医療デバイスリード線であって、絶縁性リード線本体と、前記リード線本体を通って近位端から遠位端まで延在する導体であって、前記近位端は、パルス発生器に電気接続されるように構成されている、導体と、前記導体に電気接続された電極と、を備え、前記電極は、複数の電極モジュールであって、電極モジュール積重体の状態に機械的に結合された、複数の電極モジュールを含み、各電極モジュールは、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層を含み、それにより、前記電極モジュール積重体が、前記実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む医療デバイスリード線。各電極モジュールは、共に機械的に固定される複数の電極サブモジュールを備える請求項1に記載の医療デバイスリード線。各電極モジュール内の前記電極サブモジュールの少なくとも2つは、ヒンジ式に取付けられる請求項2に記載の医療デバイスリード線。前記複数の電極モジュールの各々は結合フィーチャを備え、同結合フィーチャは、前記複数の電極モジュールを機械的に結合するために、前記電極モジュール積重体内の隣接する電極モジュール上の結合フィーチャと協働する請求項1に記載の医療デバイスリード線。隣接する電極モジュール上の前記結合フィーチャは、スナップ嵌め関係で協働する請求項4に記載の医療デバイスリード線。前記複数の電極モジュールは、共に溶接される請求項1に記載の医療デバイスリード線。前記電極モジュールはそれぞれ環状であり、前記電極モジュール積重体はリング電極を形成する請求項1に記載の医療デバイスリード線。前記孔は、約30μm~約60μmの範囲の幅を有する請求項1に記載の医療デバイスリード線。医療デバイスリード線用の埋め込み型電極であって、前記電極は複数の電極モジュールであって、電極モジュール積重体の状態に機械的に結合された、複数の電極モジュールを備え、各電極モジュールは、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層を備え、それにより、前記電極モジュール積重体が、前記実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む埋め込み型電極。各電極モジュールは、共に機械的に固定される複数の電極サブモジュールを備える請求項9に記載の埋め込み型電極。各電極モジュール内の前記電極サブモジュールの少なくとも2つは、ヒンジ式に取付けられる請求項10に記載の埋め込み型電極。前記複数の電極モジュールの各々は結合フィーチャを備え、同結合フィーチャは前記複数の電極モジュールを機械的に結合するために、前記電極モジュール積重体内の隣接する電極モジュール上の結合フィーチャと協働する請求項9に記載の埋め込み型電極。隣接する電極モジュール上の前記結合フィーチャは、スナップ嵌め関係で協働する請求項12に記載の埋め込み型電極。前記複数の電極モジュールは、共に溶接される請求項9に記載の埋め込み型電極。前記電極モジュールはそれぞれ環状であり、前記電極モジュール積重体はリング電極を形成する請求項9に記載の埋め込み型電極。前記孔は、約30μm~約60μmの範囲の幅を有する請求項9に記載の埋め込み型電極。医療デバイスリード線用の電極を形成するための方法であって、前記方法は、それぞれが、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層および結合フィーチャを含む複数の電極サブモジュールを形成するステップと、前記複数の電極サブモジュールを共に機械的に固定することによって、前記複数の電極サブモジュールから複数の電極モジュールを組立てるステップと、前記複数の電極モジュールを共に結合して電極モジュール積重体を形成するステップと、を含み、前記電極モジュール積重体内の隣接する電極モジュールの前記結合フィーチャは、前記電極モジュールを共に機械的に固定するために協働し、前記電極モジュール積重体は、前記実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む電極本体を形成する、方法。前記結合するステップは、前記複数の電極モジュールを共にスナップ嵌めすることを含む請求項17に記載の方法。前記組立てるステップは、前記電極サブモジュールの少なくとも2つを共にヒンジ式に取付けることを含む請求項17に記載の方法。前記形成するステップは、パターン化犠牲金属および電極金属の連続する交互層を基板上に堆積させることと、前記複数の電極サブモジュールから前記パターン化犠牲金属をエッチングすることと、前記複数の電極サブモジュールをシンギュレートすることと、を含む請求項17に記載の方法。本明細書で開示されるのは、複数の電極モジュールであって、実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含み、かつ電極モジュール積重体の状態に機械的結合された、複数の電極モジュール、を含む電極、ならびに、こうした電極を含む医療用電気リード線である。例1では、医療デバイスリード線は、絶縁性リード線本体と、リード線本体を通って近位端から遠位端まで延在する導体と、導体に電気接続された電極とを備える。近位端は、パルス発生器に電気接続されるように構成されている。電極は、複数の電極モジュールであって、電極モジュール積重体の状態に機械的に結合された、複数の電極モジュールを含む。各電極モジュールは、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層を含み、それにより、電極モジュール積重体が、実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む。例2では、各電極モジュールは、共に機械的に固定される複数の電極サブモジュールを備える例1による医療デバイスリード線。例3では、各電極モジュール内の電極サブモジュールの少なくとも2つは、ヒンジ式に取付けられる例1または例2のいずれかによる医療デバイスリード線。例4では、複数の電極モジュールの各々は結合フィーチャを備え、同結合フィーチャは複数の電極モジュールを共に機械的に結合するために、電極モジュール積重体内の隣接する電極モジュール上の結合フィーチャと協働する例1~3のいずれか1つの例による医療デバイスリード線。例5では、隣接する電極モジュール上の結合フィーチャは、スナップ嵌め関係で協働する例1~4のいずれか1つの例による医療デバイスリード線。例6では、複数の電極モジュールは、共に溶接される例1~5のいずれか1つの例による医療デバイスリード線。例7では、電極モジュールはそれぞれ環状であり、電極モジュール積重体はリング電極を形成する例1~6のいずれか1つの例による医療デバイスリード線。例8では、孔は、約30μm~約60μmの範囲の幅を有する例1~7のいずれか1つの例による医療デバイスリード線。例9では、医療デバイスリード線用の埋め込み型電極は、複数の電極モジュールであって、電極モジュール積重体の状態に機械的に結合された、複数の電極モジュールを備える。各電極モジュールは、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層を備え、それにより、電極モジュール積重体が、実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む。例10では、各電極モジュールは、共に機械的に固定される複数の電極サブモジュールを備える例9による埋め込み型電極。例11では、各電極モジュール内の電極サブモジュールの少なくとも2つは、ヒンジ式に取付けられる例9または10のいずれかによる埋め込み型電極。例12では、複数の電極モジュールの各々は結合フィーチャを備え、同結合フィーチャは複数の電極モジュールを機械的に結合するために、電極モジュール積重体内の隣接する電極モジュール上の結合フィーチャと協働する例9~11のいずれか1つの例による埋め込み型電極。例13では、隣接する電極モジュール上の結合フィーチャは、スナップ嵌め関係で協働する例9~12のいずれか1つの例による埋め込み型電極。例14では、複数の電極モジュールは、共に溶接される例9~13のいずれか1つの例による埋め込み型電極。例15では、電極モジュールはそれぞれ環状であり、電極モジュール積重体はリング電極を形成する例9~14のいずれか1つの例による埋め込み型電極。例16では、孔は、約30μm~約40μmの範囲の幅を有する例9~15のいずれか1つの例による埋め込み型電極。例17では、医療デバイスリード線用の電極を形成するための方法は、それぞれが、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層および結合フィーチャを含む複数の電極サブモジュールを形成するステップを含む。複数の電極モジュールは、複数の電極サブモジュールを共に機械的に固定することによって、複数の電極サブモジュールから組立てられる。複数の電極モジュールは、電極モジュール積重体を形成するために、共に結合される。電極モジュール積重体内の隣接する電極モジュールの結合フィーチャは、電極モジュールを共に機械的に固定するために協働する。電極モジュール積重体は、実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む。例18では、結合するステップは、複数の電極モジュールを共にスナップ嵌めすることを含む例17による方法。例19では、組立てるステップは、電極サブモジュールの少なくとも2つを共にヒンジ式に取付けることを含む例17または18のいずれかによる方法。例20では、形成するステップは、パターン化犠牲金属および電極金属の連続する交互層を基板上に堆積させることと、複数の電極サブモジュールからパターン化犠牲金属をエッチングすることと、複数の電極サブモジュールをシンギュレートすることと、を含む例17~19のいずれか1つの例による方法。複数の実施形態が開示されているが、本発明の他の実施形態が、本発明の例証的な実施形態を示し、かつ述べる以下の詳細な説明から当業者に明らかになる。したがって、図面および詳細な説明は、制限ではなく、本質的に例証とみなされる。本発明は、種々の修正および代替形態を受ける余地があるが、特定の実施形態が、図面において例として示され、以下で詳細に述べられる。しかしながら、本発明は、記載された特定の実施形態に本発明を制限するものではない。逆に、本発明は、添付された特許請求の範囲によって規定される本発明の範囲内に入る全ての修正物、等価物、および代替物を包含することが意図されている。図1は、近位端16および遠位端18を有するリード線14を備えた埋め込み型医療デバイスIMD12を含む心臓律動管理システム10の斜視図である。一実施形態では、IMD12は、パルス発生器を含む。IMD12は、身体内に、通常患者の胸部または腹部などの場所に皮下に埋め込まれ得るが、他の埋め込み場所であってもよい。リード線14の近位端16は、IMD12に結合され得る、または、IMD12と一体に形成され得る。リード線14の遠位端18は、次に、心臓20内のまたは心臓20近くの所望の場所に埋め込まれ得る。図1に示すように、リード線14の遠位部分は、患者の心臓20であって、右心房22、右心室24、左心房26、および左心室28を含む、患者の心臓20内に配設される。図1に示す実施形態では、リード線14の遠位端18は、右心房22を通り、冠状静脈洞口29を通って経静脈的に誘導されて、冠状静脈洞の分枝31または大心臓静脈33に入る。リード線14の図示された位置は、心臓20の左側へのペーシングおよび/または除細動エネルギーを検知するかまたは送出するため、あるいは、心臓20の左側へ送出される治療を必要とする不整脈または他の心臓障害を処置するために使用され得る。したがって、リード線14がまた、心臓20の他の領域たとえば、右心室24における処置を提供するために使用され得ることが認識されるであろう。例示した実施形態は単一の埋め込み式リード線14のみを示すが、複数のリード線が、心臓20の他のエリアを電気刺激するために利用され得ることが理解されるべきである。いくつかの実施形態では、たとえば、第2のリード線図示せずの遠位端が、右心房22に埋め込まれることができる、かつ/または、第3のリード線図示せずの遠位端が、右心室24に埋め込まれることができる。心内膜リード線などの他の種類のリード線もまた、図1に示すリード線14に加えて、または、その代わりに利用され得る。動作中、リード線14は、IMD12と心臓20との間で電気信号を伝達するように構成され得る。たとえば、IMD12がペースメーカである実施形態では、リード線14は、心臓20をペーシングするための電気刺激を送出するために利用され得る。IMD12が埋め込み型心臓除細動器である実施形態では、リード線14は、心臓ショックまたは不整脈などの事象に応答して心臓20に電気ショックを送出するために利用され得る。いくつかの実施形態では、IMD12は、ペーシング機能と除細動機能の両方を含む。図示する実施形態では、リード線14は、遠位端18にリング電極36および先端電極38を含む。リング電極36および先端電極38は、リード線本体を通ってIMD12から遠位端18まで延在する1つまたは複数の導体に接続される。リング電極36および/または先端電極38は、心臓20内の隣接する組織に、IMD12によって生成される治療電気信号を送出するように構成され得る。リング電極36および/または先端電極38はまた、心臓20内の活動を検知し、検知された活動に関連する電気信号をIMD12に提供するように構成され得る。本発明によれば、リング電極36および/または先端電極38は、実質的に同様の寸法を有する導電性電極材料内に形成された複数の孔を含む。多孔質電極36および/または38は、孔内への組織成長を促進し、それにより、リード線14を隣接する組織に結合させる。さらに、孔は、内方成長組織のコラーゲン被膜厚を最小にするサイズに作られ、したがって、組織を脱分極させるのに必要とされるペーシング閾値を最小にする。いくつかの実施形態では、孔は、約30μm~約60μmの範囲の幅を有する。幅は、孔の両端の2点間の平均距離を指す。図2は、本発明の実施形態によるリング電極36の斜視図である。以下の説明はリング電極36の実施形態に関するが、記載された原理およびプロセスは、先端電極38などの、リード線14上の他のタイプの電極および構造を作製するように適合可能である。リング電極36は、以下でさらに詳細に説明するように、複数の電極モジュール40であって、電極モジュール40の積重体42の状態に機械的に結合された、複数の電極モジュール40を含む。各電極モジュール40は、複数の孔44を含む。そのため、電極モジュール40が積重体42に組立てられると、積重体42は、孔44のアレイを含む。代替の実施形態では、リング電極36は、孔44のアレイを画定する単一で連続した要素である。図3Aは、本発明の一実施形態による電極モジュール40の側面斜視図であり、図3Bは平面斜視図である。図示された実施形態では、電極モジュール40は、中間リング54によって接続された外部リング50および内部リング52を含む。外部リング50および内部リング52はそれぞれ、その円周にわたって複数の孔44を含む。中間リング54は、孔44の間に延在するポスト56において外部リング50および内部リング52を結合する。中間リング54の高さは、外部リング50および内部リング52の高さより低いため、中間リング54は、外部リング50と内部リング52との間に延在するスロット57を画定する。電極モジュール40は、リング50、52の上部および下部にスロット57を含むことができる。電極モジュール40は、リング50、52、および54を含んで示されるが、単一の多孔質リングなどの他の構成を有し得る。電極モジュール40は、パラジウムPd、プラチナPt、プラチナ-イリジウムPtIr、チタンTi、ニッケル-チタンNiTi、タンタルTa、MP35N合金、またはステンレス鋼などの、埋め込み型医療デバイスリード線電極に適した材料から構成され得る。例示した実施形態において、孔44は、ほぼ正方形または長方形形状を有するが、他の形状たとえば、円形も可能である。各電極孔44は、外部リング50または内部リング52の隣接するポスト56の間で測定される、幅wを有する。いくつかの実施形態では、各電極孔44の幅wは、電極孔44の平均幅の約20以内である。電極孔44を含む電極36は、組織内方成長を促進させて、心臓20の隣接する組織に対してリード線14を固定し、それにより、リード線14の位置ずれの可能性を下げる。さらに、電極孔44は、内方成長組織のコラーゲン被膜の厚さを最小にする寸法と実質的に同様のサイズに作られる。厚さが減少したコラーゲン被膜では、低電圧を使用して周囲心筋組織を脱分極させることが可能となる。電極孔44の幅が約35μm~約40μmであるとき、最小厚の線維性被包が起こる。そのため、いくつかの実施形態では、電極孔44の幅wは、約30μm~約60μmの範囲にある。中間リング54は、外部リング50および内部リング52の上部表面の上に延在する複数の結合フィーチャ60を含む。電極モジュール40が、図2に示す電極モジュール40の積重体42になるように組立てられる際、結合フィーチャ60は、積重体42内の隣接する電極モジュール40上の結合フィーチャと協働するように構成される。たとえば、結合フィーチャ60は、積重体42内の隣接する電極モジュール40の下部のスロット57内に摺動させることができる。結合フィーチャ60はまた、スナップ嵌め関係snap-fitrelationshipによって積重体42内の隣接する電極モジュール40に結合するように構成される。付加的にまたは代替的に、電極モジュール40は、積重体42になるように組立てられる際、同電極モジュール40を共に固定するために互いに溶接される。いくつかの実施形態では、電極モジュール40は、層状化堆積プロセスを使用して作製される。これは、非常に厳しい公差たとえば、±2μmでの複雑なマイクロスケールのフィーチャの作製を可能にする。さらに、電極壁の厚さは、非常に薄くたとえば、約100μm作製することができ、それが、電極の電気的応答を改善する。いくつかの実施形態では、電極モジュールは、パターン化犠牲金属と電極金属の連続する交互層を基板上に堆積させ、パターン化犠牲金属を、複数の電極モジュールからエッチングし、複数の電極モジュールをシンギュレートするsingulateことによって形成される。シンギュレーションの後、電極モジュール40は、積重体42になるように組立てられることができる。このプロセスの例が、図4、図5、および図6A~6Eに関して以下で述べられる。図4は、シリコーンウェハまたは他の半導体基板などの基板70上に形成された複数の電極モジュール40の平面図である。電極モジュール40は、所望の形状で基板70上に層をパターン化することによって形成される。電極モジュール40は、基板70上に形成される電極モジュール40の数を最大にするように、基板70上に配置される。電極モジュール40のサイズは、例示の目的にて誇張されているが、実際の実施態様では、電極モジュール40および基板70の相対的なサイズのために、より多くの電極モジュール40が基板70上に形成され得る。図5は、代替的な実施形態による、基板70上に形成された複数の電極サブモジュール74の平面図である。この実施形態では、基板70上に形成され得る構成要素の数は、図4に示す実施形態に比較して増加する。電極サブモジュール74は、ヒンジ82によって接続された2つの半環状要素80を含む。シンギュレーションの後、ヒンジ82は、半環状要素80が、ヒンジ82の周りに回転して、ヒンジ82に対向する半環状要素80の端部を互いに接触させるように構成される。端部が共に結合すると、半環状要素80は、電極モジュール40を形成するように、たとえば、溶接またはスナップ嵌めによって共に固定され得る。半環状要素80はまた、ヒンジ82に対向する半環状要素80の端部の結合を容易にする機械式結合フィーチャを含むことができる。電極サブモジュール74のサイズは例示の目的にて誇張されているが、実際の実施態様では、電極サブモジュール74および基板70の相対的なサイズのために、より多くの電極サブモジュール74が基板70上に形成され得る。電極サブモジュール74についての代替の構成もまた可能である。たとえば、図示する半環状要素80は、代替的に、別個に形成されすなわち、ヒンジ82によって接続されず、その後、別の半環状要素80に結合され、固定され得る。電極サブモジュール74はまた、電極モジュール40のより小さい部分たとえば、1/4リングまたはより大きい部分として作製され得る。電極モジュール40または電極サブモジュール74はまた、異なる形状または構成を有する電極を生成するために、異なるサイズで形成され得る。たとえば、先端電極38を形成するために、電極モジュール40のサイズは、電極モジュール40の積重体42が先端電極38として構成されるように制御され得る。さらに、モジュールおよびサブモジュールはまた、組立てられると他のタイプのデバイスを形成する基板70上に形成され得る。図6A~6Fは、電極モジュール40または電極サブモジュール74を形成するための例示的なプロセスのステップを示す。図6A~6Fは、単一電極モジュール40の形成を示すが、実際の実施態様では、複数の電極モジュール40または電極サブモジュール74が、基板たとえば、基板70上に形成され得る。電極モジュール40の層のそれぞれは、パラジウムPd、プラチナPt、プラチナ-イリジウムPtIr、チタンTi、ニッケル-チタンNiTi、タンタルTa、MP35N合金、またはステンレス鋼などの、埋め込み型医療デバイスリード線電極に適した材料から構成され得る。記載されたステップのそれぞれでは、犠牲層は、形成される電極モジュール40の部分の輪郭を画定するパターンで堆積され得る。犠牲層は、接着剤または減算型堆積を使用して堆積され得る。たとえば、犠牲層は、蒸着され、スパッタリングされ、またはメッキされ得る。別の例として、犠牲層はまた、粉末冶金技法を使用して基板上に堆積され得る。上記した例は、制限として解釈されるべきではなく、任意の適した堆積技法が使用され得ることが留意される。図6Aでは、電極金属層は、結合要素60を形成するために堆積される。たとえば、結合要素60は、結合要素60の輪郭を画定する犠牲層上に形成され得る。いくつかの実施形態では、結合要素60は、犠牲層上に実質的に均等に堆積されるため、結合要素60の複数の部分が、犠牲層内の空間を満たし、犠牲層のパターン化部分をカバーする。結合要素60は、犠牲層に関して述べたような、任意の適した堆積技法を使用して堆積され得る。結合要素60が形成された後、電極モジュール40の上部表面にある金属層は、犠牲層が、電極金属層を通して上部表面において露出されるまで平坦化される。図6Bでは、電極モジュール40の下部構造94が形成される。下部構造94は、下部構造94の輪郭を画定する犠牲層上に形成され得る。下部構造94は、外部リング50および内部リング52の第1の層を含む。スロット57は、外部リング50と内部リング52との間に延在する。スロット57は、結合要素60において不連続である。下部構造94が形成された後、電極モジュール40の上部表面にある金属層は、犠牲層が、電極金属層を通して上部表面において露出されるまで平坦化される。図6Cでは、ポスト56の下部部分が、下部基板94上に形成される。ポスト56の下部部分は、ポスト56の下部の輪郭を画定する犠牲層上に形成され得る。ポスト56の下部部分が形成された後、電極モジュール40の上部表面にある金属層は、犠牲層が、電極金属層を通して上部表面において露出されるまで平坦化される。図6Dでは、ポスト56の中央部分および中間リング54が、ポスト56の下部部分上に形成される。ポスト56の中央部分および中間リング54は、ポスト56の中央部分および中間リング54の輪郭を画定する犠牲層上に形成され得る。ポスト56の中央部分および中間リング54が形成された後、電極モジュール40の上部表面にある金属層は、犠牲層が、電極金属層を通して上部表面において露出されるまで平坦化される。図6Eでは、ポスト56の上部部分が、ポスト56の中央部分上に形成される。ポスト56の上部部分は、ポスト56の上部部分の輪郭を画定する犠牲層上に形成され得る。ポスト56の上部部分が形成された後、電極モジュール40の上部表面にある金属層は、犠牲層が、電極金属層を通して上部表面において露出されるまで平坦化される。図6Fでは、電極モジュール40の上部構造96が形成される。上部構造96は、上部構造96の輪郭を画定する犠牲層上に形成され得る。上部構造96は、外部リング50および内部リング52の第2の層を含む。スロット57は、外部リング50と内部リング52との間に延在する。いくつかの実施形態では、スロット57は、上部構造96に沿って連続である。他の実施形態では、結合要素60に嵌合するフィーチャがスロット57内に形成される。下部構造94、ポスト56、および上部構造96は、外部リング50および内部リング52内の孔44を画定する。上部構造96が形成された後、犠牲層が、電極モジュール40から除去される。要約すると、本発明の実施形態は、医療デバイスリード線に関しており、医療デバイスリード線は、絶縁性リード線本体と、リード線本体を通って近位端から遠位端まで延在する導体と、導体に電気接続された電極とを含む。近位端は、パルス発生器に電気接続されるようになっている。電極は、導体に電気接続され、また、複数の電極モジュールであって、電極モジュール積重体の状態に機械的に結合された、複数の電極モジュールを含む。各電極モジュールは、実質的に同様のサイズに作られた孔を画定する複数の層を含み、それにより、電極モジュール積重体が、実質的に同様のサイズに作られた孔のアレイを含む。電極孔は、内方成長のコラーゲン被膜の厚さを最小にするサイズに作製することができ、それが、内方成長組織の閾値電圧を最小にする。いくつかの実施形態では、孔は、約30μm~約60μmの範囲の直径を有する。さらに、組織内方成長は、隣接する組織に対してリード線を固定し、それにより、心臓リード線の位置ずれの可能性を下げる。種々の修正および追加が、本発明の範囲から逸脱することなく、論じた実施形態に対して行われ得る。たとえば、先に述べた実施形態が特定の特徴を参照するが、本発明の範囲はまた、特徴の異なる組合せを有する実施形態および述べた特徴の全てを含まない実施形態を含む。したがって、本発明の範囲は、特許請求の範囲の全ての均等物と共に特許請求の範囲内に入る、全てのこうした変更、修正、および変形を包含することを意図される。