TWI581817B - 起搏器電極線及起搏器 - Google Patents

Description

起搏器電極線及起搏器

本發明涉及一種起搏器電極線以及一起搏器，尤其涉及一種包括奈米碳管的起搏器電極線及起搏器。

先前技術中的起搏器一般係指一種可以植入於體內的電子治療儀器。起搏器的基本結構一般包括脈衝器和電極線，該電極線與所述脈衝器電連接。該起搏器應用脈衝器發出的脈衝電流，該脈衝電流通過植入心臟、血管等人體組織的電極線刺激發病器官，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。

所述電極線包括連接結構、導線以及電極頭，該連接結構設置於所述導線的一端，且與該導線電連接，所述電極頭設置於所述導線的另一端，且與該導線電連接，該電極頭通過連接結構電連接至所述脈衝器。因此，該脈衝器發出的脈衝電流可以通過所述電極線傳導到所述電極頭，由於該電極頭與所述發病器官及組織接觸，所以，該脈衝電流經過電極頭到達特定區域後釋放，用於刺激標的細胞。

先前技術中電極線的導電芯一般由金屬或合金材料構成，所以，該電極線的機械強度及韌性不夠，在人體運動或某個動作下，所述起搏器的電極線會受到拉伸或彎折，長時間使用會導致所述起搏器電極線受損或斷裂，因此，會影響起搏器電極線以及起搏器的使用壽命。

有鑒於此，提供一種強度高、韌性高、使用壽命長的起搏器電極線以及使用該起搏器電極線的起搏器實為必要。

一種起搏器電極線，其包括：一金屬導電芯以及一包覆在該金屬導電芯外表面的奈米碳管膜，所述起搏器電極線一末端具有一裸露部，該奈米碳管膜包括複數個沿同一方向擇優取向排列的奈米碳管，該奈米碳管的延伸方向與所述金屬導電芯的延伸方向一致。

一種起搏器，其包括：一脈衝器以及如上所述的電極線。

與先前技術相較，本發明提供的起搏器電極線以及使用該起搏器電極線的起搏器具有以下優點：首先，所述金屬導電芯外表麵包覆有奈米碳管膜，該奈米碳管膜具有較高的強度和韌性，所以，可以提高所述起搏器電極線的強度和韌性，從而增加該起搏器電極線和起搏器的使用壽命。

100、200‧‧‧起搏器

10‧‧‧脈衝器

20、60‧‧‧電極線

30‧‧‧連接結構

40‧‧‧裸露部

21‧‧‧導電結構

22‧‧‧金屬導電芯

23‧‧‧奈米碳管膜

24‧‧‧絕緣層

25‧‧‧屏蔽層

26‧‧‧包覆層

50‧‧‧固定件

51‧‧‧固定環

52‧‧‧固定翼

70‧‧‧電極頭

圖1為本發明第一實施例提供的起搏器的結構示意圖。

圖2為本發明第一實施例提供的起搏器中起搏器電極線的階梯剖的結構示意圖。

圖3為本發明第一實施例提供的起搏器中起搏器電極線的縱向剖面圖。

圖4為本發明第一實施例提供的起搏器電極線所採用的奈米碳管膜的掃描電鏡照片。

圖5為從一奈米碳管陣列中拉取如圖4所示的奈米碳管膜的過程示意圖。

圖6為本發明第二實施例提供的起搏器中起搏器的結構示意圖。

下面將結合附圖及具體實施例，對本發明作進一步的詳細說明。

請參照圖1，本發明第一實施例提供一種起搏器100。所述起搏器100包括：一脈衝器10以及一電極線20，該電極線20的其中一個末端設置有連接結構30，另一個末端具有一裸露部40，該電極線20通過所述連接結構30與所述脈衝器10電連接，所述脈衝器10發出的脈衝電流通過所述電極線20作用於人體。

所述脈衝器10包括外殼、電源、電脈衝發生電路、控制電路、接口等。所述電源、電脈衝發生電路、控制電路等封裝於所述殼體的內部。所述電源的正極與所述殼體電連接。所述殼體的材料一般採用具有生物相容性、耐腐蝕且不易變形的金屬及合金材料。本實施例中，該外殼材料為鈦金屬，用於保護其內部結構。所述電源用於為脈衝器提供動力，電脈衝發生電路用於產生脈衝電流，控制電路用於控制所述電脈衝發生電路以產生不同的脈衝電流或開關，所述接口用於與所述連接結構30電連接。脈衝器產生的脈衝電流通過電極線20傳遞到特定區域後釋放，用於刺激標的細胞，例如腦部細胞或係心臟肌肉細胞。

請一併參閱圖2及圖3，所述電極線20包括一導電結構21，該導電結構21由金屬導電芯22、一包覆在該金屬導電芯22的外表面的奈米碳管膜23組成，一包覆在該奈米碳管膜23的外表面的絕緣層24、一包覆在該絕緣層24的外表面的屏蔽層25，以及一包覆在該屏蔽層25的外表面的包覆層26。所述奈米碳管膜23包括複數個沿同一方向擇優取向排列的奈米碳管，該奈米碳管的延伸方向與所述金屬導電芯22的延伸方向一致。

所述導電結構21為中空的螺旋形結構。所述中空的螺旋形結構可使所述電極線20保持一定的彈性，從而可提高該電極線20的使用壽命。該中空的螺旋形結構的線圈直徑可為4毫米至6毫米。優選地，所述螺旋形的線圈直徑為5毫米。該中空的螺旋形結構的螺距可為0毫米至10毫米。不限於此，所述導電結構21也可以為實心或空心的線形結構，此時，所述奈米碳管膜23中奈米碳管的延伸方向與所述金屬導電芯22的軸向基本平行。

所述金屬導電芯22的材料例如，可以為MP35N、35NLT、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。該金屬導電芯22的材料不限於此，只要係能夠導電的金屬材料即可。在本實施例中，該金屬導電芯22的材料為鉑。

在所述電極線20的另一個末端具有裸露部40，該裸露部40為導電結構21即所述金屬導電芯22和所述奈米碳管膜23從絕緣層24至包覆層26中暴露出來的部分，所以該裸露部40的形狀為螺旋形結構。該裸露部40的長度可為0.5毫米至2毫米，該裸露部40作為起搏器電極線20的電極頭，該電極頭與人體細胞接觸，將脈衝器10產生的脈衝電流傳遞到人體細胞。該電極頭既係刺激電極又係感測電極。該裸露部40可以擰入所述發病器官及組織，將所述電極線20牢固地固定在所述發病器官及組織，防止該電極線20從所述發病器官及組織內滑動、脫落。

請參閱圖4，所述奈米碳管膜23為從一奈米碳管陣列中直接拉取獲得。所述奈米碳管膜由若干奈米碳管組成的自支撐結構。所述若干奈米碳管沿同一方向擇優取向排列，所述擇優取向排列係指在奈米碳管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膜的表面。進一步地，所述奈米碳管膜中大多數奈米碳管係通過凡得瓦力首尾相連。具體地，所述奈米碳管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。所述自支撐為奈米碳管膜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狀態，即將該奈米碳管膜置於(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能夠懸空保持自身膜狀狀態。所述自支撐主要通過奈米碳管膜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。

具體地，所述奈米碳管膜中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。因此，不能排除奈米碳管膜的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。

具體地，所述奈米碳管膜包括複數個連續且定向排列的奈米碳管片段。該複數個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個相互平行的奈米碳管，該複數個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。該奈米碳管膜中的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。

請一併參閱圖5，所述奈米碳管膜的製備方法，包括以下步驟：提供一奈米碳管陣列。所述奈米碳管陣列形成於一基底。該奈米碳管陣列由複數個奈米碳管組成。該複數個奈米碳管為單壁奈米碳管、雙壁奈米碳管及多壁奈米碳管中的一種或多種。所述奈米碳管的直徑為0.5~50奈米，長度為50奈米~5毫米。該奈米碳管的長度優選為100微米~900微米。本實施例中，該複數個奈米碳管為多壁奈米碳管，且該複數個奈米碳管基本上相互平行且垂直於所述基底，該奈米碳管陣列不含雜質，如無定型碳或殘留的催化劑金 屬顆粒等。所述奈米碳管陣列的製備方法不限，可參見台灣專利申請第091132618號。優選地，該奈米碳管陣列為超順排奈米碳管陣列。

採用一拉伸工具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；以一定速度拉伸該選定的奈米碳管，該拉取方向沿基本垂直於奈米碳管陣列的生長方向。從而形成首尾相連的複數個奈米碳管片段，進而形成一連續的奈米碳管膜。在上述拉伸過程中，該複數個奈米碳管片斷在拉力作用下沿拉伸方向逐漸脫離基底的同時，由於凡得瓦力作用，該選定的複數個奈米碳管片斷分別與其他奈米碳管片斷首尾相連連續地被拉出從而形成一奈米碳管膜。該奈米碳管膜為定向排列的複數個奈米碳管束首尾相連形成的具有一定寬度的奈米碳管膜。該奈米碳管膜中奈米碳管的排列方向基本平行於該奈米碳管膜的拉伸方向。

下面提供將所述奈米碳管膜包覆在所述金屬導電芯22的外表面形成導電結構21的方法。首先，提供一從奈米碳管陣列中拉伸形成的奈米碳管膜，將該奈米碳管膜的一端黏附於所述金屬導電芯22的外表面，使所述奈米碳管膜中奈米碳管的延伸方向基本平行於所述金屬導電芯22的軸向。然後，旋轉所述金屬導電芯22或所述奈米碳管膜，使所述奈米碳管膜包覆在所述金屬導電芯22的外表面。其中，所述奈米碳管膜中奈米碳管的延伸方向基本平行於所述金屬導電芯22的軸向，由於所述奈米碳管膜的比表面積較大，所以該奈米碳管膜可以憑藉凡得瓦力黏附於所述金屬導電芯22的外表面。優選，為了使所述奈米碳管膜能更加牢固地包覆於所述金屬導電芯22的外表面，可以在所述金屬導電芯22的外表面塗布一層黏結劑，然後再按照上述方法將奈米碳管膜黏附於所述金屬導電芯22的外表面。

然後，將所述包覆有奈米碳管膜的金屬導電芯螺旋處理形成中空螺旋形的導電結構21。具體地，可將該包覆有奈米碳管膜的金屬導電芯螺旋纏繞於一直線狀支撐體，最後將該支撐體移除即可獲得所述中空螺旋形的導電結構21。

所述絕緣層24的材料例如，可以為矽膠、聚亞胺酯、聚四氟乙烯、矽橡膠-聚亞胺酯共聚物，聚乙烯、聚丙烯、聚苯乙烯、泡沫聚乙烯組合物或奈米黏土-高分子複合材料，該高分子材料可以選用矽樹脂、聚醯胺、聚烯烴如聚乙烯或聚丙烯等，該絕緣層24的材料不限於此，只要係能起到電絕緣的作用即可。在本實施例中，該絕緣層24的材料優選為泡沫聚乙烯組合物。

所述屏蔽層25用於屏蔽外部電磁干擾或外部訊號干擾，所述屏蔽層25的材料為金屬材料或奈米碳管等導電材料。在本實施例中，所述屏蔽層25由銅構成。

所述包覆層26為具有生物相容性的高分子材料，如聚氨酯(polyurethane)、高純矽橡膠等。在本實施例中，所述包覆層26由聚氨酯構成。

所述起搏器100在應用時，可以將所述起搏器100中的電極線20植入心臟、血管、腦部等人體組織，並使起搏器電極線20的電極頭與待治療區域的細胞接觸，啟動起搏器脈衝器10，電極線20將脈衝器10產生的脈衝電流傳導到起搏器電極線20的電極頭，然後該電極頭將脈衝電流傳遞到治療區域的細胞，達到刺激細胞的目的。因此，該電極線20可以刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官及組織因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。通過測量脈衝器殼體和所述電極頭之間的電位差，即可識別發病器官及組織內的情況，根據該情況和病人的狀況調整所述脈衝器10產生的脈衝電流的頻率以及強弱等參數來刺激發病器官及組織。

由於奈米碳管具有較好的機械強度及韌性，所以，由奈米碳管組成的奈米碳管膜23也具有較優的機械強度及韌性。由於所述奈米碳管膜23包覆於所述金屬導電芯22的外表面，所以，當該電極線20受到拉伸時，所述奈米碳管膜23中的奈米碳管與金屬導電芯22之間產生一摩擦力，該摩擦力有阻止該金屬導電芯22被拉斷的作用。即，在相同拉力的情況下，所述電極線20不容易被拉斷。因此，提高了所述電極線20的強度和韌性，從而提高了該電極線20以及使用該電極線20的起搏器的使用壽命。

另外，所述電極線20中奈米碳管膜23的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列，該奈米碳管的延伸方向與所述金屬導電芯22的延伸方向基本一致，且所述奈米碳管的軸向即延伸方向具有較優的導電性，所以，該電極線20充分利用了奈米碳管軸向導電性較優以及導電路徑較短的特性，從而提高了電極線20的導電性，進而可以提高所述起搏器100的靈敏度以及效率。

當病人病情發作時，會發生肢體亂動、痙攣等情況，往往傳統的起搏器中的導電芯會被拉斷，惟，本實施例中，由於所述由奈米碳管組成的奈米碳管膜23也具有較優的機械強度，所以比所述金屬導電芯22更抗拉伸，當金屬導電芯22被拉斷時，所述奈米碳管膜23還沒有受到破壞。也就係說，此時，奈米碳管膜23依舊導電，而且，所述金屬導電芯22相當於在斷裂處串聯了一個長度較短的奈米碳管膜23，該較短的奈米碳管膜23具有較優的導電性，所以所述電極線20可以提供脈衝電流通過電極線刺激發病器官，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的，以確保病人的生命安全。

請一併參閱圖6，本發明第二實施例提供一種起搏器200。所述起搏器200包括：一脈衝器10以及一電極線60，該電極線60的其中一個末端設置有連接結構30，另一個末端具有一裸露部，該電極線60通過所述連接結構 30與所述脈衝器10電連接，所述脈衝器10發出的脈衝電流通過所述電極線60作用於人體。

本實施例的起搏器200與第一實施例提供的起搏器100的結構基本相同，其不同在於電極線60進一步包括一電極頭70，該電極頭70固定於所述裸露部，並與該裸露部電連接，即與所述導電結構21電連接。所述電極線60除了電極頭70以外其他部分的結構與材料與第一實施例中電極線20的結構和材料相同。

所述電極頭70的材料可以選自導電性良好的金屬材料或合金材料。本實施例中，所述電極頭70的材料為一鉑-銥合金。此外，在該電極頭70的表面還形成有一塗層。該塗層一般為一具有生物相容性的多孔材料。該塗層可以使所述電極頭70與生物器官的生物相容性增加並增加所述電極頭70與生物器官接觸的面積。該塗層的材料可以為活性炭、碳纖維、奈米碳管、鉑-銥或鈦氮化合物等。本實施例中，該塗層的材料為活性炭。

該電極頭70用於將所述脈衝器10產生的脈衝電流傳導到發病器官及組織，並起到刺激發病器官及組織，從而起到治療發病器官因電訊號失常而引起的某些功能障礙的目的。

所述起搏器電極線60進一步包括一固定件50，該固定件50套設於所述電極線60靠近電極頭70的一端，該固定件50包括一固定環51及複數個固定翼52，其材料可為聚氨酯(polyurethane)或高純矽橡膠等具有生物相容性的高分子材料。所述固定環51為一圓筒狀結構，所述固定翼52為由該固定環51的外表面向遠離固定環51的中心軸方向延伸的棒狀結構，其軸向與固定環51中心軸的夾角為30°至60°，且其延伸方向為背離固定件50所在的電極線60一端，從而形成倒鉤結構。所述固定件50植入人體後，固定翼52被人體纖維組織包繞，從而進一步牢固的固定所述起搏器電極線60，防止該搏器電極線60從所 述發病器官及組織內滑動、脫落。所述固定件50的結構不限於此，也可以為凸緣狀結構或螺旋狀結構，只要係所述電極線60植入人體後，固定件50被人體纖維組織包繞，從而進一步牢固的固定所述起搏器電極線60，防止該搏器電極線60從所述發病器官及組織內滑動、脫落即可。

本發明實施例提供的起搏器電極線以及使用該起搏器電極線的起搏器具有以下優點：首先，所述金屬導電芯外表麵包覆有奈米碳管膜，該奈米碳管膜可以提高所述起搏器電極線的強度和韌性，因此可以增加該起搏器電極線和起搏器的使用壽命。其次，所述電極線中奈米碳管膜的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列，該奈米碳管的延伸方向與所述金屬導電芯的延伸方向一致，且所述奈米碳管的軸向即延伸方向具有較優的導電性，所以，該電極線充分利用了奈米碳管軸向導電性較優的以及導電路徑較短的特性，從而提高了電極線的導電性，進而可以提高所述起搏器的靈敏度以及效率。

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。

20‧‧‧電極線

21‧‧‧導電結構

24‧‧‧絕緣層

25‧‧‧屏蔽層

26‧‧‧包覆層

Claims (10)

1. 一種起搏器電極線，其改良在於，該起搏器電極線包括：一金屬導電芯以及一包覆在該金屬導電芯外表面並與該金屬導電芯直接接觸的奈米碳管膜，所述起搏器電極線一末端具有一裸露部，該奈米碳管膜為一整體的自支撐結構，該奈米碳管膜包括複數個沿同一方向擇優取向排列的奈米碳管，該奈米碳管的延伸方向與所述金屬導電芯的延伸方向一致。
2. 如請求項第1項所述之起搏器電極線，其中，所述裸露部為螺旋狀。
3. 如請求項第1項所述之起搏器電極線，其中，進一步包括一電極頭，該電極頭電連接於所述裸露部。
4. 如請求項第3項所述之起搏器電極線，其中，進一步包括一固定件，該固定件套設於所述電極線靠近電極頭的一端。
5. 如請求項第4項所述之起搏器電極線，其中，所述固定件包括一固定環及複數個固定翼，該複數個固定翼為由所述固定環的外表面向遠離固定環的中心軸方向延伸的棒狀結構，該複數個固定翼的軸向與固定環中心軸的夾角為30°至60°。
6. 如請求項第1項所述之起搏器電極線，其中，所述奈米碳管膜通過凡得瓦力黏附在所述金屬導電芯外表面。
7. 如請求項第1項所述之起搏器電極線，其中，所述金屬導電芯外表面設置有黏結劑，所述奈米碳管膜通過該黏結劑設置在所述金屬導電芯外表面。
8. 如請求項第1項所述之起搏器電極線，其中，所述奈米碳管膜中每一奈米碳管與在軸向延伸方向上相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力首尾相連。
9. 如請求項第1項所述之起搏器電極線，其中，所述奈米碳管中每一奈米碳管與徑向方向上相鄰的奈米碳管之間通過凡得瓦力緊密相連。
10. 一種起搏器，該起搏器包括：一脈衝器以及如請求項1至9任意一項所述的起搏器電極線。