JPH0533065B2 - - Google Patents
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- Publication number
- JPH0533065B2 JPH0533065B2 JP60294425A JP29442585A JPH0533065B2 JP H0533065 B2 JPH0533065 B2 JP H0533065B2 JP 60294425 A JP60294425 A JP 60294425A JP 29442585 A JP29442585 A JP 29442585A JP H0533065 B2 JPH0533065 B2 JP H0533065B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- cardiac pacemaker
- electrode
- surface roughness
- stainless steel
- manufacturing
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- Electrotherapy Devices (AREA)
Description
（産業上の利用分野）
本発明は、心臓ペースメーカー用電極の製造方
法に関する。 （従来技術とその問題点） 心臓ペースメーカーは、制御部を含む本体、電
線及び電極から成る。電極、特に埋め込み式の心
臓ペースメーカーの電極に要求される性能は、電
極が心臓に密着し易いことの他に、電力消費を抑
え電源寿命を長くすること、心臓からの信号に対
する応答性の良いこと、心臓からの信号を応答す
る時のインピーダンス（センシングインピーダン
ス）が小さいことなどが要求されている。 これらの要求のうち、電力消費を抑える為に
は、電極の大きさを小さくすれば良いが、応答性
を良くし、センシングインピーダンスを小さくす
るためには、表面積が大きい方が好ましい。 その為、従来は、電極の物理的大きさを極力小
さくし、表面をサンドプラスト或いはガラスビー
ズなどで機械的に粗面化して実質表面積を大きく
し、応答性、センシングインピーダンスの改良を
行つていたが十分ではなく、表面粗度のさらに大
きい電極が要望されていた。 （発明の目的） 本発明は、上記要望に鑑みなされたものであ
り、電極の物理的大きさを最小にし、且つ表面粗
度を非常に大きくして、心臓からの信号の応答性
を高め、センシングインピーダンスを小さくする
ことを目的とするものである。 （発明の構成） 本発明の心臓ペースメーカー用電極の製造方法
の１つは、ステンレス鋼により作製した心臓ペー
スメーカー用電極上に、Pt族金属又は合金を線
爆溶射法によりコーテイングすることを特徴とす
るものである。 本発明の製造方法に於いて用いる線爆溶射法と
は、コーテイングしようとする金属又は合金の線
材又は板材に、大気中又は雰囲気ガス中で衝撃大
電流を通電して、放電爆発させ、これらによつて
飛散する粒子を高速度で基材に衝突させ、目的と
するコーテイング層を得る方法であり、放電爆発
により溶融飛散する粒子は非常に小さく、且つ飛
散速度が非常に速いため、コーテイング膜は気孔
率小さく密着強度が大きく、さらに表面粗度が非
常に大きいものとなる。従つて、この線爆溶射法
を適用して得られた心臓ペースメーカー用電極
は、表面粗度が大きいので電極の物理的大きさを
極力小さくしても応答性が良く、センシングイン
ピーダンスを小さくできる。 本発明の製造方法において、電極をステンレス
鋼に限定したのは、生体内において無害であり、
さらに軽量で生体に対する負担が小さいからであ
る。またPt族金属又は合金をコーテイングする
理由は、水素イオンおよび塩素イオンを含む体液
に対し、Pt族触媒能が有効に作用して、応答性
が向上するからである。 本発明の心臓ペースメーカー用電極の製造方法
の他の１つは、上記の如く製造した心臓ペースメ
ーカー用電極のコーテイング層を酸素分圧0.01
Kg／cm2以上、温度300〜900℃で酸化処理すること
を特徴とするものである。 このように酸化処理することにより、コーテイ
ング層のPt族金属又は合金が表面粗化され、こ
の酸化物は、体液中の水素イオンおよび塩素イオ
ンと親和力が小さく、且つ触媒能を有するので、
応答性がさらに向上することになる。 酸化処理において、酸素分圧を0.01Kg／cm2と限
定した理由は、0.01Kg／cm2未満ではPt族が酸化さ
れるのに不十分であるからである。また酸化温度
を300〜900℃と限定した理由は、300℃未満では
酸化が不十分であり、900℃を越えるとPt族酸化
物の解離が始まるからである。 （実施例） 本発明による心臓ペースメーカー用電極の製造
方法の実施例を従来例と共に説明する。 先ず従来例について説明すると、Ptにて第１
図に示す寸法形状の心臓ペースメーカー用電極１
を作り、頭部２に50μのガラスピーズをブラスト
して、有効表面積の増加を図つた。その時の表面
粗さは、第２図の通りであつた。 次に実施例１について説明すると、ステンレス
鋼にて第１図に示す寸法形状の心臓ペースメーカ
ー用電極１を作り、これにPt−lr33wt％を線爆
溶射し、コーテイングした。即ち、Ｃ＝80μFの
コンデンサに充電電圧Ｖ＝7.2KVで充電させ、こ
のエネルギー2073.6ジユールを直径１mm、長さ60
mmのPt−Ir33wt％線材に瞬時に与え、溶融飛散
させて、ステンレス鋼製心臓ペースメーカー用電
極にPt−Ir33wt％をコーテイングした。この時
の溶射距離は18mmであり、Pt−Ir33wt％をコー
テイング層は5μであつた。そしてその表面粗さ
は、第３図の通りであつた。 次いで実施例２について説明すると、前記実施
例１で得られたPt−Ir33wt％のコーテイングさ
れたステンレス鋼製心臓ペースメーカー用電極
を、酸素分圧９Kg／cm2、温度700℃で、24時間酸
化処理して、Pt−IrをPt−IrO2に変化させた。 このようにして得られた従来例及び実施例１、
２の心臓ペースメーカー用電極を、第４図に示す
テスト回路にてパルス波形から分極率を、さらに
第５図に示すテスト回路にてセンシングインピー
ダンスを測定した処、後記の表−１に示すような
結果を得た。 第４図中、１０は電解槽で、溶液１１はNaCl9
ｇ、水１、エタノール１であり、溶液中の陰
極１２は心臓ペースメーカー用電極、陽極１３は
12cm2のTi板で、極間距離50mmである。１４は10
ｍＡの定電流電源、１５は波形測定用のオツシロ
スコープである。 第５図中、１０乃至１３は第４図と同一物を示
すので、その説明を省略する。１６は100ｍＶ、
50Hz電源、１７は10Ωシヤント抵抗で、センシン
グインピーダンスを測定するものである。 前記の分極率の計算方法は、第６図のパルス波
形のＰのVnaxとVpから次のように導き出すもの
である。 分極率（％）＝（Vp／Vnax）×100 また、前記センシングインピーダンスの計算方
法は、次式の通りである。 センシングインピーダンス（Ω）＝供給電圧
／回路電流＝1000／測定電圧
法に関する。 （従来技術とその問題点） 心臓ペースメーカーは、制御部を含む本体、電
線及び電極から成る。電極、特に埋め込み式の心
臓ペースメーカーの電極に要求される性能は、電
極が心臓に密着し易いことの他に、電力消費を抑
え電源寿命を長くすること、心臓からの信号に対
する応答性の良いこと、心臓からの信号を応答す
る時のインピーダンス（センシングインピーダン
ス）が小さいことなどが要求されている。 これらの要求のうち、電力消費を抑える為に
は、電極の大きさを小さくすれば良いが、応答性
を良くし、センシングインピーダンスを小さくす
るためには、表面積が大きい方が好ましい。 その為、従来は、電極の物理的大きさを極力小
さくし、表面をサンドプラスト或いはガラスビー
ズなどで機械的に粗面化して実質表面積を大きく
し、応答性、センシングインピーダンスの改良を
行つていたが十分ではなく、表面粗度のさらに大
きい電極が要望されていた。 （発明の目的） 本発明は、上記要望に鑑みなされたものであ
り、電極の物理的大きさを最小にし、且つ表面粗
度を非常に大きくして、心臓からの信号の応答性
を高め、センシングインピーダンスを小さくする
ことを目的とするものである。 （発明の構成） 本発明の心臓ペースメーカー用電極の製造方法
の１つは、ステンレス鋼により作製した心臓ペー
スメーカー用電極上に、Pt族金属又は合金を線
爆溶射法によりコーテイングすることを特徴とす
るものである。 本発明の製造方法に於いて用いる線爆溶射法と
は、コーテイングしようとする金属又は合金の線
材又は板材に、大気中又は雰囲気ガス中で衝撃大
電流を通電して、放電爆発させ、これらによつて
飛散する粒子を高速度で基材に衝突させ、目的と
するコーテイング層を得る方法であり、放電爆発
により溶融飛散する粒子は非常に小さく、且つ飛
散速度が非常に速いため、コーテイング膜は気孔
率小さく密着強度が大きく、さらに表面粗度が非
常に大きいものとなる。従つて、この線爆溶射法
を適用して得られた心臓ペースメーカー用電極
は、表面粗度が大きいので電極の物理的大きさを
極力小さくしても応答性が良く、センシングイン
ピーダンスを小さくできる。 本発明の製造方法において、電極をステンレス
鋼に限定したのは、生体内において無害であり、
さらに軽量で生体に対する負担が小さいからであ
る。またPt族金属又は合金をコーテイングする
理由は、水素イオンおよび塩素イオンを含む体液
に対し、Pt族触媒能が有効に作用して、応答性
が向上するからである。 本発明の心臓ペースメーカー用電極の製造方法
の他の１つは、上記の如く製造した心臓ペースメ
ーカー用電極のコーテイング層を酸素分圧0.01
Kg／cm2以上、温度300〜900℃で酸化処理すること
を特徴とするものである。 このように酸化処理することにより、コーテイ
ング層のPt族金属又は合金が表面粗化され、こ
の酸化物は、体液中の水素イオンおよび塩素イオ
ンと親和力が小さく、且つ触媒能を有するので、
応答性がさらに向上することになる。 酸化処理において、酸素分圧を0.01Kg／cm2と限
定した理由は、0.01Kg／cm2未満ではPt族が酸化さ
れるのに不十分であるからである。また酸化温度
を300〜900℃と限定した理由は、300℃未満では
酸化が不十分であり、900℃を越えるとPt族酸化
物の解離が始まるからである。 （実施例） 本発明による心臓ペースメーカー用電極の製造
方法の実施例を従来例と共に説明する。 先ず従来例について説明すると、Ptにて第１
図に示す寸法形状の心臓ペースメーカー用電極１
を作り、頭部２に50μのガラスピーズをブラスト
して、有効表面積の増加を図つた。その時の表面
粗さは、第２図の通りであつた。 次に実施例１について説明すると、ステンレス
鋼にて第１図に示す寸法形状の心臓ペースメーカ
ー用電極１を作り、これにPt−lr33wt％を線爆
溶射し、コーテイングした。即ち、Ｃ＝80μFの
コンデンサに充電電圧Ｖ＝7.2KVで充電させ、こ
のエネルギー2073.6ジユールを直径１mm、長さ60
mmのPt−Ir33wt％線材に瞬時に与え、溶融飛散
させて、ステンレス鋼製心臓ペースメーカー用電
極にPt−Ir33wt％をコーテイングした。この時
の溶射距離は18mmであり、Pt−Ir33wt％をコー
テイング層は5μであつた。そしてその表面粗さ
は、第３図の通りであつた。 次いで実施例２について説明すると、前記実施
例１で得られたPt−Ir33wt％のコーテイングさ
れたステンレス鋼製心臓ペースメーカー用電極
を、酸素分圧９Kg／cm2、温度700℃で、24時間酸
化処理して、Pt−IrをPt−IrO2に変化させた。 このようにして得られた従来例及び実施例１、
２の心臓ペースメーカー用電極を、第４図に示す
テスト回路にてパルス波形から分極率を、さらに
第５図に示すテスト回路にてセンシングインピー
ダンスを測定した処、後記の表−１に示すような
結果を得た。 第４図中、１０は電解槽で、溶液１１はNaCl9
ｇ、水１、エタノール１であり、溶液中の陰
極１２は心臓ペースメーカー用電極、陽極１３は
12cm2のTi板で、極間距離50mmである。１４は10
ｍＡの定電流電源、１５は波形測定用のオツシロ
スコープである。 第５図中、１０乃至１３は第４図と同一物を示
すので、その説明を省略する。１６は100ｍＶ、
50Hz電源、１７は10Ωシヤント抵抗で、センシン
グインピーダンスを測定するものである。 前記の分極率の計算方法は、第６図のパルス波
形のＰのVnaxとVpから次のように導き出すもの
である。 分極率（％）＝（Vp／Vnax）×100 また、前記センシングインピーダンスの計算方
法は、次式の通りである。 センシングインピーダンス（Ω）＝供給電圧
／回路電流＝1000／測定電圧
【表】
上記の表−１で明らかなように実施例１、２の
心臓ペースメーカー用電極は、従来例の心臓ペー
スメーカー用電極に比べ、分極率が著しく低く、
またセンシングインピーダンスが桁違いに小さい
ことが判る。 （発明の効果） 以上詳記した通り本発明の心臓ペースメーカー
用電極の製造方法によれば、物理的大きさを可能
なかぎり小さくした上で表面粗度を大きくできる
ので、分極率が著しく低くて心臓からの応答性が
高く、センシングインピーダンスが桁違いに小さ
くて、信頼性の極めて高い心臓ペースメーカー用
電極を得ることができるという優れた効果があ
る。
心臓ペースメーカー用電極は、従来例の心臓ペー
スメーカー用電極に比べ、分極率が著しく低く、
またセンシングインピーダンスが桁違いに小さい
ことが判る。 （発明の効果） 以上詳記した通り本発明の心臓ペースメーカー
用電極の製造方法によれば、物理的大きさを可能
なかぎり小さくした上で表面粗度を大きくできる
ので、分極率が著しく低くて心臓からの応答性が
高く、センシングインピーダンスが桁違いに小さ
くて、信頼性の極めて高い心臓ペースメーカー用
電極を得ることができるという優れた効果があ
る。
第１図は心臓ペースメーカー用電極の形状寸法
を示す図、第２図は従来法によつて得られた心臓
ペースメーカー用電極の表面粗さを示す図、第３
図は本発明の製造方法によつて得られた心臓ペー
スメーカー用電極の表面粗さを示す図、第４図は
分極率を測定するテスト回路を示す図、第５図は
センシングインピーダンスを測定するテスト回路
を示す図、第６図は分極率を計算する要素となる
パルス波形を示す図である。
を示す図、第２図は従来法によつて得られた心臓
ペースメーカー用電極の表面粗さを示す図、第３
図は本発明の製造方法によつて得られた心臓ペー
スメーカー用電極の表面粗さを示す図、第４図は
分極率を測定するテスト回路を示す図、第５図は
センシングインピーダンスを測定するテスト回路
を示す図、第６図は分極率を計算する要素となる
パルス波形を示す図である。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 １ ステンレス鋼により作製した心臓ペースメー
カー用電極上に、Pt族金属又は合金を線爆溶射
法によりコーテイングすることを特徴とする心臓
ペースメーカー用電極の製造方法。 ２ ステンレス鋼により作製した心臓ペースメー
カー用電極上に、Pt族金属又は合金を線爆溶射
法によりコーテイングし、然る後酸素分圧0.01
Kg／cm2以上、温度300〜900℃で酸化処理すること
を特徴とする心臓ペースメーカー用電極の製造方
法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29442585A JPS62155869A (ja) | 1985-12-27 | 1985-12-27 | 心臓ペ−スメ−カ−用電極の製造方法 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP29442585A JPS62155869A (ja) | 1985-12-27 | 1985-12-27 | 心臓ペ−スメ−カ−用電極の製造方法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62155869A JPS62155869A (ja) | 1987-07-10 |
| JPH0533065B2 true JPH0533065B2 (ja) | 1993-05-18 |
Family
ID=17807594
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP29442585A Granted JPS62155869A (ja) | 1985-12-27 | 1985-12-27 | 心臓ペ−スメ−カ−用電極の製造方法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62155869A (ja) |
-
1985
- 1985-12-27 JP JP29442585A patent/JPS62155869A/ja active Granted
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62155869A (ja) | 1987-07-10 |
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