TWI584841B - 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發生器和電極線，該電極線與所述脈衝發生器電連接。該起搏器應用脈衝發生器發出的脈衝電流，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發生器。因此，該脈衝發生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電極頭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，所述起搏器的電極頭會受到拉伸或彎折，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，確有必要提供一種強度高、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。

一種起搏器電極線，其包括一導線以及一電極頭，該電極頭設置於所述導線一端，並與該導線電連接，該電極頭用於刺激生物器官，其中，所述電極頭包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由一基體和一奈米碳管結構構成，該奈米碳管結構複合於所述基體內並與所述導線電連接，該奈米碳管結構由多個奈米碳管組成，該奈米碳管複合結構具有一表面，該奈米碳管結構到所述奈米碳管複合結構所述表面的距離大於0小於等於10微米，該表面與生物器官接觸用於刺激所述生物器官。

一種起搏器，其包括：一脈衝發生器以及如上所述的電極線。

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，所述電極頭包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由一基體和一個奈米碳管結構構成，該奈米碳管結構複合於所述基體內並與所述導線電連接，該奈米碳管結構由多個奈米碳管組成，該奈米碳管結構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。並且，所述奈米碳管結構到所述奈米碳管複合結構表面的距離大於0小於等於10微米，所以，所述奈米碳管複合結構表面具有導電性，因此，脈衝電流可以通過電極線傳遞到所述生物器官的特定區域後釋放，用於刺激所述生物器官。

100、200‧‧‧起搏器

10‧‧‧脈衝發生器

20、40‧‧‧電極線

26、46‧‧‧連接結構

24、44‧‧‧電極頭

22、42‧‧‧導線

222、420‧‧‧導電芯

240、440‧‧‧表面

224、422‧‧‧第一絕緣層

424‧‧‧導電層

226、428‧‧‧遮罩層

228、430‧‧‧包覆層

426‧‧‧第二絕緣層

30‧‧‧固定件

31‧‧‧固定環

32‧‧‧固定翼

241、441‧‧‧基體

242、442‧‧‧奈米碳管結構

48‧‧‧感測電極

圖1為本發明實施例提供的起搏器電極線所採用的奈米碳管拉膜的掃描電鏡照片。

圖2為本發明實施例提供的起搏器電極線所採用的奈米碳管碾壓膜的掃描電鏡照片。

圖3為本發明實施例提供的起搏器電極線所採用的奈米碳管絮化膜的掃描電鏡照片。

圖4為本發明實施例提供的起搏器電極線所採用的非扭轉奈米碳管線的掃描電鏡照片。

圖5為本發明實施例提供的起搏器電極線所採用的扭轉奈米碳管線的掃描電鏡照片。

圖6為本發明第一實施例提供的起搏器的結構示意圖。

圖7為本發明第一實施例提供的起搏器中起搏器電極線的導線和電極頭的剖面圖。

圖8為本發明第一實施例提供的起搏器中起搏器電極線的電極頭中的奈米碳管複合結構表面數碼照片和光學顯微鏡下的照片的組合圖。

圖9為本發明第一實施例提供的起搏器中起搏器電極線的電極頭中的奈米碳管複合結構側面的掃描電鏡照片。

圖10為本發明第二實施例提供的起搏器的結構示意圖。

圖11為本發明第二實施例提供的起搏器中起搏器電極線的導線和電極頭的剖面圖。

下面將結合附圖對本發明實施例作進一步的詳細說明。

本發明提供一種起搏器電極線及起搏器。起搏器包括一脈衝發生器及一電極線，該電極線與該脈衝發生器電連接，並用於在脈衝發生器與生物器官之間傳遞訊號。

所述脈衝發生器包括外殼、電源、電脈衝發生電路、控制電路、介面等。 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。所述電源用於為脈衝發生器提供動力，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，所述介面用於與所述連接結構電連接。脈衝發生器產生的脈衝電流通過電極線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。

所述電極線一般包括一導線、一電極頭以及一連接結構。該電極頭與連接結構分別位於該導線相對設置的兩端。所述導線具有良好的導電性，主要用於在脈衝發生器與電極頭之間傳遞各種訊號。所述電極頭與該導線電連接，並用於接觸一生物器官。該生物器官可以係心臟、大腦、胸膈、耳朵或腸胃等器官。 所述連接結構與該導線電連接，且與所述脈衝發生器的連接端匹配，將所述電極線電連接於所述脈衝發生器。

所述導線為同心線狀結構，其一般包括至少一個導電芯、至少一個絕緣層、一個遮罩層以及一個包覆層。該導電芯與電極頭電連接。所述絕緣層可以用於包覆所述導電芯，並使得該導電芯與所述遮罩層電絕緣，所述包覆層包覆在所述導線的最外層。當該導線包括多個導電芯時，每一個導電芯的外表面均設置有絕緣層，各個絕緣層可以使得該多個導電芯之間電絕緣。

所述導電芯一般要求具有較好的導電性，其材料一般為MP35N，35NLT，不銹鋼，碳纖維，鉭，鈦，鋯，鈮，鈦基合金，銅，銀，鉑，鉑-釔合金，鉑- 鈀合金等金屬。其中，MP35N的組成為35Co-35Ni-20Cr-10Mo，其中含有1%的鈦；35NLT的組成為35Co-35Ni-20Cr-10Mo，其中含0.01%的鈦。所述導電芯的材料還可以為奈米碳管，即，該導電芯還可以為由奈米碳管組成的奈米碳管線狀結構。該導電芯的材料不限於此，只要係能起到導電的作用即可。

所述絕緣層應具有電絕緣的性質，其材料例如，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，該絕緣層的材料不限於此，只要係能起到電絕緣的作用即可。

所述遮罩層用於遮罩外部電磁干擾或外部訊號干擾，所述遮罩層的材料為金屬材料或奈米碳管等導電材料。

所述包覆層為具有生物相容性的高分子絕緣材料，如聚氨酯(polyurethane)、高純矽橡膠等。

所述電極頭可以通過導電膠與所述導線電連接。所述電極頭包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由一基體和一奈米碳管結構構成，所述奈米碳管結構複合於所述基體內並與所述導線電連接，該奈米碳管結構由多個奈米碳管組成，該奈米碳管複合結構具有一表面，該奈米碳管結構中的多個奈米碳管在所述奈米碳管複合結構中形成導電路徑，該導電路徑在導電方向具有相對的兩個端部，其中一個端部到所述奈米碳管複合結構表面的距離大於0小於等於10微米，該表面與生物器官接觸用於刺激所述生物器官。

所述基體的材料可以為高分子材料。所述高分子材料包括環氧樹脂、雙馬來醯亞胺樹脂、氰酸酯樹脂、聚丙烯、聚乙烯、聚苯乙烯、聚乙烯醇、聚苯烯醇、聚碳酸酯或聚甲基丙烯酸甲酯等。

所述奈米碳管結構由多個奈米碳管組成，該多個奈米碳管通過凡得瓦力相互吸引，從而使該奈米碳管結構具有特定的形狀，形成一自支撐結構。所謂“自支撐，’即該奈米碳管結構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特定的形狀，即將該奈米碳管結構置於(或固定於)間隔設置的兩個支撐體上時，位於兩個支撐體之間的奈米碳管結構能夠懸空保持自身特定的形狀。該奈米碳管結構中相鄰的奈米碳管之間具有一定間隙，從而在該奈米碳管結構中形成多個尺寸在1奈米到450奈米之間的間隙。

在奈米碳管複合結構中，基體材料填充於到奈米碳管結構的間隙當中，基體與奈米碳管結構中的奈米碳管緊密結合。基體包裹整個奈米碳管結構。奈米碳管結構在基體中保持層狀結構。奈米碳管複合結構的表面到奈米碳管結構的垂直距離大於0小於等於10微米。優選地，所述奈米碳管複合結構表面到奈米碳管結構的距離小於100奈米。更優選地，所述奈米碳管複合結構表面到奈米碳管結構的距離小於30奈米。奈米碳管複合結構的表面到奈米碳管結構的距離小於等於10微米時，奈米碳管複合結構的表面具有導電性。

所述奈米碳管結構中的多個奈米碳管可以有序排列或無序排列。所謂無序排列係指奈米碳管的排列方向無規則。所謂有序排列係指奈米碳管的排列方向有規則。具體地，當奈米碳管結構包括無序排列的奈米碳管時，奈米碳管相互纏繞或者各向同性排列；當奈米碳管結構包括有序排列的奈米碳管時，奈米碳管沿一個方向或者多個方向擇優取向排列。所謂“擇優取向”係指所述奈米碳管結構中的大多數奈米碳管在一個方向或幾個方向上具有較大的取向幾率；即，該奈米碳管結構中的大多數奈米碳管的軸向基本沿同一方向或幾個方向延伸。優選地，該多個奈米碳管的軸向基本沿同一方向擇優取向排列。

所述奈米碳管結構為奈米碳管膜或奈米碳管線。當該奈米碳管結構包括多個奈米碳管膜時，該多個奈米碳管膜層疊設置。所述奈米碳管膜可以為奈米碳 管拉膜、奈米碳管碾壓膜或奈米碳管絮化膜。所述奈米碳管線為非扭轉的奈米碳管線或扭轉的奈米碳管線。

請參閱圖1，所述奈米碳管拉膜係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。該奈米碳管拉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拉膜的表面。進一步地，所述奈米碳管拉膜中多數奈米碳管係通過凡得瓦力首尾相連。具體地，所述奈米碳管拉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，所述奈米碳管拉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拉膜中大多數奈米碳管的整體取向排列構成明顯影響。所述奈米碳管拉膜之中的相鄰的奈米碳管之間具有一定間隙，從而在奈米碳管拉膜中形成多個尺寸在1奈米到450奈米之間的間隙或微孔。

具體地，所述奈米碳管拉膜中基本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，不能排除奈米碳管拉膜的基本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，所述奈米碳管拉膜包括多個連續且定向排列的奈米碳管片段。該多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多個相互平行的奈米碳管，該多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。該奈米碳管拉膜中的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。

所述奈米碳管拉膜可通過從奈米碳管陣列直接拉取獲得。可以理解，通過將多個奈米碳管拉膜平行且無間隙共面鋪設或/和層疊鋪設，可以製備不同面積與厚度的奈米碳管層。每個奈米碳管拉膜的厚度可為0.5奈米~100微米。當奈米 碳管層包括多個層疊設置的奈米碳管拉膜時，相鄰的奈米碳管拉膜中的奈米碳管的排列方向形成一夾角α，0°α90°。該奈米碳管拉膜具有導電異向性，該奈米碳管拉膜在其中的奈米碳管的軸向方向上的導電性大於該奈米碳管拉膜在其中的奈米碳管的徑向方向上的導電性。所述奈米碳管拉膜的結構及其製備方法請參見2007年2月9日申請的，於2010年5月26日公告的第CN101239712B號中國公開專利“奈米碳管膜結構及其製備方法”。為節省篇幅，僅引用於此，但上述申請所有技術揭露也應視為本發明申請技術揭露的一部分。

請參閱圖2，所述奈米碳管碾壓膜包括均勻分佈的若干奈米碳管，該若干奈米碳管無序、沿同一方向或不同方向擇優取向排列，該若干奈米碳管的軸向沿同一方向或不同方向延伸。所述奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管相互部分交疊，並通過凡得瓦力相互吸引，緊密結合。當該奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管沿不同方向擇優取向排列時，該奈米碳管碾壓膜包括多個不同的區域，每個區域中的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。所述奈米碳管碾壓膜之中的相鄰的奈米碳管之間具有一定間隙，從而在奈米碳管碾壓拉膜中形成多個尺寸在1奈米到450奈米之間的間隙或微孔。所述奈米碳管碾壓膜可通過碾壓一奈米碳管陣列獲得。該奈米碳管陣列形成在一基底表面，所製備的奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管與該奈米碳管陣列的基底的表面成一夾角β，其中，β大於等於0度且小於等於15度(0°β15°)。優選地，所述奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管的軸向基本平行於該奈米碳管碾壓膜的表面。依據碾壓的方式不同，該奈米碳管碾壓膜中的奈米碳管具有不同的排列形式。該奈米碳管碾壓膜的面積和厚度不限，可根據實際需要選擇。該奈米碳管碾壓膜的面積與奈米碳管陣列的尺寸基本相同。該奈米碳管碾壓膜厚度與奈米碳管陣列的高度以及碾壓的壓力有關，可為1微米~100微米。所述奈米碳管碾壓膜及其製備方法請參見2008年12月3日公開的，公開號為CN101314464A的中國發明專利申請公開說明書。

請參閱圖3，所述奈米碳管絮化膜包括相互纏繞的奈米碳管，該奈米碳管長度可大於10釐米。所述奈米碳管之間通過凡得瓦力相互吸引、纏繞，形成網路狀結構。所述奈米碳管絮化膜各向同性。所述奈米碳管絮化膜中的奈米碳管為均勻分佈，無規則排列，形成大量的微孔，每個微孔的尺寸在1奈米到450奈米之間。可以理解，所述奈米碳管絮化膜的長度、寬度和厚度不限，可根據實際需要選擇，厚度可為1微米~100微米。所述奈米碳管絮化膜及其製備方法請參見2008年10月15日公開的，公開號為CN101284662A的中國發明專利申請公開說明書。

請參閱圖4，所述非扭轉的奈米碳管線包括多個沿奈米碳管線長度方向排列的奈米碳管。進一步地，所述非扭轉的奈米碳管線中大多數奈米碳管係通過凡得瓦力首尾相連。該非扭轉的奈米碳管線為將奈米碳管拉膜通過有機溶劑處理得到。

請參閱圖5，所述扭轉的奈米碳管線包括多個繞奈米碳管線軸向螺旋排列的奈米碳管。該扭轉的奈米碳管線為採用一機械力將所述奈米碳管拉膜兩端沿相反方向扭轉獲得。

所述奈米碳管線及其製備方法具體請參見范守善等人於2002年9月16日申請的，於2008年8月20日公告的第CN100411979C號中國公告專利“一種奈米碳管繩及其製造方法”，以及於2005年12月16日申請的，於2007年6月20日公開的第CN1982209A號中國公開專利申請“奈米碳管絲及其製作方法”。為節省篇幅，僅引用於此，但上述申請所有技術揭露也應視為本發明申請技術揭露的一部分。

進一步地，可採用一揮發性有機溶劑處理該扭轉的奈米碳管線。在揮發性有機溶劑揮發時產生的表面張力的作用下，處理後的扭轉的奈米碳管線中相鄰的奈米碳管通過凡得瓦力緊密結合，使扭轉的奈米碳管線的直徑及比表面積減小，密度及強度增大。

由於該奈米碳管線為採用有機溶劑或機械力處理上述奈米碳管拉膜獲得，該奈米碳管拉膜為自支撐結構，所以該奈米碳管線為自支撐結構。另外，該奈米碳管線中相鄰奈米碳管間存在間隙，故該奈米碳管線具有大量微孔。

所述起搏器根據應用部位的不同，可以分為心臟起搏器、腦起搏器、耳起搏器、腸胃起搏器或膈肌起搏器。本發明以心臟起搏器以及應用於該心臟起搏器的電極線為例，進一步闡述本發明。

請參閱圖6，本發明第一實施例提供一種心臟起搏器100。所述心臟起搏器100包括：一脈衝發生器10以及一與該脈衝發生器電連接的電極線20，該電極線20為單極性電極線，且包括一導線22、一電極頭24以及一連接結構26。該電極頭24固定於該導線22的一端，並與該導線22電連接，用於直接與心臟接觸。所述連接結構26固定於導線22的另一端，並於該導線22電連接，該連接結構26與該脈衝發生器10的連接端匹配，因此，該連接結構26可以使得所述導線22與該脈衝發生器10電連接。所述脈衝發生器10包括外殼、電源、電脈衝發生電路、控制電路、介面等。該外殼材料為鈦金屬，用於保護其內部結構。

請參閱圖7，所導線22為同心柱形線狀結構，其包括一個鉑-釔合金導電芯222、一個包覆於該導電芯222表面的聚四氟乙烯第一絕緣層224、一個包覆於該第一絕緣層224表面的奈米碳管遮罩層226以及一個包覆於該遮罩層126表面的聚氨酯包覆層228。

所述導線22為中空的螺旋形結構。所述中空的螺旋形結構可使所述導線22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，所述導線22也可以為實心或空心的線形結構。

所述電極頭24可以通過導電膠與所述導線電連接。所述電極頭24包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構具有一表面240，該奈米碳管複合結構由一基體241和一奈米碳管結構242構成，所述基體241的材料為聚乙烯，所述奈米碳管結構242設置於所述基體241內，該奈米碳管結構242由多個奈米碳管組成，該奈米碳管結構242中的多個奈米碳管在所述奈米碳管複合結構中形成導電路徑(如圖中箭頭所示)，該導電路徑在導電方向具有相對的兩個端部，其中一個端部到所述奈米碳管複合結構表面240的距離d大於0小於等於100奈米，所以，所述奈米碳管複合結構表面240具有導電性，因此，所述奈米碳管複合結構表面240可以用於刺激所述生物器官。

所述奈米碳管結構242由至少一個奈米碳管拉膜組成，該奈米碳管拉膜係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。當所述奈米碳管結構242由多個奈米碳管拉膜組成時，該多個奈米碳管拉膜層疊設置，且相鄰奈米碳管拉膜中的奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。

在奈米碳管複合結構中，基體241填充於到奈米碳管結構242的間隙當中，基體241與奈米碳管結構242中的奈米碳管緊密結合。基體241包裹整個奈米碳管結構242。奈米碳管結構242在基體241中保持層狀結構，所述奈米碳管結構到所述奈米碳管複合結構表面240的厚度為20奈米至30奈米。

下面通過介紹上述奈米碳管複合結構的製備方法，對本發明實施例奈米碳管複合結構進一步說明。該奈米碳管複合結構的製備方法包括以下步驟：

步驟一、提供一基體241，該基體241具有一表面。

所述基體241為一長方體結構，該基體241的材料為高分子材料，在本實施例中，該基體241的材料為聚乙烯。

步驟二、提供一奈米碳管結構242，該奈米碳管結構242設置於所述基體241的表面。

所述奈米碳管結構242為一奈米碳管拉膜，該奈米碳管拉膜包括多個奈米碳管，該多個奈米碳管沿同一方向擇優取向排列。該多個奈米碳管之間形成有多個間隙。

步驟三、將所述奈米碳管結構242與基體241放置於一電磁波環境中，使基體表面熔化後滲透至所述奈米碳管結構242的多個間隙中。

所述電磁波的功率為300瓦至2000瓦，頻率為1GHz至10GHz。所述電磁波可以為無線電波、微波、紅外線或遠紅外線。本實施例中，所述電磁波為微波，所述微波的功率為300瓦至1500瓦，頻率為1GHz至5GHz，奈米碳管結構242和基體241在微波環境中放置的時間為1秒至300秒，優選地，為3秒至90秒。所述基體材料為高分子材料，高分子材料一般與奈米碳管的浸潤性都較好，在基體的表面溶化後可以容易地滲透於奈米碳管結構242的間隙中。由於基體241為高分子材料，其對微波能量的吸收遠小於奈米碳管結構242，且基體241的熱容大於奈米碳管結構242的熱容，因此，基體本身靠其自身吸收的微波能量所產生的溫度升高可以忽略，即，不會使整個基體熔化。由於奈米碳管結構242的熱容較小，且與微波之間的相互作用較強，吸收微波能量之後的奈米碳管結構242快速升高溫度，從而使與奈米碳管結構242接觸的基體241的表面溫度升高。當基體241的表面達到一定溫度之後，開始熔化。當表面熔化時，奈米碳管結構242中的奈米碳管外壁與基體241之間的接觸更加充分，從而使奈米碳管結構242與基體表面的介面熱阻顯著降低，有利於更大的熱流進入基體241。在奈米碳管結構242與微波相互作用並快速升溫的同時，高比表面積的奈米碳管可有效地將熱量傳遞給具有更大熱容的基體241。故，微波加熱過程中，奈米碳管結構242的上升溫度能被有效地控制在700℃以下，避免奈米碳管結構242在空氣中氧化燃燒。在基體熔化的過程中，基體241會膨脹和吸熱，在基體241吸熱和膨脹的過程中，溶化的基體將滲透到奈米碳管結構242的間隙中。可以理解的，通過控制微波強度 以及加熱溫度和時間來達成奈米碳管結構242在基體中的適當範圍內的沉入深度，比如奈米碳管結構242沉入基體表面至完全被埋沒或者奈米碳管結構242沉入基體表面至剛好與基體表面平齊為止，即，奈米碳管結構表面的奈米碳管剛好從基體241的表面露出為止。在此過程中，由於奈米碳管結構242中存在間隙，溶化的基體材料將會填充於該間隙中，並包覆在奈米碳管的表面，當微間隙被填滿後，奈米碳管結構242在基體材料中的下沉動力減緩，進而可將包覆奈米碳管結構上表面的基體材料的厚度控制在100奈米以內。當基體材料滲透至奈米碳管結構242的間隙之後，基體241可以將奈米碳管結構242中的奈米碳管完全包覆。即，奈米碳管結構242被埋在表面下。

本實施例中，基體241的材料為聚乙烯，聚乙烯的熔點為137℃左右，因此當奈米碳管結構242的溫度達到137℃或略高於聚乙烯的熔點時，基體241的表面開始熔化，在微波環境中放置10秒後，基體241將奈米碳管結構242完全包覆。

可以理解，上述步驟也可在真空環境下或有保護氣體存在的環境下進行。所述真空環境的真空度可以為10^-2~10^-6帕。所述保護氣體包括氮氣和惰性氣體。在真空環境或保護氣體存在的情況下，可以保護奈米碳管結構242在高溫時不被破壞，奈米碳管結構242的溫度可以達到2000℃左右。

請一併參見圖8及圖9，奈米碳管結構242與基體241在微波環境中放置10秒之後，取出冷卻後的所得到的奈米碳管複合結構的表面掃描電鏡照片。奈米碳管結構242與基體241在微波環境中放置10秒之後，奈米碳管結構242被基體241埋在表面下方，奈米碳管複合結構的表面係相對光滑而且平整的。從圖7奈米碳管複合結構的側視的掃描電鏡照片可以看出，奈米碳管結構242中的奈米碳管都被基體241覆蓋。比較圖5中奈米碳管複合材結構中的單根奈米碳管被基體包覆後的直徑與原奈米碳管結構中奈米碳管的直徑發現，奈米碳管的直徑原來為10-30nm，被基體包覆後形成的結構的直徑增大到70-90nm。從而可以知道，所 述奈米碳管結構到基體表面的距離可認為原奈米碳管半徑與被包覆後的半徑之差，即30nm左右。

所述起搏器電極線20進一步包括一固定件30，該固定件30套設於所述電極線20靠近電極頭24的一端，該固定件30包括一固定環31及多個固定翼32，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31為一圓筒狀結構，所述固定翼32為由該固定環31的外表面向遠離固定環31的中心軸方向延伸的棒狀結構，其軸向與固定環31中心軸的夾角為30°至60°，且其延伸方向為背離固定件30所在的電極線20一端，從而形成倒鉤結構。 所述固定件30植入人體後，固定翼32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20，防止該搏器電極線20從所述發病器官及組織內滑動、脫落。所述固定件30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20植入人體後，固定件30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20，防止該搏器電極線20從所述發病器官及組織內滑動、脫落即可。

所述心臟起搏器100在應用時，將所述心臟起搏器100中的電極線20植入心臟，並使心臟起搏器電極線20的電極頭24中的奈米碳管複合結構表面240與待治療區域的細胞接觸，啟動起搏器脈衝發生器10，電極線20將脈衝發生器10產生的脈衝電流傳導到心臟起搏器電極線20的電極頭24，然後該電極頭24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。通過測量脈衝發生器殼體和所述電極頭24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發生器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。

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電極頭一般由金屬或合金組成，所以，該電極頭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，但係，本實施例中，由於所述電極頭24包括所述奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由基體241和奈米碳管結構242構成，該奈米碳管結構242由多個奈米碳管組成，所以該電極頭24具有較優的機械強度和韌性，比傳統電極頭更抗拉伸，從而可以提高所述起搏器電極線20以及所述心臟起搏器100的使用壽命。

請參閱圖10，本發明第二實施例提供一心臟起搏器200，該心臟起搏器200包括：一脈衝發生器10以及一與該脈衝發生器電連接的電極線40，該電極線40為雙極性電極線，且包括一導線42、一電極頭44以及一連接結構46。該電極頭44固定於該導線42的一端，並與該導線42電連接，用於直接與心臟接觸。所述連接結構46固定於導線42的另一端，並與該導線42電連接，該連接結構46與該脈衝發生器10的連接端匹配，因此，該連接結構46可以使得所述導線42與該脈衝發生器10電連接。所述脈衝發生器10包括外殼、電源、電脈衝發生電路、控制電路、介面等。該外殼材料為鈦金屬，用於保護其內部結構。

請參閱圖11，該導線42為同心柱形線狀結構，其包括一個鉑-釔合金導電芯420、一個包覆於該導電芯420表面的聚四氟乙烯第一絕緣層422、一包覆在該第一絕緣層422的外表面的銅導電層424，一個包覆於該銅導電層424表面的聚四氟乙烯第二絕緣層426，一設置在該聚四氟乙烯第二絕緣層426的外表面的奈米碳管遮罩層428以及一設置在該奈米碳管遮罩層428的外表面的聚氨酯包覆層430以及至少一個感測電極48。本實施例中，所述導線42包括一個感測電極48，該感測電極48套設於所述銅導電層424，並與該銅導電層124電連接。

所述導線42為中空的螺旋形結構。所述中空的螺旋形結構可使所述導線42保持一定的彈性，從而可提高該電極線40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，所述導線22也可以為實心或空心的線形結構。

所述電極頭44包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由一個奈米碳管結構442和一高分子材料441構成。該奈米碳管結構442的一端與所述導線42電連接。該奈米碳管結構442包括相互纏繞的奈米碳管，該奈米碳管長度可大於10釐米。所述奈米碳管之間通過凡得瓦力相互吸引、纏繞，形成網路狀結構。 所述奈米碳管絮化膜各向同性。所述奈米碳管絮化膜中的奈米碳管為均勻分佈，無規則排列，形成大量的微孔，每個微孔的尺寸在1奈米到450奈米之間。 所述高分子材料441填充至該微孔並包覆在所述奈米碳管結構442的表面，形成奈米碳管複合結構。也就係說，每根奈米碳管的表面均包覆有高分子材料441，該高分子材料441在每根奈米碳管表面的厚度為大於0小於等於10微米，優選為大於0小於等於100奈米。本實施例中，該厚度為20奈米至30奈米。所述高分子材料與本發明第一實施例的高分子材料相同，在本實施例中，該高分子材料為材料為聚乙烯。所以，該奈米碳管複合結構的表面440具有導電性，所述奈米碳管複合結構表面240可以用於刺激所述生物器官。

所述心臟起搏器200進一步包括一固定件30，該固定件30套設於所述電極線靠近電極頭44的一端，且其結構與第一實施例中的固定件30的結構相同。

可以理解，所述奈米碳管結構442也可以為奈米碳管拉膜，奈米碳管碾壓膜、奈米碳管線或其任意兩種的組合。

所述心臟起搏器200在應用時，可以將所述心臟起搏器200中的電極線40植入心臟，並使起搏器電極線40的電極頭44中的奈米碳管複合結構表面440與待治 療區域的細胞接觸，啟動起搏器脈衝發生器10，電極線40將脈衝發生器10產生的脈衝電流傳導到心臟起搏器電極線40的電極頭44，然後該電極頭44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40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。通過測量該感測電極48和所述電極頭44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發生器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。

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，所述電極頭包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由一高分子材料和一個奈米碳管結構構成，該奈米碳管結構由多個奈米碳管組成，相鄰的奈米碳管之間包括多個間隙，所述高分子材料填充到所述間隙並包覆在所述奈米碳管結構的表面，由於所述奈米碳管結構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。並且，所述奈米碳管結構到所述奈米碳管複合結構表面的距離大於0小於等於10微米，所以，所述奈米碳管複合結構表面具有導電性，因此，脈衝電流可以通過電極線傳遞到所述生物器官的特定區域後釋放，用於刺激所述生物器官。

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。

24‧‧‧電極頭

240‧‧‧表面

241‧‧‧基體

242‧‧‧奈米碳管結構

222‧‧‧導電芯

224‧‧‧第一絕緣層

226‧‧‧遮罩層

228‧‧‧包覆層

Claims (13)

1. 一種起搏器電極線，其包括一導線以及一電極頭，該電極頭設置於所述導線一端，並通過導電膠與該導線電連接，該電極頭用於刺激生物器官，其改良在於，所述電極頭包括一奈米碳管複合結構，該奈米碳管複合結構由一基體和一奈米碳管結構構成，所述奈米碳管結構複合於所述基體內並與所述導線電連接，該奈米碳管結構由多個奈米碳管組成，該奈米碳管複合結構具有一表面，該奈米碳管結構中的多個奈米碳管在所述奈米碳管複合結構中形成導電路徑，該導電路徑在導電方向具有相對的兩個端部，其中一個端部到所述奈米碳管複合結構表面的距離大於0小於等於10微米，該表面與生物器官接觸用於刺激所述生物器官。
2. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述導電路徑的一個端部到所述奈米碳管複合結構所述表面的距離大於0小於等於100奈米。
3. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述導電路徑的一個端部到所述奈米碳管複合結構所述表面的距離為20奈米至30奈米。
4. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述基體材料為高分子材料。
5. 如請求項4所述的起搏器電極線，其中，所述高分子材料為環氧樹脂、雙馬來醯亞胺樹脂、氰酸酯樹脂、聚丙烯、聚乙烯、聚苯乙烯、聚乙烯醇、聚苯烯醇、聚碳酸酯或聚甲基丙烯酸甲酯。
6. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管結構包括奈米碳管膜或奈米碳管線。
7. 如請求項6所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管膜中的奈米碳管首尾相連沿同一方向擇優取向排列。
8. 如請求項6所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管膜中的奈米碳管相互纏繞，該奈米碳管結構為各向同性。
9. 如請求項6所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管線為非扭轉的奈米碳管線，該非扭轉的奈米碳管線包括多個沿奈米碳管線長度方向排列的奈米碳管。
10. 如請求項6所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管線為扭轉的奈米碳管線，該扭轉的奈米碳管線包括多個繞奈米碳管線軸向螺旋排列的奈米碳管。
11. 如請求項1所述的起搏器電極線，其中，所述奈米碳管結構中的奈米碳管之間存在間隙，所述基體材料填充於所述奈米碳管結構中的間隙內。
12. 如請求項1所述的起搏器電極線，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，所述固定件包括一固定環及多個固定翼，該多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，該棒狀結構的軸向與固定環中心軸的夾角為30°至60°。
13. 一種起搏器，其包括一脈衝發生器以及如請求項1至12任意一項所述的起搏器電極線。