３０】
前記炭素含有ポリマはフッ素ポリマから成る、請求項２９記載の電極。
【請求項３１】
前記フッ素ポリマは孔質ポリテトラフルオロエチレンである、請求項３０記載の電極。
【請求項３２】
前記導電材料は導電金属要素をカバーする、請求項１記載の電極。
【請求項３３】
上記微孔質ポリマカバーは生体内への植設に先立ちポリビニル・アルコールで処理される、請求項１記載の電極。
【請求項３４】
前記少なくとも一個の開孔は複数の開孔から成る、請求項１記載の電極。
【請求項３５】
a)導電材料と、
b)上記導電材料をカバーする実質的に電気絶縁性の材料の層であって、非孔質であると共に、各々が約0.09mm2以下の面積を有する複数の通孔を有する実質的に電気絶縁性の材料の層と、
c)該実質的に電気絶縁性の材料の層上の微孔質ポリマカバーと、
を備える電極。
【請求項３６】
a)導電材料と、
b)上記導電材料をカバーする大表面積の導電材料の層と、
c)上記大表面積の導電材料の層をカバーすると共に、自身を貫通する少なくとも一個の開孔を有する実質的に電気絶縁性の材料の層と、
d)上記電気絶縁材料の層をカバーすると共に、細胞の内方成長を実質的に防止するに適したサイズの間隙空間を自身内に有する細胞排除用微孔質ポリマ層と、
e)上記細胞排除用微孔質ポリマ層の相当の部分をカバーすると共に、細胞内方成長を許容するに適したサイズの間隙空間を自身内に有する細胞内方成長用微孔質ポリマ層と、
を備える電極。
【請求項３７】
前記大表面積の導電材料の層は導電性孔質ポリマから成る、請求項３６記載の電極。
【請求項３８】
前記導電性孔質ポリマは孔質ポリテトラフルオロエチレンである、請求項３７記載の電極。
【請求項３９】
前記実質的に電気絶縁性の材料の層はフッ化エチレン・プロピレンである、請求項３６記載の電極。
【請求項４０】
a)導電材料と、
b)該導電材料の表面をカバーする実質的に電気絶縁性の材料から成る層と、
を備える電極であって、
上記層は上記導電材料の表面の一部を露出する当該層を貫通する少なくとも一個の開孔を有し、該少なくとも一個の開孔は上記導電材料の表面の上記一部をカバーする微孔質材料を含んでいて、該微孔質材料は上記少なくとも一個の開孔が導電的な液体を浸透可能であるように相互接続された間隙空間を有する、電極。
【請求項４１】
上記実質的に電気絶縁性の材料は非孔質であって上記少なくとも一つの開孔を囲繞し、上記相互接続された間隙空間は細胞の内方成長を実質的に防止するに適したサイズとされている、請求項４０記載の電極。
【請求項４２】
上記実質的に電気絶縁性の材料から成る層に細胞内方成長を許容するに適したサイズの間隙空間を自身内に有する微孔質カバーが設けられている、請求項４１記載の電極。
【請求項４３】
上記実質的に電気絶縁性の材料から成る層に細胞内方成長を許容するに適したサイズの間隙空間を自身内に有する微孔質カバーが設けられている、請求項４０記載の電極。
【請求項４４】
前記少なくとも一個の開孔は複数の開孔から成る、請求項４３記載の電極。
【請求項４５】
前記少なくとも一個の開孔は複数の開孔から成る、請求項４０記載の電極。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
発明の背景
発明の分野
本発明は植設可能な電極（ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅｓ）に関し、特に、心臓ペーシング用導線の末端用電極に関する。
【０００２】
関連技術の説明
ペースメーカ用の導線は、刺激されるべき心臓組織に対して心臓用ペースメーカのパルス発生器を電気的に接続すべく使用される。例えば静脈に挿入されて心臓キャビティ（ｈｅａｒｔ  ｃａｖｉｔｙ）内に案内される心臓内タイプの導線はその末端において、心内膜に対して、又は、心臓の内側壁を形成する組織に対して接触すべく設計された電極尖端を含む。ペースメーカに接続されたこれらの導線は一般的に、心臓により生成された電気信号の検知と、ペーシング刺激の提供との両者に対して使用される。
【０００３】
心筋に対して供給される電気ペーシング信号は、電極尖端の近傍である興奮細胞を脱分極（ｄｅｐｏｌａｒｉｚｅ）するに十分な大きさとされねばならない。電極のサイズおよび形状、組織の導電率、ならびに、興奮細胞から電極尖端を分離する距離は、刺激閾値（ｓｔｉｍｕｌｕｓ  ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ）を決定する要因である。これらの要因の多くは、主として電極の形状および材料組成により決定される。
【０００４】
ペースメーカの存続時間もしくはバッテリ寿命は、心筋を刺激する際に使用される電流消費量（ｃｕｒｒｅｎｔ  ｄｒａｉｎ）に部分的に依存する。この電流消費量は、プログラムされた電圧、パルス幅、ペースメーカの刺激器の速度、および、パルス発生器に対して呈されるペーシング・インピーダンス、により決定される。尚、ペーシング・インピーダンスが大きいとペースメーカを如何に再プログラムしてもペースメーカの耐用寿命は改善されないことを銘記することは重要である。
【０００５】
而してペーシング・インピーダンスは、電極の巨視的表面積の関数である。ペーシング・インピーダンスは高くするのが最適であることから、最近の殆どのペーシング電極の設計態様は、刺激用電極の面積を減少すべく苦慮している。故に小径の電極は、心臓をペーシングするために必要な刺激電流を減少し、ペースメーカの寿命を延ばす。しかし一定の設計態様では極めて小寸の尖端表面積を有する電極は問題となる、と言うのも、小寸の表面積もしくは先鋭な先端では、電極が心室壁を穿孔して心膜嚢（ｐｅｒｉｃａｒｄｉａｌ  ｓａｃｋ）への血液喪失に繋がる可能性を増大するからである。これに加え、小寸の尖端電極は植設角度に対して極めて敏感であり、また、心臓内壁の表面構造は極めて非均一であることから導線の微少移動が生ずると刺激閾値の顕著な変動性が示され得る。また、微少移動による刺激閾値への感度の故に、進出ブロック（ｅｘｉｔ  ｂｌｏｃｋ）もしくは心臓刺激が完全に無効となることも多い。
【０００６】
また、面積が極めて小寸の電極は大きな分極アーチファクト信号を発生することも銘記すべきである。これらの電圧信号の歪みは非効率的である、と言うのも、それらは心臓組織の刺激からエネルギを奪うからである。更に重要な点として、これらのアーチファクト信号は次続する心臓の活動をペースメーカが検知する上での問題を引き起こし得る。このアーチファクトを減少するひとつの方法は、電極の巨視的表面積は固定して維持する一方で電極の微視的表面積を増加することである。この微視的表面積は、電極の表面上における全ての微視的亀裂、間隙および窪みの合計である。
【０００７】
電極はまた、心臓の電気的活動もしくは信号を検知する手段も提供せねばならない。心臓活動を効率的に検出する機能は、電極の検知インピーダンスに直接的に関連する。最適な検知は、検知用信号源インピーダンス（ｓｅｎｓｉｎｇ  ｓｏｕｒｃｅｉｍｐｅｄａｎｃｅ）を低くした電極設計態様により行われる。故に、検知のためには巨視的表面積を大きくした電極が望ましい。
【０００８】
ペーシング閾値もしくは刺激閾値は、心臓組織における収縮を開始する電圧パルスに必要とされるエネルギの測定値である。刺激閾値は典型的には電極を植設（ｉｍｐｌａｎｔａｔｉｏｎ）した後において上昇する、と言うのも、電極尖端と興奮心臓組織との間の間隔が増大するからである。これは、電極尖端に対する典型的な異物／組織間の癒合反応であり、この癒合反応は電極尖端の回りにおける線維性被膜（ｆｉｂｒｏｕｓ  ｃａｐｓｕｌｅ）の生成を含むものである。更に低い刺激閾値は、末端電極端部に孔質構造を備えた電極設計態様から得られた。最適な孔質構造であれば、初期の異物反応を最小化すると共に、ペースメーカの導線尖端電極に対する引き続く癒合反応を促進する。
【０００９】
故に、現在の技術状況による電極の設計態様における相当の難題は、電極の表面積、形状および多孔率を最適化することである。大きなペーシング・インピーダンスは、巨視的表面積が小さい電極形状により最適に達成される。低い分極損失（ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ  ｌｏｓｓ）は、微視的表面積が大きい電極形状により最適に達成される。検知用信号源インピーダンスを低くするには、巨視的表面積が大きい電極形状が必要である。微少移動に対する感受性を低くするには、大きな巨視的表面積の電極形状が必要である。設計態様の結論は常に、相反する所望極値の妥協の産物である。最近のデバイスは、種々のタイプの表面被覆もしくは金属製表面強化材（例えば酸化イリジウム）を利用する。この様に表面を変化させると、微視的表面積が増加する一方で電極の巨視的表面積は比較的に同一に維持される。この様に表面を拡張すると、所定の尖端形状に対する分極損失の減少は促進されるが、電極表面に関する設計態様のトレードオフの問題は完全には解決されない。
【００１０】
Ｐａｒｓｏｎｎｅｔ等による米国特許第３，４７６，１１６号で教示された電極尖端の設計態様は、流体充填キャビティを備えた電極尖端を利用する。このキャビティ内には、大きな表面積の電極が在る。上記流体充填キャビティは刺激されるべき組織から、小寸開孔を含む電気絶縁材料により絶縁される。この電極尖端の設計態様は実際、分極損失を低下せしめる大きな電極表面積を有する。しかし、刺激されるべき組織は上記小寸開孔の故に極めて小さな表面積を知覚し、大きな尖端／組織間インピーダンスとなる。この設計態様は相応の短期間では良好に機能したが、長期間もしくは長期的（ｃｈｒｏｎｉｃ）な性能は低下することが分かった。Ｐａｒｓｏｎｎｅｔの設計態様の小寸開孔は、組織と該小寸開孔との間の界面を変化させる微少移動による導線の移動に対して極めて敏感であった。この開孔の移動は一定の患者では大きな刺激電圧閾値を引き起こすと共に、極端な場合では刺激を完全に不首尾とする電極全体の進出ブロックを引き起こした。
【００１１】
改変されたＰａｒｓｏｎｎｅｔ設計態様は、“低エネルギ消費の刺激用電極（Ｓｔｉｍｕｌａｔｉｎｇ  Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ  Ｗｉｔｈ  Ｌｏｗ  Ｅｎｅｒｇｙ  Ｃｏｎｓｕｍｐｔｉｏｎ）”（医学および生物学技術［Ｍｅｄｉｃａｌ  ａｎｄ  Ｂｉｏｌｏｇｉｃａｌ  Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ］、１９７３年９月、第６５９〜６６０頁）と称された論文においてＦ．Ｈｏｆｆｍａｎｎにより開示された。ここで提案された設計態様は、元のＰａｒｓｏｎｎｅｔ設計態様に対して付加的な通孔もしくは開孔を加えるものであった。組織界面に対する尖端の感受性は実効的に減少されたが、一貫して安定な長期的ペーシング閾値は依然として得られなかった。
【００１２】
Ｓｔｏｋｅｓ等に対する米国特許第５，２８２，８４４号には、電極尖端の同様の設計態様が開示されている。低い分極損失を達成すべくＳｔｏｋｅｓ等は、Ｐａｒｓｏｎｎｅｔ等と同様に、電極を収納する流体充填キャビティの使用を教示している。また、此処でもＰａｒｓｏｎｎｅｔ設計態様と同様に小寸開孔を備えたキャビティ鞘体（ｃａｖｉｔｙｓｈｅａｔｈ）を使用することで、低い刺激電圧閾値が達成される。刺激電圧の長期的上昇を克服すべく、上記Ｓｔｏｋｅｓ設計態様は体液が充填されたキャビティ内にステロイド溶出デバイスを取り入れた。ステロイド溶出は、電極尖端／組織間界面における異物反応に対する反動を変化させ、低い長期的刺激電圧閾値に帰着する。
【００１３】
米国特許第４，０１１，８６１号においてＥｎｇｅｒは、孔質外側鞘体を備えた電気端子の使用を教示している。孔質の鞘体は、高い刺激電圧に帰着するであろう線維組織界面を生成すること無く、血管の入来（ｉｎｇｒｅｓｓ）を助長する。しかし、多数の微細孔は電流損失の部位数を多くし、高電流密度の領域も無ければ刺激用ペーシング・インピーダンスの顕著な増加も無い。
【００１４】
米国特許第４，２８１，６６９号においてＭａｃＧｒｅｇｏｒは、外側孔質ポリマ性カバーを取り入れて表面積を大きくした焼結金属製電極尖端を教示している。微細孔によれば、尖端において改善された組織内方成長構造（ｔｉｓｓｕｅ  ｉｎｇｒｏｗｔｈ  ｓｔｒｕｃｔｕｒｅ）が提供される。また、大きな表面積の焼結金属電極は低い分極損失を提供する。しかしＥｎｇｅｒと同様に、ＭａｃＧｒｅｇｏｒの多数の微細孔によれば、刺激のための高電流密度の領域が無い結果となる。
【００１５】
Ｄａｈｌ等に対する米国特許第５，０９０，４２２号においては、電極鞘体が開示されている。Ｄａｈｌ等は、体液が含浸したときに導電的となる孔質ポリマ性鞘体の使用を教示している。Ｂｕｓｈに対する米国特許第５，６０９，６２２号もまた、孔質ポリマ性鞘体を開示している。このポリマ性鞘体は、長期的植設の後における導線の除去を促進すべく組織付着を防止する目的で１０ミクロン未満の微細孔サイズを有する。上記多孔質はまた、体液が上記鞘体に含浸するのを許容することにより、電気エネルギが該鞘体を通過するのを許容するものでもある。Ｄａｈｌ等およびＢｕｓｈに開示された孔質ポリマ性鞘体によれば、電流損失の多数の部位が極めて小寸とはなるが、高電流密度の領域も無ければ刺激用ペーシング・インピーダンスの顕著な増加も無い。
【００１６】
発明の要約
本発明は、一層以上の層によりカバーされた導電材料を有する多層化電極であって、大きなペーシング・インピーダンス、低い長期的刺激電圧閾値および小さなポスト・ペーシング分極アーチファクトを提供する多層化電極を提供する。詳細には、本発明は、当該実質的に電気絶縁性の材料の層を貫通する一個以上の大孔性（ｍａｃｒｏｐｏｒｏｕｓ）の穿孔（もしくは開孔）を有する実質的に電気絶縁性の材料の層によりカバーされもしくは実質的にカバーされた導電材料と、上記穿孔上をカバーする微孔質カバーと、を備えた電極を提供する。上記少なくとも一個の巨視的穿孔は高電流密度経路を提供する一方、上記微孔質カバーは該カバーを電流が通るのを許容する導電的な体液を浸透可能である。好適には、上記微孔質カバーは上記少なくとも一個の穿孔内への組織内方成長も同時に防止する。
【００１７】
好適実施例において上記微孔質層は、当該外側微孔質層の各微細孔内への組織の成長を許容することで該外側微孔質層への組織の付着を促進するに適した微細孔サイズを有する外側微孔質層と、細胞内方成長を制限しまたは完全に防止するに適した小寸の微細孔を備えた細胞排除用内側層と、の形態の２層として提供される。両層ともに体液を浸透可能である。単一層もしくは２層の微孔質カバーのいずれかと共に使用され得る別の好適実施例において上記電極の上記導電材料は導電要素の形態であり、該導電要素は、該導電要素と導電的体液との間の電荷移動を増進すべく該導電要素の表面積を拡張（ｅｎｈａｎｃｅ）する孔質金属、粉末金属、焼結金属もしくは他の任意の手段などの、大きな表面積を備える。上記導電材料の表面積を拡張する上記手段としては、上記導電材料の表面に対する１層以上の層の付加が挙げられる。
【００１８】
これらの複数層は協働することにより、良好な生体適合性と、刺激されるべき組織に対する電極尖端の投錨と、引き続く各層内への細胞増殖の防止と、局所的な高電流密度を有する一箇所以上の刺激部位と、実効的に小寸の巨視的表面積を有する電極による大きなペーシング・インピーダンスと、低いポスト・ペーシング分極アーチファクトと、を提供し得る。
【００１９】
本発明のこれらのおよび他の目的および利点は、添付図面および以下の詳細な説明を参照すれば十分に理解かつ認識され得よう。
【００２０】
図面の詳細な説明
本発明は、ステロイド溶出を使用すること無く約１，０００オームより大きな長期的電極／組織間インピーダンス（ｃｈｒｏｎｉｃ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ  ｔｏ  ｔｉｓｓｕｅ  ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）を提供すると共に約５．０ボルト未満の長期的刺激電圧（ｃｈｒｏｎｉｃ  ｓｔｉｍｕｌａｔｉｏｎｖｏｌｔａｇｅ）を維持する層化尖端を備えた電極を提供する。好適実施例において本発明は、順番に、ａ）組織付着を促進する外側層と、ｂ）導電性流体の通過を許容する一方で次続層への組織の内方成長を防止する第２細胞排除層と、ｃ）高電流密度経路を提供すべく選択され又は適合作成された穿孔、開孔もしくは貫通孔を備えた実質的に電気絶縁性の材料の第３層と、ｄ）大きな表面積の導電材料を含む第４層と、ｅ）大きな表面積を有する第５金属層と、を備えた多層化デバイスを提供する。“順番に〜備えた”という表現は此処では、各層の特定の順序もしくは配置として定義されるが、付加的な中間層の使用を排除しない。故にたとえば、上記組織付着層はメッシュ材料により上記細胞排除層から物理的に分離されても良い。故に、この様にメッシュもしくは中間層を付加しても、上記組織付着層が上記細胞排除層と順番であることを排除しない。また此処では“カバー（ｃｏｖｅｒ）”という語句は、下側のもしくは内部の表面もしくは材料に対して少なくとも部分的に重なり、それを包囲し、被覆し、又は、カバーする表面もしくは材料として定義される。“順番に〜備えた”という上記定義と同様に、内部表面もしくは内部材料は、カバーと、内部でカバーされた表面もしくは材料との間に任意の付加的な表面もしくは材料が存在しても、カバーされたものと見做される。カバーされたと見做す上で、内部表面もしくは材料がカバーと直接接触する必要は無い。たとえば、カバーされた表面とカバーとの間に中間層もしくは表面が存在しても良い。
【００２１】
上記において概略的に記述された単極式ペーシング用導線は、末端的に配置された電極で終端する絶縁型植設可能電気ワイヤ（ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ  ｉｎｓｕｌａｔｅｄｅｌｅｃｔｒｉｃａｌ  ｗｉｒｅ）である。上記電流経路は、上記ペーシング用導線電気ワイヤを通る電子流（ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃ  ｆｌｏｗ）（電子の流れ）と見做される導通、および、血液および他の体液を通るイオン流（イオンの流れ）と見做される導通の両者から成る。電子導通からイオン導通へと遷移するには、電極表面界面を介した電荷移動が必要である。故に上記電極の表面は、斯かる電荷移動が生ずる物理的領域もしくは界面（ｉｎｔｅｒｆａｃｅ）である。
【００２２】
図１は、典型的な植設可能ペーシング用導線２の平面図である。ペーシング用導線２は、身体組織を刺激するペーシング生成器もしくは刺激器３と末端電極６とを接続すべく配置構成された基端４を有する。植設可能導線２および刺激器３は刺激システムを構成する。
【００２３】
図２は、末端電極６の長手断面図である。ベース電極１８に対してはコイル状電気導体１６が電気的に接続される。コイル状電気導体１６は、外側鞘体８内に収納される。好適実施例において電気的絶縁は、たとえばエチレン−テトラフルオロエチレン（ＥＴＦＥ）などの電気絶縁被覆１７によりコイル状ワイヤ１６を被覆することで達成される。最末端において外側鞘体８は、投錨用尖叉２０を取り入れた投錨用尖叉要素１０によりカバーされる。外側鞘体８は、接着剤１２によりベース電極１８に取付けられる。末端電極アセンブリ１４の複数層をベース電極１８に取付けるべく、同一の接着剤１２が使用される。外側鞘体８は、たとえばポリウレタン、シリコーン、又は、好適実施例においては孔質のポリテトラフルオロエチレンなどの任意の適切な生体適合材料で作製され得る。接着剤１２は、シリコーン、又は、好適実施例においてはフッ化エチレン・プロピレン（ＦＥＰ）などの任意の適切な生体適合材料とされ得る。適切な形態のＦＥＰは、Ｋｏｒｔｏｎ  ＦＥＰフルオロポリマ・フィルムとしてニュージャージー州、ＷａｙｎｅのＮｏｒｔｏｎ  Ｐｅｒｆｏｒｍａｎｃｅ  Ｐｌａｓｔｉｃｓから入手可能である。ベース電極１８は接着剤１２の付着を強化すべく、隆起部、逆棘、溝もしくは適切な外側粗面の仕上げを有し得る。同様に末端電極アセンブリ１４の複数層は、ベース電極取付領域２２に対する層における接着強度を増大すべく、適切に粗面化された表面で構成され得る。
【００２４】
図２に更に示される如く上記ベース電極の上記末端電極は、電荷移動を更に効率的とすべく、粉末化もしくは焼結金属被覆または他の孔質もしくは粗面化金属などの大表面積被覆３２の形態の手段を備え得る。ベース電極１８の末端電極尖端の大表面積被覆３２は、実質的に電気絶縁性の材料の穿孔薄寸材の形態のカバー３６によりカバーされる。実質的に電気絶縁性の材料５７により囲繞された少なくとも一個の穿孔もしくは開孔５２を備える穿孔層３６は、導電性体液に対して浸透性の微孔質層２６によりカバーされる。開孔５２は、穿孔層３６を貫通する局所的な高電流密度経路を提供する。
【００２５】
穿孔層３６は外側微孔質層２６により単純に捕捉もしくは収容され得ることから、穿孔層３６は必ずしもベース電極１８に直接的に接着（ｂｏｎｄ）される必要は無い。上記末端電極尖端アセンブリの複数層は、斯かる様式で包含され得る。
【００２６】
図２Ａの長手断面図、および、図３の拡大長手断面図に更に詳細に示されるのは複数層末端電極アセンブリ１４であり、ベース電極１８の導電材料は、焼結金属３２から成る被覆と、炭素充填ｅＰＴＦＥ３４から成る付加的層とにより表面積が増大されている。このアセンブリは少なくとも一個の貫通穿孔を有する実質的に電気絶縁性の材料から成る層３６によりカバーされる一方、該層３６は体液を浸透可能な微孔質層３８および４０によりカバーされ、層３８は細胞排除層であり且つ層４０は細胞用内方成長層である。
【００２７】
上述の如く、ベース金属電極18は好適には大表面積焼結金属32で被覆された外側の選択的表面を有する。ベース金属電極18は、任意の適切な生体適合導電材料、または、90%/10%Pt/Irなどの導電金属要素から作製され得る。大表面積焼結金属32は、適切な大表面積(high surface area)を有する任意の導電性生体適合材料から構成され得る。典型的な焼結材料32としては、襲用の手段でベース電極18上に被覆された、約20〜50ミクロンの直径を有する90%/10%Pt/Ir合金の微小球が挙げられる。大表面積被覆32の近傍には導電材料もしくは炭素含有ポリマ(carbonized polymer)が在り、好適実施例においてこれは炭素充填ePTFE層34である。故に層34は、導電ポリマ材料から成る。この炭素充填ePTFE層34は、上記コイル状導体における電子電流(electron current flow)が体液のイオン電流(ionic current flow)へと変換するのを増進する。その高効率は、体液と接触する炭素充填ePTFEの大きな微視的表面積の結果である。この炭素充填層もしくは材料はMortimerに対する米国特許第5,560,986号に従い生成されるが、該米国特許第5,560,986号は言及したことにより本明細書中に援用する。好適実施例においてこの炭素充填材料は上記特許の例＃１に従い生成されるが、次の点は除く：1)テープは加熱ローラを通し、0.28mmではなく0.14mmにカレンダー加工され、2)テープは2.5〜1の延伸膨張比にて縦方向において２度ではなく１度だけ延伸され、3)延伸膨張されたテープは次に、圧縮されるのではなく非圧縮とされた。ベース電極用焼結金属被覆32の大表面積と組合された炭素充填層34の大表面積は、低い電流密度および低い分極損失に帰着する。
【００２８】
図３に示された如く、第３層もしくはカバー３６は導電ポリマ材料もしくは炭素充填ｅＰＴＦＥ層３４をカバーする。第３層３６は、任意の適切な生体適合性で実質的に電気絶縁性の材料から作製されると共に、自身を貫通する少なくとも一個の開孔５２を備えている。好適実施例において層３６は、穿孔もしくは開孔の特定の配列もしくはパターンを形成する複数の貫通孔を備えたＦＥＰである。この第３層３６は、上記穿孔により提供される電流経路を除き、炭素充填ｅＰＴＦＥ層３４をカバーして該層３４を身体から電気的に絶縁する。正確な穿孔パターンは、高電流密度および高電極ペーシング・インピーダンスの局所的領域に帰着すべく設計される。この電気的絶縁層もしくはカバーの構造に関する特定詳細は、引き続く節で開示される。重要な点として、この層の電気絶縁材料は略々理想的なもしくは高抵抗の材料に制限されるものでなく、実質的に電気絶縁性の材料から形成され得る。此処で実質的に電気絶縁性の材料とは、完全に湿潤されたときに、穿孔を備えた場合よりも穿孔を備えない方が少なくとも約２０倍大きい電気抵抗を有する材料もしくは層として定義される。故に、穿孔の目的は、非穿孔部位における電流密度と比較して穿孔部位における電流密度が高くもしくは大きな局所的領域を達成することである。此処で開孔（ａｐｅｒｔｕｒｅ）とは、導電要素をカバーする実質的に電気絶縁性の材料の層の厚みを通る（すなわち貫通する）ことによりその該開孔の局所的部位における高電流密度に帰着する通孔（ｈｏｌｅ）、穿孔（ｐｅｒｆｏｒａｔｉｏｎ）もしくは孔質領域（ｐｏｒｏｕｓ  ａｒｅａ）として定義される。
【００２９】
本発明の第４層もしくはカバーは細胞排除層３８の役割を果たす。好適実施例において細胞排除層３８は、各内側層への細胞貫通を防止すべく設計された特定の微細構造を有するｅＰＴＦＥから形成される。各内側層への細胞内方成長は、電気的性能を低下する可能的悪影響をもたらす。好適実施例において上記細胞排除層もしくはカバーは、結節点が基本的に小繊維接合点として示される実質的な小繊維から成るポリテトラフルオロエチレン製の薄寸で高強度の延伸不織織物から成る。この層は約３．０ミクロン未満の平均小繊維長さ（ｍｅａｎ  ｆｉｂｒｉｌ  ｌｅｎｇｔｈ）を有するが、好適範囲は約１．０ミクロン未満であり、更に好適には約０．０５乃至０．４ミクロンである。好適実施例において上記材料の厚みは、約１ミクロン乃至約２５ミクロンである。
【００３０】
第５層すなわちカバー４０は、細胞の内方成長もしくは付着を助長することにより電極尖端の投錨を促進し、一貫した長期的電気特性を確かなものとすべく配置構成される。好適実施例においてこの細胞用内方成長層もしくはカバー４０は、細胞の貫通を助長すべく設計された特定微細構造を有するｅＰＴＦＥから形成される。好適には、細胞排除層３８の材料および細胞用内方成長層４０の材料は、各々が異なる多孔性を有する孔質ポリテトラフルオロエチレン材料の少なくとも２層の積層物である。そのプロセスは以下において記述されるが、これらの２枚の膜層を積層することにより、引き続く処理の間における薄寸膜の取り扱いが促進される。故に電極の性能に関して積層プロセスは重要とは思われないので、不要と思われる場合には省略され得る。
【００３１】
図３Ａは図３の断面と同様の様式により、発明性のある電極尖端の代替実施例の詳細断面を示しているが、少なくとも一個の開孔を備えた層３６は、（好適には細胞内方成長の防止を意図する）微孔質層２６と組合される。これは種々の手法で達成され得るが、結果は、完全に開口されるのではなく微孔質とされた各開孔５３を備えた層３９であって、微孔質領域の微細孔サイズが細胞内方成長を排除すべく好適に十分に小寸であるという層３９である。各開孔５３は、実質的に電気絶縁性の材料５７により囲繞される。次に層３９は好適には、微孔質の細胞用内方成長層である付加的なカバー層４０を備える。層３９は、ベース電極１８、好適な焼結金属被覆３２および好適な導電性のｅＰＴＦＥ層３４上に配備される。
【００３２】
層３９は種々の手法で作成され得る。ひとつの方法は、開孔５３に適した所望の平均小繊維長さを有する微孔質ｅＰＴＦＥの薄寸材を選択すると共に、開孔５３を囲繞する領域５７がもはや孔質で無くなるまで圧力を掛けて領域５７を圧縮強化することである。その結果、領域５７は開孔領域５３と比較して厚みが減少するが、この厚み減少はこの層の機能に関しては問題にならないと予測される。孔質のｅＰＴＦＥを圧縮強化して選択的な非孔質領域を提供することは、Ｓｃａｎｔｌｅｂｕｒｙ等に対する米国特許第５，０３２，４４５号により教示される。代替的に非孔質領域５７は、医療等級のシリコーン接着剤などの適切な充填材でｅＰＴＦＥの孔質薄寸材の間隙空間を充填する一方で開孔領域５３は充填せずに依然として微孔質として残すことで作成され得るものであり；代替的にこの領域５７は、シリコーン材料などの非孔質密閉剤の被覆を備え得る。これらの全ての方法によれば、開孔５３は高電流密度の局所的領域を提供し得る。
【００３３】
細胞用内方成長層４０を含む積層物もしくはカバーの部分は、Ｇｏｒｅに対する米国特許第３，９５３，５６６号および米国特許第４，１８７，３９０号の教示に従い作成されると共に、小繊維により相互接続された結節点の微細構造を有する孔質の延伸膨張ポリテトラフルオロエチレン材料（ｅＰＴＦＥ）であるが、両特許は言及したことにより本明細書中に援用される。これらの特許は、所定範囲の（多孔率に反比例する）密度および微細孔サイズでｅＰＴＦＥが製造され得ることを教示している。ｅＰＴＦＥに関する微細孔サイズは最も一般的には、材料の小繊維の平均長さ、または、更に便宜的には近傍結節点同士の間の平均距離を指す平均小繊維長さに関して特徴付けられる。上記細胞用内方成長層として使用されるｅＰＴＦＥ材料は、約３．０ミクロンより大きな、好適には約５０ミクロンより大きな平均小繊維長さを有する。上記材料の厚みは、約１０ミクロン乃至約１，０００ミクロン、好適には約４０〜６０ミクロンの範囲である。
【００３４】
平均小繊維長さは米国特許第５，７４７，１２８号の第６欄、第１９〜３７行に教示された如く測定される。当業者であれば平均小繊維長さは、ｅＰＴＦＥサンプルをＳＥＭ顕微鏡写真で視覚検査することで殆どの目的に対して適切な精度で評価し得よう。
【００３５】
上記積層物もしくはカバーの細胞排除層３８を作成する好適方法は、“孔質ＰＴＦＥ膜およびその製造方法”と称された米国特許第５，４７６，５８９号においてＢａｃｉｎｏにより教示された方法の一部を利用するが、該特許もまた言及したことにより本明細書中に援用される。Ｂａｃｉｎｏの方法においては、適切なポリテトラフルオロエチレン材料が選択されて微粉末ポリテトラフルオロエチレンの凝集分散物（ｃｏａｇｕｌａｔｅｄ  ｄｉｓｐｅｒｓｉｏｎ）として調製された後、凝集分散粉末は好適には（Ｅｘｘｏｎ社により作成された）Ｉｓｏｐａｒ  Ｋの如き無臭ミネラル・スピリットなどの押出用炭化水素助剤により潤滑される。潤滑された粉末は円筒状に圧縮されると共に、ラム押出機により押し出されてテープを形成する。２層以上のテープが相互に積層され、２個のローラ間で圧縮され得る。単一のもしくは複数のテープは各ローラ間で圧縮されて例えば０．１２７〜１．０１６ｍｍ（５〜４０ミル（ｍｉｌ））などとされる。湿潤されたテープは、元の幅の１．５〜５倍へと横手方向に延伸される。上記押出助剤は、加熱により発散される。乾燥されたテープは次に、３２７℃のポリマ融点未満の温度に加熱された空間内において各ローラ・バンク間で長手方向に延伸膨張もしくは延伸される。長手方向の延伸膨張は、ローラの第１バンクに対する第２バンクの速度の比率が１０：１〜１００：１、好適には３５：１となる如きものである。長手方向の延伸膨張は、第３組のローラを利用して、１：１より大きく１．５：１未満の比率で反復される。
【００３６】
長手方向の延伸膨張の後、テープは３２７℃未満の温度にて、元の押出しの入力幅の少なくとも１．５倍、好適には６〜１５倍で横手方向に延伸膨張される一方、上記膜の長手方向の収縮は抑制される。依然として拘束され乍ら、上記膜は好適には３２７℃のポリマ融点以上に加熱されてから冷却される。
【００３７】
これらの異なる孔質のポリテトラフルオロエチレン材料（細胞用内方成長層および細胞排除層）の積層は、上述のＢａｃｉｎｏの方法の幾つかの段階を組合せることで実施される。積層を実施するために上記細胞用内方成長材料は、第２および第３の組のローラ間でＢａｃｉｎｏの方法の材料と接合されると共に１：１より大きく１．５：１より小さな延伸膨張比率を有する上記の第２の長手方向の延伸膨張の間において長手方向に延伸膨張される。積層物の厚みは５５ミクロン未満とされ得る。
【００３８】
次に、長手方向の延伸膨張の後で上記積層物もしくはカバーは、元の積層物の入力幅の少なくとも１．５倍で好適には６〜１５倍へと３２７℃未満の温度で横手方向に延伸膨張される一方、積層物の長手方向および横手方向の収縮は抑制される。依然として拘束されたまま、上記積層物は好適には３２７℃のポリマ融点以上に加熱されてから冷却される。
【００３９】
図２乃至図３で穿孔された実質的に電気絶縁性の層３６の構成は、図４Ａから更に詳細に記述される。図４Ａに示された如く上記実質的に電気絶縁性の材料の初期の薄寸材５０は好適実施例においては（不図示の）レーザ切断固定装置上に位置決めされる。実質的に絶縁性の層５０は次に、実質的に電気絶縁性の材料５７により囲繞された一連の通孔（開孔）５２が穿孔される。最初の薄寸材５０は、周縁部５４により包含もしくは画成された概略的電極表面積を有する。この周縁部５４は、焼結金属層３２（図３）の巨視的表面積の全体をカバーする初期最大表面積もしくは機械的接触領域５５（周縁部５４内の全領域）を画成する。引き続き図６に見られる電極アセンブリに対する層５０の取付けを提供すべく、周縁部５４の外側には十分な材料５８が配備されねばならない。好適実施例において各通孔５２は、実質的に同様の通孔領域５６を有する。薄寸材５０に各通孔を切り抜いた後、典型的な通孔領域５６と通孔５２の個数との積と、機械的接触領域５５との比率は、好適には０．４０未満である。この比率は穿孔比率と称される。本発明のデバイスは、（円形開孔に対する約０．１ｍｍ〜０．３４ｍｍの直径に対応する）約０．００８〜０．０９ｍｍ２、好適には０．０１５〜０．０７ｍｍ２の範囲の典型的な通孔、開孔もしくは穿孔領域５６を有する。本発明のデバイスは、（少なくとも３個の開孔は、開孔の“複数性”を表す）３〜３０個、好適には５〜１８個の範囲の穿孔もしくは開孔５２の好適個数を有する。平坦もしくは平面状態において絶縁薄寸材５０を穿孔することにより、正確な通孔面積、通孔間隔および通孔パターンを有する極めて正確な通孔が切り抜かれ得る。これらの高い切抜精度は、上記絶縁層が図２のアセンブリ１４により示された如き最終的な半球形状では達成するのが困難である。これに加え、切抜プロセスに晒されるのは上記絶縁層だけなので、上記末端電極尖端の他の内側層および外側層は穿孔切抜操作により影響もしくは阻害されない。
【００４０】
末端電極への組立てに続き、穿孔された実質的に電気的絶縁性の層３６は、この層なしで同様に構築された電極のペーシング・インピーダンスと比較して相当に大きなペーシング・インピーダンスを有する電極に帰着することを銘記するのは重要である。これは、上記で定義された如く電流刺激に対する実効面積を相当に減少する穿孔比率の結果である。特定の穿孔は、高電流密度および高電極ペーシング・インピーダンスの局所的領域に帰着すべく設計される。本発明のデバイスは、約１，０００オームから約１０，０００オーム以上に亙るペーシング・インピーダンスに帰着する穿孔もしくは開孔を有する。重要な点として、この高ペーシング・インピーダンスは大きな機械的接触領域５５を依然として維持し乍ら達成される。大きな機械的接触領域５５は、刺激閾値に対する導線載置および微少移動の影響を最小化すべく作用する。大きな機械的接触領域５５によれば、ペーシング刺激の間に分極アーチファクトを最小化する大きな表面積も可能とされる。本発明のデバイスは、約０．５〜１０ｍｍ２、好適には約１．５〜５．０ｍｍ２の範囲に亙る機械的接触領域を有し得る。
【００４１】
好適実施例を示す図４Ｂの端面図および図４Ｃの関連側面図に示された如く、末端電極尖端アセンブリ１４は上記電気的絶縁層に６個の穿孔もしくは通孔５２を有し、全ての６個の穿孔が端面図で視認可能である。長手軸心５１に直交して視認された場合に各通孔は、半球尖端の頂部および最広幅寸法の領域に向けて下方に向けて配置されていると見做され得る。他の実施例としては、たとえば図４Ｄおよび図４Ｅに示された如く１１個という別の個数の穿孔５２、および、図４Ｆおよび図４Ｇに示された如き非円形性の通孔が挙げられる。必須では無いが好適には、上記通孔のパターンは径方向に対称的であると共に長手軸心５１の中心と略々整列されることを銘記されたい。
【００４２】
図５および図６には、好適な組立方法が示されている。図５に示された如く細胞用内方成長層４０および取付けられた細胞排除層３８は、組立用固定装置６０上に位置せしめられる。次に、穿孔された実質的に電気絶縁性の層３６が細胞排除層３８上に位置決めされる。３重の層３６、３８および４０は次に、電気的絶縁層３６を溶融して接着領域６２を形成することにより、外側周縁部の回りで相互に結合される。好適な炭素充填ｅＰＴＦＥ層３４である導電材料は、レーザにより所定サイズに切断されてから、電気的絶縁層３６上に位置せしめられる。次に焼結金属被覆３２を備えたベース電極１８は４重の層３４、３６、３８および４０上に位置せしめられると共に、軸心６１に沿って組立用固定装置６０を通して押圧される。図６に示された如く、細胞用内方成長層４０、細胞排除層３８および電気的絶縁層３６はベース電極１８の焼結金属３２部分上を且つ該焼結金属３２部分を越えて延伸する。これらの３重の層３６、３８および４０は次に、該３重の層３６、３８および４０およびベース電極１８の回りにＰＴＦＥ縫合糸６４（Ｗ．Ｌ．Ｇｏｒｅ  ａｎｄ  Ａｓｓｏｃｉａｔｅｓ、Ｆｌａｇｓｔａｆｆ、アリゾナ州）を巻回することでベース電極１８に固定される。
【００４３】
上記アセンブリは次に、取付領域２２において電気的絶縁層３６を圧縮し且つ加熱接着する（不図示の）４顎加熱圧縮ダイ上に位置せしめられる。３重の層３６、３８および４０は次に軸心６７の回りで切り揃えられる。故に導電材料１８および選択的な炭素充填ＰＴＦＥ層３４は、一層以上の層もしくはカバー３６、３８もしくは４０によりカバーされる。選択的に、上記高温用縫合糸（もしくはワイヤ）６４が除去されてから、各層は軸心６６の回りで切り揃えられる。図２Ａおよび図６を参照すると、接着剤もしくは付加的な熱可塑性接着材料１２は、取付領域２２上で３重の層３６、３８および４０の間に、且つ、ベース電極１８の露出部分上に載置される。次に、ベース電極１８上および３重の層３６、３８および４０上には外側ポリマ性スリーブ８が位置せしめられると共に、（不図示の）４顎加熱圧縮ダイ内に載置され、且つ、接着剤もしくは接着用熱可塑性プラスチック１２が取付領域２２内で溶融されることにより外側ポリマ性スリーブ８を上記ベース電極に接着する。図６に示された如く、外側の３重の層３６、３８および４０は厚み７０を有する。好適実施例においてこれらの３層の厚み７０は０．０８ｍｍ未満である。他の実施例において厚み７０は０．０９ｍｍ未満、０．１ｍｍ未満、０．１５ｍｍ未満、または０．２５ｍｍ未満とされ得る。好適実施例において上記細胞用内方成長カバーと組合された上記細胞排除カバーの厚みは、約５５ミクロン未満である。
【００４４】
植設の後、上記孔質ポリマ層は体液で充填される。体液のイオン導電率は、ペーシング刺激および心臓検知機能に対する電気経路の一部となる。好適実施例において上記ポリマは、体液との接触時に上記導線が自動的にもしくは迅速に湿潤される如く所定プロセスで処理された延伸膨張ＰＴＦＥ構造である。上記電極が自動的にもしくは迅速に湿潤するのを許容する好適なプロセスとしては、デュコセイトソディウム（ｄｕｃｏｓａｔｅ  ｓｏｄｉｕｍ（ＤＳＳ））もしくはポリビニル・アルコール（ＰＶＡ）などの化学物質の塗付が挙げられる。
【００４５】
実験結果は、本発明に従い構築された電極を長期的にイヌ科動物（ｃａｎｉｎｅａｎｉｍａｌ）で研究して得られた。斯かる実験のひとつにおいて刺激用末端電極は図３に示された如く構築され、Ｐｔ／Ｉｒ合金のベース電極１８、ベース電極要素３２上に被覆された焼結Ｐｔ／Ｉｒ金属微小球被覆、Ｋｅｔｊｅｎ黒色炭素充填ｅＰＴＦＥ導電ポリマ層要素３４、２４０ミクロンの呼び直径の５個の穿孔を備えたＦＥＰ層３６、および、細胞排除および細胞用内方成長のためのｅＰＴＦＥ積層要素３８および４０を備えていた。上記電極は図５および図６に詳細に示された如く構築された。検査に先立ち、植設の直後に体液により微孔質のポリテトラフルオロエチレンが直ちに湿潤されるのを助力すべく、上記電極はＰＶＡの溶液で処理された。これは、ｅＰＴＦＥでカバーされた電極尖端をイソプロピル・アルコールに浸漬し、次に２％のＰＶＡ／水溶液に浸漬することで達成された。次に上記電極は、上記ＰＶＡを架橋すべく２％グルテルアルデヒド／１％塩酸溶液に浸漬され、更に無菌水で電極尖端を洗浄して過剰ＰＶＡを除去した。
【００４６】
イヌの右心室尖（ｒｉｇｈｔ  ｖｅｎｔｒｉｃｕｌａｒ  ａｐｅｘ）に深く植設された時点でＭｅｄｔｒｏｎｉｃ  Ｍｏｄｅｌ  ５３１１Ｂペーシング・システム分析器により収集された正確なデータは、（０．５ミリ秒のパルス幅で）０．２ボルトのペーシング電圧閾値と１，３７３オームのペーシング・インピーダンスを示した。電気的性能のデータは、９０日間の研究に亙り間欠的に収集された。全てのデータ収集の間、０．５ミリ秒のパルス幅で測定された刺激電圧は常に１ボルト未満であり、且つ、ペーシング・インピーダンスは常に１，３００オームより大きかった。９０日目で、長期的刺激電圧は０．６ボルトであり、ペーシング・インピーダンスは１，５１５オームであった。図７には、植設後３５日における代表的な強度存続時間閾値データが示されている。植設後３５日で測定されたペーシング・インピーダンスは、１，８５２オームであった。
【００４７】
試験管内での塩水モデルにおけるペーシング・インピーダンスを決定する方法は、能動植設可能医療デバイスに関する規格書類ＣＥＮ／ＣＥＮＥＬＥＣ統合作業グループ（ＣＥＮ／ＣＬＣ  ＪＷＧ  ＡＩＭＤ）欧州規格草案ｐｒＥＮ４５５０２、第２部、第６．２．１．３節の“単極ペーシング・インピーダンスの決定”（ｓｔａｎｄａｒｄｓ  ｄｏｃｕｍｅｎｔ  ＣＥＮ／ＣＥＮＥＬＥＣ  Ｊｏｉｎｔ  Ｗｏｒｋｉｎｇ  Ｇｒｏｕｐ  ｏｎ  Ａｃｔｉｖｅ  Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ  Ｍｅｄｉｃａｌ  Ｄｅｖｉｃｅｓ（ＣＥＮ／ＣＬＯ  ＪＷＧ  ＡＩＭＯ）Ｄｒａｆｔ  Ｅｕｒｏｐｅａｎ  Ｓｔａｎｄａｒｄ  ｐｒＥＮ  ４５５０２，  ｐａｒｔ  ２，  ｓｅｃｔｉｏｎ  ６．２．１．３，”Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｔｈｅ  ｕｎｉｐｏｌａｒ  ｐａｃｉｎｇ  ｉｍｐｅｄａｎｃｅ”）に十分に記述されている。要約すると、上記導線および基準電極（ｉｎｄｉｆｆｅｒｅｎｔ  ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ）が塩水のビーカ内に挿入されると共に、４．０ボルトの振幅および０．５ミリ秒のパルス存続時間に設定された信号生成器に接続される。ペーシング・インピーダンスは、ペーシング・インパルスの間における電圧波形の積分を測定すると共に、該積分を、ペーシング・インパルスの間における電流の積分で除算して演算される。上記電流は、直列の１０オーム抵抗器に対する電圧により測定される。電極のペーシング・インピーダンスを決定する上では、３〜５本の異なる導線のペーシング・インピーダンスを平均するのが有用なことが多い。
【００４８】
上記の欧州規格草案はペーシング・インピーダンスを決定する２通りの検査方法を定義しており、ひとつは単極形状に対するものであり、他方は二極配置構成の導線もしくは電極に対するものである。任意の電極のペーシング・インピーダンスは、第２基準電極を使用した単極式検査により決定されねばならない。故に本発明の各実施例を取り入れた任意のタイプの電極に関してペーシング・インピーダンスは、基準電極とともに単極式検査を使用して導出された単一の特定電極に対して計算されたインピーダンス値として定義される。多重チャネルもしくは多重導体導線に対しては、考察の対象となる電極のみが単極式検査を使用して検査される。上記欧州規格草案の内で該当する節は次の如くである：
６．２．１．１導線導体の抵抗（Ｒｃ）および導線ペーシング・インピーダンス（Ｚｐ）の測定
６．２．１．１検査条件
検査に使用される機器（オシロスコープ、抵抗計、電気抵抗器）の精度は２％より良好でなければならない。身体の導電率は検査の間に３７℃±２℃の温度にて０．９ｇ／ｌ±０．５％の塩水溶液によりシミュレートされる。導線は、再使用不能のパックから無菌的に取出すものとする。孔質構造を備えた導線の表面は完全に乾燥されてはならない。
６．２．１．２導線導体の抵抗（Ｒｃ）の決定
導線導体の抵抗（Ｒｃ）は、導線コネクタと電極との間に抵抗計を適用して測定される。
６．２．１．３単極導線ペーシング・インピーダンス（Ｚｐ）の決定
【００４９】
導線ペーシング・インピーダンスは、６．２．１．１項で特定された塩水溶液が充填されたビーカ内に導線を挿入して決定されることから、電極尖端はそのビーカの略々中心に載置される（図１１８参照）。上記ペーシング・システムの基準電極は、図１１８に従い載置された２枚のチタン製金属プレートによりシミュレートされる。上記ビーカおよび各プレートの寸法は、図１１８に示されたものに比例して大きく選択され得るが、小さくはできない。上側プレートに切込まれた各通孔は、合計表面積を１０％以上減少してはならない。
【００５０】
上記導線と両プレートにより形成される並列回路は、０．５ｍｓ±０．０５ｍｓの存続時間および４Ｖ±０．１Ｖの振幅のパルスを生成すべく調節された検査信号生成器に接続される。電流Ｉは、１０オーム±２％抵抗器に亙る電圧低下を測定することで決定される。電圧および電流の平均値は、以下の式を適用して導線ペーシング・インピーダンスを決定すべく使用される：
【００５１】
0004166954.tif 000002
【００５２】
上記欧州規格草案で参照された図１１８は、本明細書中では図８に示されている。図８は、単極導線に適用される上記欧州規格草案の図１１８を示している。図８に示された如く、オシロスコープ１００は２つのチャネルＵ１  １０２およびチャネルＵ２  １０４を有する。検査信号生成器１０６は、振幅１１０およびパルス存続時間１１２を有する出力波形１０８を生成する。パルス振幅１１０は４．０ボルト±０．１ボルトであり、且つ、パルス存続時間１１２は０．５ｍｓ±０．０５ｍｓである。電極尖端１１４は、塩水溶液１１８が充填されたビーカ１１６の略々中心に載置される。ビーカ１１６内には、頂部プレート１２０および底部プレート１２２の二枚のチタン・プレートが在る。上記頂部プレートは少なくとも４０ｍｍの幅１２４を有し、上記底部プレートは５０ｍｍの幅１２６を有する。２枚のプレート１２０および１２２は、６０ｍｍの垂直離間距離１２８を有する。抵抗器１３０は、１０オーム±２％の値を有する。
【００５３】
ポスト・ペーシング分極アーチファクトを決定する方法は、上述におけるのと同一の設定に従う（欧州規格草案ｐｒＥＮ４５５０２、第２部、第６．２．１．３節）。ポスト・ペーシング・アーチファクトはオシロスコープにより測定される。測定は、ペーシング・パルスに続き、且つ、４．０ボルトおよび０．５ミリ秒のパルス存続時間に設定された信号生成器により、３０ミリ秒に亙り行われた。この測定に使用され得るひとつの該当信号生成器は、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ  Ｍｏｄｅｌ  ５３１１Ｂペーシング・システム分析器である。この信号生成器は、ペースメーカにより典型的に生成される電圧波形をペーシング刺激の間および直後の両者において擬態する。ポスト・ペーシング分極アーチファクトを測定すると、ペーシング刺激の直後の残存電圧が決定される。大きな分極アーチファクト測定値を有する電極は、効率が低く、且つ、分極アーチファクト測定値の小さな電極と比較して、次続心臓活動を検知する上でペースメーカの問題を呈し得る。電極のポスト分極アーチファクトを決定する上では３〜５本の異なる導線のポスト分極アーチファクトを平均することが有用なことが多い。本発明のデバイスは典型的には、２０ミリボルト未満のポスト・ペーシング分極アーチファクト電圧を有する。
【００５４】
生体内長期的刺激電圧は、ペーシング刺激生成器を０．５ミリ秒のパルス存続時間および大きなパルス振幅に設定することにより決定される。生体内閾値電圧は、臨床的対象者もしくは動物モデル（好適にはイヌ）のいずれかで決定され得る。導線の位置は理想的には右心室尖内の深部であり、且つ、正確な位置と導線移動の両者を確認すべく螢光透視画像が使用され得る。このタイプの治療では公知の錯綜状態である導線移動の状況は、電極の閾値性能を決定する上で排除される。ペーシングが心臓を捕捉したことの決定に続き、刺激振幅は緩やかに減少する。（表面ＥＣＧモニタを使用した心拍の低下およびＱＲＳ形態の変化により検出された如く）心筋捕捉が不首尾な場合には、一貫捕捉（ｃｏｎｓｉｓｔｅｎｔ  ｃａｐｔｕｒｅ）を維持した最後の電圧が書き留められる。一貫捕捉とは、５秒以上の期間に対して略々１００％捕捉されたペース化鼓動を維持した電圧レベルである。この電圧は、上記電圧閾値として定義されると共に、もし電極が３０日以上の存続期間に亙り植設されているならば上記長期的電圧閾値である。生体内閾値電圧を決定する上では、３〜５本の異なる導線の生体内閾値電圧を平均することが有用なことが多い。
【００５５】
当業者であれば、本発明は選択された身体組織を刺激すべくパルス発生器を利用する種々の植設可能な医療デバイスに適用可能であることは明らかであろうが、本発明およびその背景は基本的に、心臓に対して正確な刺激パルスを提供すべく使用される心臓用ペースメーカの特定例に関して記述された。また、本発明は単極電極として記述されたが、二極電極導線、または、環状もしくは平坦形状の任意の刺激用もしくは検知用電極デバイスに対する適用などの他の実施例が可能である。添付の請求の範囲は、本明細書中に記述された一切の特定例もしくは実施例に対して限定することを意図していない。
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、本発明のペーシング用導線／刺激システムの全体図である。
【図２】  図２は、本発明の多層化末端電極の長手断面図である。
【図２Ａ】  図２Ａは、付加的層を有する図２の好適実施例を記述する長手断面図である。
【図３】  図３は、本発明の末端側尖端の多層配列の詳細断面図である。
【図３Ａ】  図３Ａは、本発明の末端側尖端の代替実施例における層配列の詳細断面図である。
【図４Ａ】  図４Ａは、少なくとも一個の貫通開孔を有する上記末端電極の第３の穿孔層の斜視図である。
【図４Ｂ】  図４Ｂは、電気的絶縁層における種々の通孔もしくは穿孔パターンの端面図である。
【図４Ｃ】  図４Ｃは、電気的絶縁層における種々の通孔もしくは穿孔パターンの側面図である。
【図４Ｄ】  図４Ｄは、電気的絶縁層における種々の通孔もしくは穿孔パターンの端面図である。
【図４Ｅ】  図４Ｅは、電気的絶縁層における種々の通孔もしくは穿孔パターンの側面図である。
【図４Ｆ】  図４Ｆは、電気的絶縁層における種々の通孔もしくは穿孔パターンの端面図である。
【図４Ｇ】  図４Ｇは、電気的絶縁層における種々の通孔もしくは穿孔パターンの側面図である。
【図５】  図５は、上記多層式末端電極を組立てる方法を記述する断面図である。
【図６】  図６は、上記多層式末端電極を組立てる方法を記述する断面図である。
【図７】  図７は、植設後３５日における閾値電圧とパルス幅との間の関係を示すグラフである。
【図８】  図８は、電極インピーダンスとポスト・ペーシング分極アーチファクトとを決定すべく使用される検査装置の概略図である。
【図１】
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【図２】
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【図２Ａ】
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【図３】
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【図３Ａ】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図４Ｄ】
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【図４Ｅ】
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【図４Ｆ】
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【図４Ｇ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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