ポリイソブチレン系ポリマー及びその誘導体を含んだ医療用器具
少なくとも一部がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体より形成される絶縁性リード本体を有する医療用電気リード。リード本体は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体より形成される少なくとも１つの外側管状絶縁及び／又は内部長尺上部材を含んでいてもよい。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体により形成されるリード本体の部分は押出成形されてもよいし、型成形されてもよい。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は医療用電気リードに関し、より詳細にはポリイソブチレン系のウレタン共重合体、尿素共重合体、及びウレタン／尿素共重合体及びその誘導体を含んだ医療用電気リード及びリード部品に関する。
【背景技術】
【０００２】
シリコーンゴム、ポリウレタン、及び他のポリマー等のポリマー材が医療用電気リードの絶縁材として用いられている。拍動管理システムにおいては、このようなリードは患者の心臓の上もしくは内部の植え込み位置まで血管内を延び、心臓電気活動の感知や治療的刺激の伝達等を行うパルス発生器に接続される。リードは患者の自然な動きを許容できるよう高い可撓性を有し、かつ、小径であることが好ましい。
【０００３】
植え込み時及び植込み後において、リード及びリード本体は、人体の筋肉、骨格、血管系、体液、パルス発生器、他のリード、ならびに植え込み及び除去時に用いられる手術器具等の様々な外的条件に曝される。したがって、好適な可撓性を有するとともに小型であり、かつ、長期間にわたって様々な条件に対して耐性を有するリード本体の材料の特定が課題となっている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、ポリイソブチレン系ポリマー及びその誘導体を含んだ医療用器具を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の第１の実施形態は植え込み型医療用リードに関する。この植え込み型医療用リードは、ルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置され、リード本体のショア硬度は３０Ａ〜７５Ｄであり、リード本体は軟質ポリマーセグメントと硬質ポリマーセグメントとを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体内の軟質セグメント対硬質セグメントの重量比は５０：５０乃至９０：１０である。
【０００６】
第２の実施形態は第１の実施形態に記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンセグメント対追加的ポリマーセグメントの重量比が７０：３０乃至９０：１０である。
【０００７】
第３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリエーテルジオールの残留物を含む。
【０００８】
第４の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む。
【０００９】
第５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である。
【００１０】
第６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンセグメントが飽和ポリイソブチレンジオールの残留物を含む。
第７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体が内部ルーメンを有し、内部ルーメンの内面がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。
【００１１】
第８の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、導体が同径構造を有するコイル状導体であり、内面がコイル状導体の外面上に位置する。
【００１２】
第９の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体が内側管状層及び外側管状層を有し、同内側管状層及び外側管状層の少なくとも一方がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。
【００１３】
第１０の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、同軸構造を有する第１コイル状導体及び第２コイル状導体を有し、内側管状層が同第１コイル状導体及び第２コイル状導体の間に配置され、外側管状層が第２コイル状導体の上に配置される。
【００１４】
第１１の実施形態は植え込み型医療用リードに関する。この植え込み型医療用リードはルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置される。リード本体は基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれにおいてポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。基端側領域は第１のショア硬度を有し、中間領域は第２のショア硬度を有し、先端側領域は第３のショア硬度を有する。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを含み、同軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。
【００１５】
第１２の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、先端側領域のショア硬度が３０Ａ〜７０Ａである。
第１３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、中間領域のショア硬度が６０Ａ〜８５Ａである。
【００１６】
第１４の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域のショア硬度が８５Ａ〜１００Ａである。
第１５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域、中間領域、及び先端領域の追加的ポリマーセグメントがポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む。
【００１７】
第１６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域、中間領域、及び先端領域中のポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である。
【００１８】
第１７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおいて軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０である。
【００１９】
第１８の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する。
【００２０】
第１９の実施形態は、植え込み型医療用リードに関する。この植え込み型医療用リードは、内部に少なくとも１つのルーメンが長手方向に延びる内部管状部品を含むとともに可撓性を有する長尺状のリード本体と、内部管状部品の少なくとも１つのルーメン内を延び、リード本体に対して露出された面を含む電極を有する少なくとも１つの導体と、リード本体、導体、及び電極の少なくともいずれかに接続される少なくとも１つのポリマー部品とを備える。少なくとも１つのポリマー部品は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、同ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は硬質ポリマーセグメント及び軟質ポリマーセグメントを含む。軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。
【００２１】
第２０の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、少なくとも１つのポリマー部品がリード終端、ターミナルピン、リード先端、Ｏリング、シール、及びヘッダのいずれかを含む。
【００２２】
第２１の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、少なくとも１つのポリマー部品が電極の露出した面の上及び近傍のいずれかに配置される薄膜を含む。
【００２３】
第２２の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、薄膜が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかからエレクトロスピニング法により形成された複数の繊維を含む。
【００２４】
第２３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、少なくとも１つのポリマー層が、電極の露出した面の近傍に配置されるポリマーチューブを含む。
【００２５】
第２４の実施形態は、植え込み型医療用リードを形成する方法に関する。この方法は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含むポリマー材からショア硬度が３０Ａ〜７５Ｄであるリード本体を形成する工程と、リード本体を、導体及び同導体に接続する電極に連結する工程とを含む。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを有する。軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比は５０：５０乃至９０：１０である。軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。
【００２６】
第２５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体はポリマー材を押出成形することにより形成される。
第２６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が不飽和ポリイソブチレンセグメントを含む。
【００２７】
第２７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が１，０００〜５，０００である飽和ポリイソブチレンジオールから形成されるポリイソブチレンセグメントを含む。
【００２８】
第２８の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が５００〜３，０００であるポリテトラメチレンオキシドジオールから形成されるポリテトラメチレンオキシドセグメントを含む。
【００２９】
第２９の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを、加工補助剤及び安定剤の少なくとも一方と混合して混合物を形成する工程をさらに含む。
【００３０】
第３０の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、混合物からリード本体を押出成形する工程をさらに含む。
第３１の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体を形成する工程が、第１のショア硬度を有する基端側領域、第２のショア硬度を有する中間領域、及び第３のショア硬度を有する先端側領域を形成する工程を含み、同基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。
【００３１】
第３２の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、前記中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、前記先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する。
【００３２】
第３３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体を形成する工程がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかをエレクトロスピニング法にて加工する工程を含む。
【００３３】
第３４の実施形態は、ポリマー層を含むコイル状電極を有する医療用電気リードを形成する方法に関する。本方法は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体を含む複数の繊維をエレクトロスピニング法にて加工する工程と、コイル状電極の少なくとも一部の上に繊維を配置してポリマー層を形成する工程とを含む。
【００３４】
第３５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、エレクトロスピニング法によりコイル状電極の上に直接的に繊維を配置する工程を含む。
【００３５】
第３６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、エレクトロスピニング法により繊維を基材の上に直接的に配置して繊維状の薄膜を形成し、複数の層の繊維上の薄膜をコイル状電極に巻き付ける工程を含む。
【００３６】
第３７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域のデュロメータ硬度が８５Ａ〜７０Ａであり、中間領域のデュロメータ硬度が６０Ａ〜８５Ａであり、先端側領域のデュロメータ硬度が３０Ａ〜７０Ａである。
【００３７】
本発明の実施形態及び効果は、以下の詳細な説明及び特許請求の範囲から容易に理解することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】断面が示された心臓内に配置されているリードを含んだ植え込み型心臓用器具を示す概略図。
【図２】本発明の一実施形態による医療用電気リードを示す概略図。
【図３Ａ】本発明の一実施形態によるポリマーリード部品の概略図。
【図３Ｂ】本発明の一実施形態によるポリマーリード部品の概略図。
【図３Ｃ】本発明の一実施形態によるポリマーリード部品の概略図。
【図４Ａ】本発明の一実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図４Ｂ】図４Ａのリードの別の拡大図。
【図４Ｃ】図４Ａのリードの別の拡大図。
【図５】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図６Ａ】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図６Ｂ】図６Ａの医療用リードのＢ―Ｂ線における断面図。
【図７Ａ】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図７Ｂ】図７Ａの医療用リードのＢ―Ｂ線における断面図。
【図８】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略図。
【図９】図８の医療用リードのＢ―Ｂ線における断面図。
【図１０】図８の医療用リードのＢ―Ｂ線における図９とは異なる実施形態を示す断面図。
【図１１】本発明の別の実施形態による医療用電気リードの一部を示す断面図。
【図１２Ａ】本発明の別の実施形態による医療用電気リードの一部を示す断面図。
【図１２Ｂ】本発明の別の実施形態による医療用電気リードの一部を示す断面図。
【図１３】本発明の別の実施形態によるコイル状電極を有するリード本体の一部を示す断面図。
【図１４】ＰＴＭＯを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体試料の重量損失と経過時間との関係を示すグラフ。
【図１５】ポリイソブチレンウレタン共重合体試料の１２週間後の重量損失とＰＴＭＯ含有量との関係を示すグラフ。
【図１６】ＰＴＭＯを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体試料の代表的ＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図１７】飽和ＰＩＢジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体の代表的ＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図１８】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図１９】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図２０】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＧＰＣ屈折率の軌跡を示すグラフ。
【図２１】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＧＰＣ屈折率の軌跡を示すグラフ。
【図２２】飽和ＰＩＢジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体のＧＰＣ屈折率の軌跡を示すグラフ。
【図２３】いくつかの試料の引張強度と経過時間との関係を示すグラフ。
【図２４】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料を倍率３００倍にて撮影し走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真。
【図２５】代表的ポリイソブチレンウレタン共重合体試料を倍率３００倍にて撮影した走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真。
【図２６】様々な試験試料の３週間後及び６週間後の質量損失（劣化）を示す棒グラフ。
【図２７】様々な試験試料の３週間後及び６週間後の質量損失（劣化）を示す棒グラフ。
【図２８】加速劣化試験におけるＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図２９】加速劣化試験におけるＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図３０】加速劣化試験におけるＥｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図３１】加速劣化試験におけるＰＩＢ−ＰＵ試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図３２】加速劣化試験における様々な試料の０週目及び３週目の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００３９】
以下に本発明の様々な実施形態の詳細を説明する。実施形態は例示的なものであり、本発明の範囲を限定するものではない。
本発明のいくつかの実施形態による植え込み型又は挿入型医療器具は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかもしくは複数（以下、集合的に「ポリイソブチレンウレタン共重合体」と呼ぶ）を含んだ１つ以上のポリマー領域を有する。ポリマー領域は、例えば５０重量％以下から、７５重量％、９０重量％、９５重量％、９７．５重量％、９９重量％、又はそれ以上のポリマーを含んだ領域（例えば、器具全体、絶縁層、器具部品、及び器具のコーティング層）を指す。
【００４０】
本発明の一実施形態による医療用電気装置は、電気信号発生部品及び１本以上のリードを含む。電気信号発生部品は、電力源（密閉型電池等）、体器官（心臓、神経系等）に送られる信号を生成する電気回路パッケージを有する。リードは少なくとも１本の可撓性を有する長尺状導電部材（ワイヤ、ケーブル等）を有し、この導電部材の長手方向における少なくとも一部分は一般的にリード本体と称される長尺状のポリマー部品によって絶縁される。導電部材は、器具の電気信号発生部品と１つ以上の電極とを電気的に接続し、これにより体器官との電気接続をもたらす。従って、リードが電気信号発生部品からの電気信号を体器官へ伝達することができるようになっている。さらに、リードは体器官からの信号を電気信号発生部品に伝達できる。
【００４１】
本発明による医療用電気器具の例としては、脊髄電気刺激法（ＳＣＳ）システム、脳深部電気刺激法（ＤＢＳ）システム、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システム、胃神経刺激システム、蝸牛植え込みシステム、及び網膜植え込みシステム等の神経刺激システムや、植え込み型拍動管理（ＣＲＭ）システム、植え込み型除細動器（ＩＣＤ）、及び心臓再同期治療除細動器（ＣＲＤＴ）等の心臓システム等の植込み型電気刺激システムが挙げられる。
【００４２】
図１に本発明の一実施形態によるリードシステム１００の概略図を示す。このリードシステム１００は、心臓１０２に刺激やショックを与えるための電気パルス又は電気信号の伝達、及び心臓１０２を感知するための電気パルス又は電気信号の受信の少なくともいずれかを行う。システム１００はパルス発生器１０５及びリード１１０を含む。パルス発生器１０５は電力源及び電気回路部を有する。パルス発生器１０５は電池式装置であり、連続する放電すなわちパルスを所定のタイミングにて発生する。パルス発生器１０５は、胸壁に形成された皮下ポケットに植え込まれる。又は、パルス発生器１０５は腹部又は他の部位に形成された皮下ポケット内に植え込んでもよい。図１においてはリード１１０は心臓用に構成されているが、リード１１０は他の形式の電気刺激／感知にも適している。例えば、リード１１０は神経刺激に用いてもよい。神経刺激リード及びその植え込み器具に関しては、Ｗｈｉｔｅｈｕｒｓｔらに付与された米国特許番号第７２９２８９０号明細書、Ｍａｓｃｈｉｎｏらに付与された米国特許番号６６００９５６号明細書、及びＢａｋｕｌａらに付与された米国特許番号６０９３１９７号明細書に記載されている。
【００４３】
リード１１０は基端１１２から先端１１４まで延び、基端１１２においてパルス発生器１０５に接続される。先端１１４は植え込み又は他の方法により心臓１０２の一部に対して連結される。外側の絶縁リード本体は、リード１１０の基端１１２から先端１１４まで延びる。リード１１０の一部に沿って、例えばリード１１０の先端付近において少なくとも１つの電極１１６が配置される。電極１１６は、リード１１０と心臓１０２とを電気的に接続する。少なくとも１つの導電体（図示しない）がリード本体内に配置され、リード１１０の基端１１２から先端１１４まで延びる。この少なくとも１つの導電体は、電極１１６とリード１１０の基端１１２とを接続する。導電体はパルス発生器１０５及び電極１１６の間において電流及びパルスを伝え、さらに、心臓へ送られる電流及びパルス、及び心臓から送られる電流及びパルスを伝達する。一実施形態においては、少なくとも１つの導電体はコイル状導体である。別の実施形態においては、少なくとも１つの導電体が１本以上のケーブルを含む。このようなリードの長さは、例えば、約３５ｃｍから４０ｃｍ、５０ｃｍ、６０ｃｍ、７０ｃｍ、８０ｃｍ、９０ｃｍ、１００ｃｍ、１１０ｃｍ、又は１２０ｃｍである。リード径は例えば、４〜９フレンチである。
【００４４】
前述の通り、本発明の一実施形態による医療用電気器具は、以下に詳細を述べるポリイソブチレンウレタン共重合体から形成されるか、もしくはポリイソブチレンウレタン共重合体を含む。このようなポリイソブチレンウレタン共重合体は、医療用電気装置（ペースメーカ、除細動器、心不全治療装置、神経刺激装置等）の様々なポリマー部品の形成に用いることができる。このようなポリマー部品の例としては、単一の内腔を有する押出成形品、複数の内腔を有する押出成形品、内側管状絶縁層、及び外側管状絶縁層等の少なくとも１つの導体が内部に延設されるリード本体の部分や、リード先端材、ヘッダ、及び他のリード部品（シール用Ｏリング等）が挙げられる。
【００４５】
本ポリイソブチレンウレタン共重合体は、植え込み型パルス発生器、植え込み型除細動器（ＩＣＤ）、及び植え込み型心臓再同期治療除細動器（ＣＲＤＴ）等の電気信号生成／感知部品の封止材及び絶縁材として用いることもできる。このような電気信号生成／感知部品は、例えば右心室リードシステム、右心房リードシステム、左心室リードシステム、及び左心房リードシステムとともに用いることができ、例えば、脊椎動物（ヒト、ペット、家畜等）の徐脈、頻脈（心室性頻脈等）、又は心臓同期不全の治療に用いることができる。前述のように、本発明は脊髄電気刺激法（ＳＣＳ）システム、脳深部電気刺激法（ＤＢＳ）システム、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システム、胃神経刺激システム、蝸牛植え込みシステム、網膜植え込みシステム、及び疼痛処理システム等の神経刺激システムのリード及び電気信号生成／感知部品にも適用することができる。
【００４６】
周知の通り、ポリマーは、一般的にモノマーと呼ばれる１つ以上の構成単位の複数の複製（例えば５から１０、２５、５０、１００、２５０、５００、又は１，０００以上の複製）を含んだ分子である。本明細書においては、モノマーという用語は自由モノマー、及びポリマー内に組み込まれたモノマーの双方を指す。これらのモノマーの区別は、この用語が使用される文脈から明確に判断可能である。
【００４７】
ポリマーは、線状構成、環状構成、及び分岐構成等の様々な構成のものであってよい。分岐構成の例としては、星形構成（１つの分岐点から３つ以上の鎖が延びる構成等）、くし形構成（グラフト構成とも称される、主鎖と複数の枝鎖を有する構成等）、樹木状構成（例えば、樹枝状ポリマーや超分岐ポリマー）が挙げられる。
【００４８】
単独重合体とは、単一の構成単位（すなわちモノマー）の複数の複製を含むポリマーである。共重合体とは、２つ以上の異なる構成単位の複数の複製を含むポリマーである。
ポリウレタンは、多官能性イソシアネート（脂肪族ジイソシアナート及び芳香族ジイソシアナートの両方を含んだジイソシアナート等）、及びポリオール（マクログリコール等）から合成される共重合体の族のひとつである。一般的なマクログリコールは、ポリウレタンのポリマーセグメントを形成するポリエステルジオール、ポリエーテルジオール、及びポリカーボネートジオールを含む。一般的に脂肪族又は芳香族のジオール又はジアミンも鎖延長剤として用いられ、その結果、例えばポリウレタンの物理特性を向上される。鎖延長剤としてジアミンを用いる場合、尿素結合が形成され、得られるポリマーはポリウレタン／ポリ尿素と呼ばれる。
【００４９】
ポリ尿素は、多官能性イソシアネート、及びジアミン等のポリアミンから合成される共重合体の族のひとつである。ジアミンの例としては、ポリエステルジアミン、ポリエーテルジアミン、ポリシロキサンジアミン、ポリ炭化水素ジアミン、及びポリカーボネートジアミンが挙げられる。ポリウレタンと同様に、脂肪族又は芳香族のジオール又はジアミンを鎖延長剤として用いることができる。
【００５０】
本発明のいくつかの実施形態において、ポリイソブチレンウレタン共重合体は（ａ）１つ以上のポリイソブチレンセグメント、（ｂ）１つ以上の追加的ポリマーセグメント（ポリイソブチレンセグメント以外のもの）、（ｃ）１つ以上のジイソシアナート残留物を含む１つ以上のセグメント、及び任意の（ｄ）１つ以上の鎖延長剤を含む。このような共重合体及びその合成方法については国際公開第２００８／０６０３３３パンフレット、国際公開第２００８／０６６９１４パンフレット、及び２００９年６月２６日出願の米国特許出願公開第２００４／０２１５２２７号明細書「ＰＯＬＹＩＳＯＢＵＴＹＬＥＮＥ ＵＲＥＴＨＡＮＥ， ＵＲＥＡ ＡＮＤ ＵＲＥＴＨＡＮＥ／ＵＲＥＡ ＣＯＰＯＬＹＭＥＲＳ ＡＮＤ ＭＥＤＩＣＡＬ ＤＥＶＩＣＥＳ ＣＯＮＴＡＩＮＩＮＧ ＴＨＥ ＳＡＭＥ」に記載されている。
【００５１】
「ポリマーセグメント」又は「セグメント」は、ポリマーの一部分である。セグメントは分岐していても分岐していなくてもよい。セグメントは、一種類の構成単位を含んでいてもよいし（ホモポリマーセグメントとも称する）、複数の種類の構成単位のみを含んでいてもよい（コポリマーセグメントとも称する）。構成単位の分布は、ランダム、統計的、グラジエント、又は反復的（例えば交互）な構成であってよい。
【００５２】
ポリイソブチレンウレタン共重合体のポリイソブチレンセグメントは一般的に軟質なセグメントであると理解され、ジイソシアナート残留物を含むセグメントは一般的に硬質なセグメントであると理解される。追加的なポリマーセグメントは、柔軟なセグメント又は硬質セグメントを含んでいてもよい。本明細書において、軟質セグメント及び硬質セグメントは、このようなセグメント含んだポリマー材の特性を表す相対的な用語である。上記の記載を限定するものではないが、軟質セグメントのガラス転移温度Ｔｇは体温より低く、一般的には、３５度から、２０度、０度、−２５度、−５０度、又はそれ未満である。硬質セグメントのＴｇは体温より高く、一般的には４０度から、５０度、７５度、又は１００度以上である。ガラス転移温度は、示差走査熱量測定（ＤＳＣ）、動的粘弾性測定（ＤＭＡ）、及び熱機械分析（ＴＭＡ）を用いて測定できる。
【００５３】
好適な軟質セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のポリアルキルセグメント、ポリアルキレンセグメント、ポリアルケニルセグメンド、ポリエーテルセグメント、フッ素化ポリエーテルを含むフッ素ポリマーセグメント、ポリエステルセグメント、ポリ（アクリレート）セグメント、ポリ（メタクリレート）セグメント、ポリシロキサンセグメント、及びポリカーボネートセグメントが挙げられる。
【００５４】
好適なポリエーテルセグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（アルキレンオキシド）セグメント及びコポリ（アルキレンオキシド）セグメントが挙げられ、これらには、メチレンオキシド、ジメチレンオキシド（エチレンオキシド）、トリメチレンオキシド、プロピレンオキシド、テトラメチレンオキシド、ペンタメチレンオキシド、ヘキサメチレンオキシド、オクタメチレンオキシド、及びデカメチレンオキシド等のいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５５】
好適なフッ素ポリマーセグメントの例としては、ペルフルオロアクリレートセグメント及びフッ化ポリエーテルセグメント、例えば、線状、枝状、及び環状のホモポリ（フッ化アルキレンオキシド）及びコポリ（フッ化アルキレンオキシド）が挙げられ、これらには、ペルフルオロメチレンオキシド、ペルフルオロジメチレン（ペルフルオロエチレンオキシド）、ペルフルオロトリメチレンオキシド、及びペルフルオロプロピレンオキシド等のいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５６】
好適なポリエステルセグメントの例としては、エチレンアジペート、プロピレンアジペート、テトラメチレンアジペート、及びヘキサメチレンアジペート等のアルキレンアジペートのいずれか又は複数から形成される、線状、枝状、及び環状のホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが挙げられる。
【００５７】
好適なポリ（アクリレート）セグメントの例としては線状、枝状、及び環状のホモポリ（アクリレート）セグメント及びコポリ（アクリレート）セグメントが挙げられ、これらには、例えばメチルアクリレート、エチルアクリレート、プロピルアクリレート、イソプロピルアクリレート、ブチルアクリレート、セクブチルアクリレート、イソブチルアクリレート、２−エチルヘキシルアクリレート、及びドデシルアクリレート等のアルキルアクリレートのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５８】
好適なポリ（メタクリレート）セグメントの例としては線状、枝状、及び環状のホモポリ（メタクリレート）セグメント及びコポリ（メタクリレート）セグメントが挙げられ、これらには、例えばヘキシルメタクリレート、２−エチルヘキシルメタクリレート、オクチルメタクリレート、ドデシルメタクリレート及びオクタデシルメタクリレート等のアルキルメタクリレートのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５９】
好適なポリシロキサンセグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリシロキサンセグメント及びコポリシロキサンセグメントが挙げられ、これらには、ジメチルシロキサン、ジエチルシロキサン、及びメチルエチルシロキサン等のいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６０】
好適なポリカーボネートセグメントの例としては、以下のタイプのカーボネート単位を１つ又は複数含むものが挙げられる。
【００６１】
【化１】
Ｒは、線状、枝状、及び環状のアルキル基から選択できる。具体的な例としては、エチレンカーボネート、プロピレンカーボネート、及びヘキサメチレンカーボネートのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが挙げられる。
【００６２】
好適な硬質ポリマーセグメントの例としては、ポリ（ビニル芳香族）セグメント、ポリ（アルキルアクリレート）セグメント、及びポリ（アルキルメタクリレート）セグメントが挙げられる。
【００６３】
好適なポリ（ビニル芳香族）セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（ビニル芳香族）セグメント及びコポリ（ビニル芳香族）セグメントが挙げられる。これらには、スチレン、２−ビニルナフタレン、アルファメチルスチレン、ｐ−メトキシスチレン、ｐ−アセトキシスチレン、２−メチルスチレン、３−メチルスチレン、及び４−メチルスチレン等のビニル芳香族モノマーのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６４】
好適なポリ（アルキルアクリレート）セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（アルキルアクリレート）セグメント及びコポリ（アルキルアクリレート）セグメントが挙げられる。これらには、ｔｅｒｔ−ブチルアクリレート、ヘキシルアクリレート、及びイソボルニルアクリレート等のアクリレートモノマーのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６５】
好適なポリ（アルキルメタクリレート）セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（アルキルメタクリレート）セグメント及びコポリ（アルキルメタクリレート）セグメントが挙げられる。これらには、メチルメタクリレート、エチルメタクリレート、イソプロピルメタクリレート、イソブチルメタクリレート、ｔ−ブチルメタクリレート、及び、シクロヘキシルメタクリレート等のアルキルメタクリレートモノマーのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６６】
特に好適なポリイソブチレンウレタン共重合体は、（ａ）ポリイソブチレン軟質セグメント、（ｂ）ポリエーテル軟質セグメント、（ｃ）ジイソシアナート残留物を含んだ硬質セグメント、（ｄ）後述する任意の鎖延長剤、及び／又は（ｅ）後述する任意のエンドキャッピング材を含む。
【００６７】
本発明によるポリイソブチレンウレタン共重合体における軟質セグメント対硬質セグメントの重量比は、例えばショア硬度等の幅広い物理特性及び機械特性、ならびに機能を所望のものにするために調節することができる。例えば、ポリマー中の軟質セグメント対硬質セグメントの重量比は、９９：１、９５：５、９０：１０、７５：２５、５０：５０、２５：７５、１０：９０、５：９５、又は１：９９である。より具体的には、９５：５、９０：１０、８０：２０、７０：３０、６５：３５、６０：４０、又は５０：５０である。さらに具体的には、８０：２０から５０：５０である。
【００６８】
本発明の一実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は、軟質セグメント対硬質セグメントの重量比を調整することにより変更できる。好適なショア硬度の範囲は４５Ａ以上であり、より詳細には５０Ａ、５２．５Ａ、５５Ａ、５７．５Ａ、６０Ａ、６２．５Ａ、６５Ａ、６７．５Ａ、７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、８０Ａ、８２．５Ａ、８５Ａ、８７．５Ａ、９０Ａ、９２．５Ａ、９５Ａ、９７．５Ａ、又は１００Ａである。一実施形態においては、軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が８０：２０である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は６０〜７１Ａである。軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が６５：３５である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は８０〜８３Ａである。軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が６０：４０である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は９５〜９９Ａである。軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が５０：５０である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は１００Ａより高い。軟質セグメントに対する硬質セグメントの比率を上げることにより、より高い硬度（例えばは５５Ｄ以上から７５Ｄ）を有する材料を生成することができる。このような硬い材料は、ＰＧヘッダ器具、リードの先端及びピン領域、及び神経変調療法器具のヘッダに特に好適に用いることができる。
【００６９】
ポリイソブチレンセグメント及び追加的ポリマーセグメントの分子量は様々であり、例えば、２〜１００の反復単位（モノマー単位）から構成される。ポリイソブチレンセグメント及び追加的ポリマーセグメントは、ポリオール（ジオール、トリオール等）又はポリアミン（ジアミン、トリアミン等）の出発物質として本発明によるポリイソブチレンウレタン共重合体に組み込むことができる。ポリオールを使用した場合について以下に説明するが、ポリアミン、ならびにポリオール及びポリアミンの組み合わせを用いた場合でも同様の方法により同様の組成物を生成することができる。
【００７０】
好適なポリイソブチレンポリオール出発物質の例としては、線状のポリイソブチレンジオール及び枝状（３本の枝）のポリイソブチレントリオールが挙げられる。別の例としては、各端部に官能基−ＯＨを有する線状ポリイソブチレンジオールが挙げられる。さらに別の例としては、ポリ（スチレン−ｃｏーイソブチレン）ジオール及びポリ（スチレンーｂ−イソブチレンーｂ−スチレン）ジオールを含んだポリイソブチレンポリオールが挙げられる。このようなポリイソブチレンポリオールは、Ｊ．Ｐ．Ｋｅｎｎｅｄｙ他、「Ｄｅｓｉｇｎｅｄ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ ｂｙ Ｃａｒｂｏｃａｔｉｏｎｉｃ Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ：Ｔｈｅｏｒｙ ａｎｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ」、Ｈａｎｓｅｒ Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒｓ、１９９１年、ｐ１９１−１９３、Ｊｏｓｅｐｈ Ｐ．Ｋｅｎｎｅｄｙ、「Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｅｌａｓｔｏｍｅｒｓ ａｎｄ Ｐｌａｓｔｉｃｓ」、１９８５年、１７、ｐ８２−８８、及びこれらの引用文献に記載された方法と同様の方法により生成することができる。ポリイソブチレンジオール出発物質は、様々な周知の出発物質から形成することができる。一実施形態においては、ポリイソブチレンジオール出発物質はＣ＝Ｃ結合を持たない飽和ポリイソブチレンジオールである。
【００７１】
好適なポリエーテルポリオール出発物質の例としてはポリテトラメチレンオキシドジオール及びポリテトラメチレンジオールが挙げられるが、これらは、米国ミズーリ州セントルイス所在のＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社及び米国デラウェア州ウィルミントン所在のＥ．Ｉ．ｄｕ Ｐｏｎｔ ｄｅ Ｎｅｍｏｕｒｓ ａｎｄ Ｃｏｍｐａｎｙ等の様々な提供元から入手できる。ポリシロキサンポリオール出発物質の例としては、米国ミシガン州ミッドランド所在のＤｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、及び東京都所在のチッソ株式会社等の様々な提供元から入手可能であるポリジメチルシロキサンジオールが挙げられる。好適なポリカーボネートポリオール出発物質は、例えばＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社より入手可能であるポリテトラメチレンオキシドジオールが挙げられる。好適なポリフルオロアルキレンオキシドジオール出発物質の例としては、イタリアのブッシに所在するＡｕｓｉｍｏｎｔ社のＺＤＯＬＴＸが挙げられる。ＺＤＯＬＴＸはコポリマーフルオロアルキレンオキシドジオールであり、エトキシル化された単位によりエンドキャッピングされたーＣＦ２ＣＦ２Ｏ―単位及びーＣＦ２Ｏ―単位のランダム分布、すなわちＨ（ＯＣＨ２ＣＨ２）ｎＯＣＨ２ＣＦ２Ｏ（ＣＦ２ＣＦ２Ｏ）ｐ（ＣＦ２Ｏ）ｑＣＦ２ＣＨ２Ｏ（ＣＨ２ＣＨ２Ｏ）ｎＨを含む。ｎ、ｐ、及びｑは整数である。好適なポリスチレンジオール出発物質の例としては、カナダのモントリオール所在のＰｏｌｙｍｅｒ Ｓｏｕｒｃｅ社より入手可能である、可変分子量のα、ω−ジヒドロキシ−末端ポリスチレンが挙げられる。ポリスチレンジオール及び三枝トリオールは、Ｍ．Ｗｅｉｓｓｍｕｌｌｅｒ他、「Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｅｎｄ−ｌｉｎｋｉｎｇ ｏｆ ｈｙｄｒｏｘｙｌ−ｔｅｒｍｉｎａｔｅｄ ｐｏｌｙｓｔｙｒｅｎｅ ｓｔａｒ ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ」、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ ａｎｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ ２００（３）、１９９９年、ｐ５４１−５５１に記載の方法と同様の方法にて形成できる。
【００７２】
いくつかの実施形成においては、ポリオール（ジオール、トリオール等）はブロック共重合体ポリオールとして合成される。このようなブロック共重合体ポリオールの例としては、ポリ（テトラメチレンオキシドーｂ−イソブチレン）ジオール、ポリ（テトラメチレンオキシドーｂ−イソブチレンーｂ−テトラメチレンオキシド）ジオール、ポリ（ジメチルシロキサンーｂ−イソブチレン）ジオール、ポリ（ジメチルシロキサンーｂ−イソブチレンーｂ−ジメチルシロキサン）ジオール、ポリ（ヘキサメチレンカーボネートーｂ−イソブチレン）ジオール、ポリ（ヘキサメチレンカーボネートーｂ−イソブチレンーｂ−ヘキサメチレンカーボネート）ジオール、ポリ（メチルメタクリレートーｂ−イソブチレン）、ポリ（メチルメタクリレートーｂ−イソブチレンーｂ−メチルメタクリレート）ジオール、ポリ（スチレンーｂ−イソブチレン）ジオール、及びポリ（スチレンーｂ−イソブチレンーｂ−スチレン）ジオール（ＳＩＢＳジオール）が挙げられる。
【００７３】
本発明によるウレタン共重合体の形成に用いるジイソシアナートには、芳香族ジイソシアナート及び非芳香族（脂肪族等）のジイソシアナートが含まれる。芳香族ジイソシアナートは、例えば、４，４’ーメチレンジフェニルジイソシアネート（ＭＤＩ）、２，４−及び／又は２，６−トルエンジイソシアナート（ＴＤＩ）、１，５−ナフタレンジイソシアナート（ＮＤＩ）、パラフェニレンジイソシアナート、３，３’ートリジンー４，４’ージイソシアナート、及び３，３’ージメチルージフェニルメタンー４，４’ージイソシアナートから適宜選択することができる。非芳香族のジイソシアナートは、例えば、１，６−ヘキサメチレンジイソシアナート（ＨＤＩ）、４，４’ージシクロヘキシルメタンジイソシアナート、３−イソシアネートメチルー３，５，５−トリメチルシクロヘキシルイソシアネート（イソホロンジイソシアナート又はＩＰＤＩ）、シクロヘキシルジイソシアナート、及び２，２，４−トリメチル−１，６−ヘキサメチレンジイソシアナート（ＴＭＤＩ）から適宜選択することができる。
【００７４】
一実施形態においては、ポリテトラメチレンオキシドジオール（ＰＴＭＯジオール）、ポリヘキサメチレンオキシドジオール（ＰＨＭＯジオール）、ポリオクタメチレンオキシドジオール、又はポリデカメチレンオキシドジオール等のポリエーテルジオールがポリイソブチレンジオール及びジイソシアナートと組み合わされてポリイソブチレンポリウレタン共重合体が形成される。このポリイソブチレンポリウレタン共重合体においては、ポリウレタン硬質セグメント、ポリイソブチレンセグメント、及びポリエーテルセグメントが均等に分布され、ポリマー内にてミクロ相分離が好ましい状態になっている。ポリエーテルセグメントにより、ショア硬度、引張強度、引張弾性率、曲げ弾性率、伸び率、引裂強度、曲げ疲労、引張クリープ、及び耐摩耗性等の主要な機械特性が向上されている。
【００７５】
本発明の一実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体は、さらに１つ以上の鎖延長剤の残留物及び／又は末端基を含む。鎖延長剤は硬質セグメントの長さを延長させる（換言すると、ウレタンポリマー、尿素ポリマー、又はウレタン／尿素ポリマーにおいて軟質セグメント材に対する硬質セグメント材の割合を増やす）。その結果、ポリマーの弾性率が上がり、破断点伸びが下がり、強度が増す。軟質セグメント：鎖延長剤：ジイソシアナートのモル比は、例えば１：９：１０、２：８：１０、３：７：１０、４：６：１０、５：５：１０、６：４：１０、７：３：１０、８：２：１０、又は９：１：１０である。
【００７６】
鎖延長剤は例えば脂肪族ジオール又は芳香族ジオールから形成可能である（この場合、イソシアネート基との反応時にはウレタン結合が形成される）。また、脂肪族ジアミン又は芳香族ジアミンから形成することもできる（この場合、イソシアネート基との反応時には尿素結合が形成される）。鎖延長剤は、例えばエチレングリコール（１，２−エタンジオール）、１，４−ブタンジオール、及び１，６−ヘキサンジオール等のアルファオメガーアルカンジオール、エチレンジアミン、ジブチルアミン（１，４−ブタンジアミン）、１，６−ヘキサンジアミン、ならびに４，４’ーメチレンビス（２−クロロアニリン）等のアルファオメガアルカンジアミンから適宜選択される。鎖延長剤は、硬質ポリマーセグメント及び軟質ポリマーセグメントをベースとする（より一般的には軟質ポリマーセグメントをベースとする）短鎖ジオールポリマー（分子量が１，０００以下であるアルファオメガージヒドロキシ末端ポリマー）から選択してもよい。このような短鎖ジオールポリマーには、短鎖ポリイソブチレンジオール、ポリテトラメチレンオキシドジオール等の短鎖ポリエーテルポリオール、ポリジメチルシロキサンジオール等の短鎖ポリシロキサンジオール、ポリヘキサメチレンカーボネートジオール等の短鎖ポリカーボネートジオール、短鎖ポリ（フッ素化エーテル）ジオール、短鎖ポリエステルジオール、短鎖ポリアクリレートジオール、短鎖ポリメタクリレートジオール、及び短鎖ポリビニル芳香族ジオールが含まれる。
【００７７】
いくつかの実施形成においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体の生体安定性及び／又は生体適合性が、短い脂肪族鎖（例えば、［−ＣＨ２］ｎ−ＣＨ３基、［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ（ＣＨ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ＣＦ３基、［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ（ＣＦ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ＣＨ２ＯＨ基、［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ（ＯＨ）３基、及び［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ６Ｈ５基であり、ｎは例えば１、２、５、１０、１５、又は２０である）を用いて共重合体をエンドキャッピングすることにより向上されている。このような脂肪族鎖はポリマー表面に移動して合成プロセスとは無関係に自己組織化し、生体内に植え込まれたときに好適な免疫反応を供する。別の実施形態においては、短い脂肪族鎖（例えば、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２Ｃ（ＣＨ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−［−ＣＨ２０］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２ＣＦ３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−［−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２Ｃ（ＣＦ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２ＯＨ基、［−ＣＨ２］ｎｂ−［−ＣＨ２Ｏ］ｎ−Ｃ（ＯＨ）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−［−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２−Ｃ６Ｈ５基であり、ｎは例えば１、２、５、１０、１５、又は２０である）を有するブロック共重合体又はブロックターポリマーを合成プロセスの終盤に共重合体に混和させてもよい。このような脂肪族鎖はポリマー表面に移動して自己組織化する。このようなエンドキャッピングセグメントは、加工補助材又は潤滑剤として機能し、ポリマーの熱加工性を向上させる。加工補助剤、酸化防止剤、及びワックス等を別に追加して熱加工性の向上をもたらしてもよい。
【００７８】
ジオール又はジイソシアナートの出発物質からポリイソブチレンウレタン共重合体を合成するためには様々な方法を用いることができる。例えば、有機溶剤を用いて反応させてもよいし、超臨界ＣＯ２を溶剤として用いて反応させてもよい。ポリマー沈殿には、アイオノマーを用いることができる。
【００７９】
一実施形態においては、第１のマクロジオール（Ｍ１）（例えば、非飽和又は飽和ポリイソブチレンジオール等のポリマージオール）、第２のマクロジオール（Ｍ２）（例えばポリエーテルジオール）、及びジイソシアネート（ＤＩ）（例えば、ＭＤＩ、ＴＤＩ）が単一工程にて反応する単一工程法が採用される。第１と第２のジオールに対するジイソシアネートのモル比は１：１である。ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２の比率は、例えば、２：１：１、２：１．５：０．５、又は２：０．５：１．５である。ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２の比率が２：１：１である場合、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−］ｎの構造を有するポリウレタンが形成される。ただし、鎖がこのように完全に交互に配置される可能性は低い。いくつかの実施形態においては、鎖延長剤（ＣＥ）が反応混合物に追加され、第１と第２のマクロジオール及び鎖延長剤に対するジイソシアネートのモル比が１：１になるように構成される。例えば、ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥの比率は４：１：１：２、２：０．６７：０．３３：１、２：０．３３：０．６７：１、又は５：１：１：３である。ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥの比率が４：１：１：２である場合、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎの構造を有するポリウレタンが形成される。ただし、鎖がこのように完全に交互に配置される可能性は低い。
【００８０】
いくつかの実施形態においては二工程法が採用される。この二工程法においては、第１工程にてＤＩ：Ｍ１：Ｍ２の比率が２：１：１以上である第１及び第２のマクロジオール及びジイソシアネートが反応して、例えばＤＩ−Ｍ１−ＤＩ及びＤＩ−Ｍ２−ＤＩ等の、イソシアネートによりエンドキャッピングされた第１及び第２のマクロジオールが形成される。第２工程においては、鎖延長剤が追加されてマクロジオールのイソシアネートエンドキャップと反応する。いくつかの実施形態においては、鎖延長剤のヒドロキシル基又はアミン基のモル数は、マクロジオールのイソシアネートエンドキャップのモル数を超え、この場合、必要に応じて第２工程においてジイソシアネートが追加されて全体的な化学量の安定が維持される。前述のとおり、第１及び第２のマクロジオールならびに鎖延長剤の合計に対するジイソシアネートのモル比は１：１であり、例えば、Ｄ１：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥは４：１：１：２となる。この比率は、論理上、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎの反復構造を有する理想的なポリウレタンをもたらす。ただし、このように鎖が完全に交互するとは限らない。別の実施形態においては、ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥの比率は例えば４：１．５：０．５：２、もしくは５：１：１：３であるが、別の比率であってもよい。
【００８１】
いくつかの実施形態においては、３工程、４工程、又はそれ以上の工程からなる方法が採用される。これらの方法においては、第１のマクロジオール及びジイソシアネートが第１工程において反応してイソシアネートにエンドキャップされた第１のマクロジオールを形成される。ＤＩ対Ｍ１の比率が２：１以上となり、第１のマクロジオールの各末端にイソシアネートエンドキャップが形成される（他の比率であってもよく、例えばＤ１：Ｍ１が１：１である場合は各マクロジオールに平均して１つのイソシアネートが配される）。この工程に続く第２工程において、第２のマクロジオールが追加されて、イソシアネートがエンドキャップされた第１のマクロジオールの１つ又は両方のイソシアネートエンドキャップと反応する。Ｄ１、Ｍ１、及びＭ２の比率に応じて、この工程により例えばＭ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２（ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２が２：１：２である場合）、Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ（ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２が２：１：１である場合）、又はＭ１−ＤＩ−Ｍ２（ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２が１：１：１である場合）等の構造が形成される。
【００８２】
いくつかの実施形態においては、例えば前述のプレポリマーのような混合されたマクロジオールプレポリマー（Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２、Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１、ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２等）が、ジオール又はジアミンの鎖延長剤、及び化学量を維持するために必要である場合はジイソシアネートと同時に反応する。鎖延長処理を行うことにより、例えば、−［ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、又は［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ等の理想的な構造を形成することができる。ただし、このように鎖が完全に交互するとは限らない。
【００８３】
他の実施形態においては、混合されたマクロジオールプレポリマーが十分な量のジイソシアネートと反応して、混合されたマクロジオールプレポリマーにイソシアネートエンドキャップが形成される（例えば、構成がＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ、ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−Ｄｌ又はＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩとなる）。このイソシアネートによりエンドキャッピングされたマクロジオールは次いでジオール又はジアミンの鎖延長剤と反応させられる（化学量維持のために必要であればジイソシアネートとも反応させられる）。例えば、イソシアネートによりエンドキャッピングされたマクロジオールは等モル量の鎖延長剤と反応することにより、例えば−［ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、又は−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ ｎ等の理想的な構造を形成することもできる。
【００８４】
前述したように、鎖延長剤を用いることによりウレタンポリマー、尿素ポリマー、又はウレタン／尿素ポリマー中において軟質セグメント材に対する硬質セグメント材の比率を上げることができる。その結果、より高い弾性率、より低い破断伸び、及びより高い強度を有するポリマーを形成することができる。例えば、軟質セグメント（ＳＳ）、鎖延長剤（ＣＥ）、及びジイソシアネート（ＤＩ）の比率（ＳＳ：ＣＥ：ＤＩ）は、１：９：１０から２：８：１０、３：７：１０、４：６：１０、５：５：１０ 、６：４：１０、７：３：１０、８：２：１０、９：１ ：１０、又は１０：０：１０の範囲である。
【００８５】
一実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体の軟質セグメントは第１の軟質マクロジオール又はマクロジアミン（Ｍ１）、及び第２の軟質マクロジオール又はマクロジオール（Ｍ２）から形成され、Ｍ２に対するＭ１のモル比（Ｍ１：Ｍ２）は、例えば、９９：１、９５：５、９０：１０、７５：２５、６６：３３、５０：５０、２５：７５、１０：９０、５：９５、又は１ ：９９であり、より限定的には、９０：１０、８５：１５、８０：２０、７５：２５、又は７０：３０である。さらに限定的には、７５：２５、５０：５０である。
【００８６】
Ｍ１及びＭ２の数平均分子量は例えば１００〜１０，０００であり、より好適には２００〜５，０００、さらに好適には７５０〜２，５００である。Ｍ１は例えばポリイソブチレンジオールであり、Ｍ２の好適な材料は例えばポリテトラメチレンオキシド（ＰＴＭＯ）ジオール及びポリヘキサメチレンオキシド（ＰＨＭＯ）ジオール等のポリエーテルジオールである。一実施形態においては、Ｍ１は数平均分子量が約１，０００〜５，０００であるポリイソブチレンジオールであり、Ｍ２は数平均分子量が約９００〜１，２００であるＰＴＭＯである。
【００８７】
ポリイソブチレンウレタン共重合体中において第２の軟質セグメントに対する第１の軟質セグメントの重量比は、ジオール出発物質のモル比及び数平均分子量を用いて求めることができる。例えば、数平均分子量が１，０００であるポリイソブチレンジオール４８．００ｇを数平均分子量１，０００のＰＴＭＯ３２．００ｇと反応させた場合、ＰＴＭＯセグメントに対するポリイソブチレンセグメントの比率は６０：４０である。軟質セグメントにポリイソブチレン及びポリテトラメチレンオキシドが含まれる場合は、重量比は１５：１、１３：１、１２：１、７．５：１、４．５：１、３：１、２：１、３：２、１：１、１：２、又は２：３であり、より限定的には約９９：１、９５：５、９０：１０、８０：２０又は７０：３０である。
【００８８】
別の実施形態においては、反応混合物中のポリテトラメチレンオキシドジオールに対するポリイソブチレン（ＰＩＢ）ジオールの比率により、軟質セグメントの総重量に対して約３０重量％以下のポリテトラメチレンオキシド、限定的には０〜３０重量％、より限定的には約５〜２０重量％、さらに限定的には約１０〜２０重量％のポリテトラメチレンオキシドを含む軟質セグメントを有するポリイソブチレンウレタン共重合体が生成される。軟質セグメントの残りの重量にはポリイソブチレンが含まれる。
【００８９】
別の実施形態においては、反応混合物中のポリヘキサメチレンオキシドジオールに対するＰＩＢジオールの比率に応じて、軟質セグメントの総重量に対して約３０重量％以下のポリヘキサメチレンオキシド、限定的には１０〜３０重量％、より限定的には約１５〜２０重量％、さらに限定的には約２０〜２５重量％のポリヘキサメチレンオキシドを含む軟質セグメントを有するポリイソブチレンウレタン共重合体が生成される。軟質セグメントの残りの重量にはポリイソブチレンが含まれる。
【００９０】
ＰＴＭＯの含有量が３０％以下であるポリイソブチレンウレタン共重合体に対する加速劣化試験において、重量及び引張強さの減少は少なく、表面形態は連続的なものである。つまり、これらの材料は好適な生体安定性を有している。さらに、ポリエーテルジオール（ＰＴＭＯ等）の分量が増加すると劣化程度が上がるため、ＰＴＭＯ量を低くすることにより生体安定性が向上されることがわかる。
【００９１】
別の実施形態においては、反応混合物中のＰＩＢジオール、ポリエステルジオール（ポリテトラメチレンオキシドジオール又はポリヘキサメチレンジオール等）及びポリジメチルシロキサンジオールの比率により、ポリイソブチレン、ポリエーテル、及びポリジメチルシロキサンの比率が約６０：２０：２０乃至８０：１５：５であるポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、ポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が生成される。
【００９２】
図２に示す医療用電気リードは、基端１１２から先端１１４まで延びる長尺状の絶縁リード本体１１０を有する。いくつかの実施形態においては、リード本体の少なくとも一部が前述のポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。いくつかの実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体は押出成形又は型成形によりリード本体の一部分又は複数部分として形成される。他の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体は導体に直接コーティングされる。このコーティングの方法としては、例えばスプレーコーティング、溶剤コーティング（浸漬コーティング等）、スパッタリング、プラズマ蒸着、気相化学成長等が挙げられる。さらに別の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体は、既存のリード本体構成の１つ以上の部分の上に成形される。
【００９３】
いくつかの実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体を含むリード本体１１０のショア硬度は約３０Ａから７５Ｄであり、より限定的には約３０Ａから５５Ｄである。さらに、限定的には５０Ａから１００Ａである。ショア硬度はリードの全長にわたって均一でもよいし、変化していてもよい。
【００９４】
別の実施形態においては、リード本体１１０のショア硬度は長手方向において変化する。ショア硬度は、リード本体の異なる部分において異なる配合のポリイソブチレンウレタン共重合体を用いることにより変化させる。これは、選択されたポリイソブチレンウレタン共重合体の組成を製造工程においてリード本体の長手方向にわたって変化させることにより行うことができる。又は、製造時に異なるポリイソブチレンウレタン共重合体を混ぜることにより、リード本体の所定の部分において所定のショア硬度を得ることができる。
【００９５】
図２に示すリード本体１１０は、複数の異なる領域を含む。これらの領域の境界は、破線にて示されている。これらの領域には、基端側領域４０、中間領域４２、先端側領域４４、及びリード先端領域４６が含まれる。基端側領域４０は、心臓から遠い位置において血管内に位置する部分である。中間領域４２は、心臓に通じる血管内に位置する部分である。先端側領域４４は心臓内に位置する部分であり、通常の場合少なくとも１つの電極１１６を含む。リード先端領域４６は、リード本体１１０の先端であり、能動的又は受動的な固定部材３６を有していてもよい。図２に示す領域のリード本体における長さや位置は、医療用電気装置１００の種類及びサイズや、実施する治療、実施する植え込み方法に応じて適宜変更することができる。
【００９６】
いくつかの実施形態においては、領域４０，４２，及び４４のショア硬度がそれぞれ異なる。一実施形態においては、領域４０，４２及び４４のショア硬度は、リード１１０の長手方向において基端１１２から先端１１４に向かって減少する。従って、基端側領域４０のショア硬度は先端側領域４４のショア硬度よりも高くなり、中間領域４２のショア硬度は、基端側領域４０のショア硬度よりも小さく、先端側領域４４のショア硬度よりも高い。一実施形態においては、領域４０，４２，及び４４は減少するショア硬度を有する別個の領域である。他の実施形態においては、ショア硬度はリード本体１１０の基端側領域４０から先端側領域４４に向かって徐々に連続的に減少する。一実施形態においては、リード本体の基端側領域４０のショア硬度は約７５Ｄであり、リード先端領域４６を含んだ先端側領域４４のショア硬度は４５Ａである。別の実施形態においては、基端側領域４０のショア硬度は約８５Ａ〜１００Ａであり、中間領域４２のショア硬度は約６０Ａ〜８５Ａである。リード先端領域４６のショア硬度は約３０Ａ〜７０Ａである。
【００９７】
リード本体の長手方向においてショア硬度を変化させる方法には様々な方法がある。一実施形態においては、ポリマー材のショア硬度は、単一の構造を有するリード本体を押出成形することにより変化させられる。別の実施形態においては、別々に形成されたセグメントが、例えば、熱結合、レーザー結合、熱融着、レーザー融着、及び医療用接着剤のいずれか又は複数を用いることにより結合される。
【００９８】
いくつかの実施形態においては、複数ルーメンを有するリード本体１１０の少なくとも１つの領域（基端側領域４０及び／又は中間領域４２）の形成に用いられるポリマー材の混合比すなわち体積比率が、押出成形工程において変化される。この場合、異なるデュロメータ硬度を有するポリマー材が一緒に混合され、押出成形されてリード１１０の異なる部分が形成される。一実施形態においては、硬質セグメントと軟質セグメントとの比率、及びショア硬度が異なるポリイソブチレンウレタン共重合体材料が異なる比率にて一緒に混合されて押出成形されることにより、リード本体１１０の異なるショア硬度を有する複数の部分が形成される。別の実施形態においては、異なる軟質セグメント及び／又は硬質セグメントを有する２種以上のポリイソブチレンウレタン共重合体材料が混合される。さらに別の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体材料が別のポリマー材と混合されてリード本体１１０の１つ以上の部分が形成される。
【００９９】
押出成形工程においては、ポリマー材混合物内における硬質ポリマー材（ポリマーＡ）の体積％は、リード本体１１０の基端側領域４０における最大量から中間領域４２における最小量へと押出成形時に変化する。同様に、ポリマー材混合物の軟質ポリマー材（ポリマーＢ）の体積％は、基端側領域４０における最小量から中間領域４２における最大量へと変化する。一実施形態においては、ポリマーＡのデュロメータ硬度は約８０Ａ〜１００Ａであり、ポリマーＢのデュロメータ硬度は約２５Ａ〜４０Ａである。一実施形態においては、リード本体１１０の基端側領域４０の形成に用いる混合物におけるポリマーＡとポリマーＢの比率は、約７５：２５乃至９９：１である。一実施形態においては、基端側領域４０の形成に用いる混合物の約１００％がポリマーＡである。別の実施形態においては、リード本体１１０の中間領域４２の形成に用いる混合物のポリマーＡとポリマーＢの体積比は約３５：６５〜７５：２５である。
【０１００】
いくつかの実施形態においては、リード本体１１０の先端側領域４４及び／又はリード先端領域４６も押出成形により形成することができる。リード本体１１０の先端側領域４４及び／又はリード先端領域４６の形成に用いられるポリマー材の混合比すなわち容積比率を変えることにより、これらの領域のデュロメータ硬度を変えることができる。
【０１０１】
他の実施形態においては、少なくとも２つのリード本体部分が別々に形成され（押出成形又は型成形等）、その後結合されてリード本体１１０が形成される。結合は、２つの部分を重ねて接着剤により結合してもよいし、重複部分を少ししか有しないか全く有しない部品を熱融着により結合させてもよい。
【０１０２】
図３Ａは別の実施形態によるポリマーリード部品１１１（例えば、長尺状の管状部品、長尺状の複数ルーメン押出成形品等）を示す図であり、ポリマーリード部品１１１は基端１１２及び先端１１４を有する。ポリマーリード部品１１１は非外傷性の先端部分１１５及び主リード部分１１９を有し、これらはそれぞれポリイソブチレンウレタン共重合体を含む。非外傷性の先端部分１１５の長さは例えば１〜２．５、５、又は１２ｃｍである。ポリマーリード部品１１１の残りの長さは主リード部分１１９が占め、長さは５〜１２５ｃｍである（リードの種類に応じて、例えば、５ｃｍから、１０ｃｍ、２０ｃｍ、３０ｃｍ、４０ｃｍ、５０ｃｍ、６０ｃｍ、７０ｃｍ、８０ｃｍ、９０ｃｍ、９５ｃｍ、１００ｃｍ、１１０ｃｍ、又は１２５ｃｍである）。非外傷性先端部分１１５は比較的軟質であり、ショア硬度は例えば、３０Ａ〜８０Ａである（例えば３０Ａから４０Ａ、５０Ａ、５２．５Ａ、５５Ａ、５７．５Ａ、６０Ａ、６２．５Ａ、６５Ａ、６７．５Ａ、７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、又は８０Ａである）。一方、主リード部分１１９は耐摩耗性及び押圧性を高くするために比較的硬質であり、ショア硬度は例えば７５Ａ〜１００Ａである（例えば７５Ａから８５Ａ、９０Ａ、９２．５Ａ、９５Ａ、９７．５Ａ、又は１００Ａである）。
【０１０３】
図３Ａに示すようなリード部品１１１において、先端から１ｃｍ離れた位置（非外傷性先端部分１１５内の位置）におけるショア硬度は約５０Ａ〜７０Ａであり、リード部品１１１の中央位置（主リード部分１１９内の位置）におけるショア硬度は約９０Ａ〜１００Ａである。
【０１０４】
ショア硬度の異なる複数の部分を形成することにより、リード特性を最適なものにすることができる。一般的に、主リード本体を比較的硬質にして、先端を比較的軟質にすることが好ましい。リード本体を硬質にすることにより押圧性及びトルク伝達性が向上する。先端を軟質にすることにより、操作性が向上し、固定位置における圧力を低減することができる。
【０１０５】
図３Ｂは別の実施形態によるポリマーリード部品１１１（例えば長尺状の管状部品、長尺状の複数ルーメン押出成形品等）を示す図であり、ポリマーリード部品１１１は基端１１２及び先端１１４を有する。図３Ｂのポリマーリード部品１１１は非外傷性の先端部分１１５及び主リード部分１１９を有する。このポリマーリード部品１１１はさらに基端領域１１７を有する。基端領域１１７は、耐摩耗性と可撓性との釣り合いを取るよう機能する（例えば、植え込み時にリードを巻いてポケットに収め易くする）。基端領域１１７の長さは例えば約１０〜１５ｃｍである。この実施形態における基端領域１１７のショア硬度は８０Ａ〜９８Ａ（例えば８０Ａ、８２．５Ａ、８５Ａ、８７．５Ａ、９０Ａ、９２．５Ａ、９５Ａ、又は９８Ａ）である。また、別の実施形態においては、植え込まれたペースメーカから延びる部分のリードの可撓性を向上させるために８０Ａ〜９０Ａ（例えば８０Ａ、８２．５Ａ、８５Ａ、８７．５Ａ、又は９０Ａ）である。
【０１０６】
図３Ｂに示すようなリード部品１１１において、基端から５ｃｍ離れた位置（基端領域１１７内の位置）のショア硬度は例えば約８０Ａ〜９０Ａであり、先端から１ｃｍ離れた位置（非外傷性先端部分１１５内の位置）のショア硬度は例えば約５０Ａ〜７０Ａであり、先端から１０ｃｍ離れた位置（主リード部分１１９内の位置）のショア硬度は例えば約９０Ａ〜１００Ａである。
【０１０７】
図３Ｃは別の実施形態によるポリマーリード部品１１１（例えば、長尺状の管状部品、長尺状の複数ルーメン押出成形品等）を示す図であり、ポリマーリード部品１１１は基端１１２及び先端１１４を有する。図３Ｂのポリマーリード部品１１１と同様に、非外傷性の先端部分１１５、主リード部分１１９、及び基端領域１１７を有する。このポリマーリード部品１１１はさらに縫合スリーブ部１１８を有する。縫合スリーブ部１１８は、静脈移行領域において鎖骨／第１肋骨に対する圧縮抵抗を供する。非外傷性の先端部分１１５及び基端領域１１７の長さ及びショア硬度は前述したものと同様であってよい。縫合スリーブ部１１８の長さは例えば７．５〜１２ｃｍである。この実施形態における縫合スリーブ部１１８のショア硬度は７０Ａ〜８５Ａ（例えば７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、８０Ａ、８２．５Ａ、又は８５Ａ）である。別の実施形態においては、圧縮抵抗を向上させるために、７０Ａ〜８０Ａ（例えば７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、又は８０Ａ）のショア硬度を有する。主リード部分１１９のショア硬度は前述のものであってよく、主リード部分１１９は、リード部品１１１において非外傷性先端部分１１５、基端領域１１７及び縫合スリーブ部１１８が占める部分の残りの部分を占めていてもよい（例えば、主リード部分１１９の長さはリードの種類に応じて、１０ｃｍ、２０ｃｍ、３０ｃｍ、４０ｃｍ、５０ｃｍ、６０ｃｍ、７０ｃｍ、又は８０ｃｍである）。
【０１０８】
図３Ｃに示すようなリード部品１１１において、基端から２０ｃｍ離れた位置（基端領域１１７内の位置）のショア硬度は例えば約８０Ａ〜９０Ａであり、基端から１０ｃｍ離れた位置（縫合スリーブ部１１８内の位置）のショア硬度は例えば７０Ａ〜８０Ａであり、先端から１ｃｍ離れた位置（非外傷性先端部分１１５内の位置）のショア硬度は例えば約５０Ａ〜７０Ａであり、先端から１０ｃｍ離れた位置（主リード部分１１９内の位置）のショア硬度は例えば約９０Ａ〜１００Ａである。
【０１０９】
ポリマーリード部品１１１の各部分のショア硬度を最適化することに加えて、これらの部分の曲げ弾性率も最適化することができる。一実施形態においては、主リード部分１１９の曲げ弾性率は約２７．５８６ＭＰａ〜６８．９６５ＭＰａ（４０００〜１０，０００ｐｓｉ）であり、非外傷性先端部分１１５の曲げ弾性率は約６．８９６ＭＰａ〜３４．４８２ＭＰａ（１０００〜５０００ｐｓｉ）であり、基端領域１１７の曲げ弾性率は約２７．５８６ＭＰａ〜６８．９６５ＭＰａ（４０００〜１０，０００ｐｓｉ）である。
【０１１０】
図３Ａ〜３Ｃに示すポリマーリード部品１１１はそれぞれ部分１１５，１１７，１１８及び１１９に対応する別個のポリマー部品により形成することができる。例えば、このような別個の部品は別々に形成（押出成形等により形成）した後、互いに結合（接着剤、熱融着等により結合）されてポリマーリード部品１１１が形成される。例えば、非外傷性先端部分１１５及び主リード部分１１９にそれぞれ対応する個別部品が互いに結合されて図３Ａに示すようなポリマーリード部品１１１が形成される。別の実施形態においては、非外傷性先端部分１１５、主リード部分１１９、及び基端領域１１７にそれぞれ対応する個別部品が互いに結合されて図３Ｂに示すようなポリマーリード部品１１１が形成される。さらに別の実施形態においては、非外傷性先端部分１１５、主リード部分１１９、縫合スリーブ部１１８、及び基端領域１１７にそれぞれ対応する個別部品が互いに結合されて図３Ｃに示すようなポリマーリード部品１１１が形成される。このように別個の部品を用いてポリマーリード部品１１１を形成した場合、前述した硬さ範囲の間に硬度が急変する移行部（例えば１ｍｍ以下の移行部）が形成される。
【０１１１】
別の実施形態においては、ポリマーリード部品１１１の部分１１５，１１７，１１８及び１１９の間においてポリマー組成が連続的に変化する（例えば、押出成形時に押出されるポリマー材の組成を変化させて連続的管状押出成形品や複数ルーメン押出成形品が形成される）。この場合、前述した硬さ範囲の間にゆるやかな移行部（例えば１ｍｍを超える移行部であり、より一般的には１ｃｍを超える移行部）が形成される。
【０１１２】
必要に応じて、図３Ａ〜３Ｃの各リード部品１１１に高いショア硬度を有する基端側端部（図示しない）を配してもよい。例えば、このような基端側端部の長さは２．５〜５ｃｍであり、ショア硬度は６０Ｄ、７０Ｄ、８０Ｄ、又は９０Ｄであり、より好適には７５Ｄである。基端側端部は、軟質セグメント対硬質セグメントの割合が６０：４０乃至３０：７０であり、より好適には６０：４０乃至４５：５５であるポリウレタンから形成することができ、ポリマーリード部品１１１に結合される（例えば、熱可塑結合、又は好適な接着剤を用いた結合により結合される）。
【０１１３】
本発明によるポリイソブチレン系共重合体は様々なリード構成とともに用いることができる。例えば、図４Ａに本発明の一実施形態による医療用リード１１０の絶縁部分（非電極部分）の概略断面図を示す。この図示されるリード部分は、第１のコイル状導体１３０及び第２のコイル状の導体１３２を有し、これらの導体は互いに同径状に配置される。導体１３０及び１３２をコイル状に形成することの利点は、体内におけるリードの様々な動きが、通常このようなコイルの形成に用いられる金属が許容することができる程度のねじれに変換されることである。コイル状導体１３０，１３２は、例えばステンレス鋼、Ｅｌｉｇｉｌｏｇｙ（登録商標）、ＭＰ３５Ｎ（登録商標）、又は他の好適な導電材料により形成することができる。コイル状導体１３０，１３２は管状絶縁層１２０内に配置され、管状絶縁層１２０は前述したようなポリイソブチレン系共重合体から形成できる。管状絶縁層１２０はコイル状導体を外的環境から化学的、物理的、及び電気的に絶縁し、さらに、リードの可撓性、圧縮耐性、及びトルク伝達性等の物理特性を向上させる。このような特性は管状絶縁層１２０の長手方向において変化していてもよい。例えば、管状絶縁層１２０のショア硬度は長手方向に沿って、図３Ａ〜３Ｃに関して前述したように変化する。
【０１１４】
このような管状絶縁層１２０は例えばコイル状導体１３０，１３２上にコーティングされた溶剤であってもよいし、コイル状導体１３０，１３２の上に押出成形されたものでもよい。また、まず押出成形された後にコイル状導体１３０，１３２の上に配置されたものであってもよい。この場合、あらかじめ形成された管状絶縁層１２０がコイル状導体１３０，１３２上に配置された絶縁材（図示しない）に結合される。この結合は例えばレーザー結合等の高温処理により行うことができる（導体上の絶縁材が熱可塑性材料である場合）。
【０１１５】
別の実施形態においては、管状絶縁層１２０がポリマー材の２つ以上の層を有し、これらの層は図４Ｂに示すように２つ以上の同軸をなす管状材料領域を形成する。管状絶縁層１２０は２つの同軸管状材料領域１２０ａ及び１２０ｂを含む。これらの２つの同軸をなす管状材料領域１２０ａ及び１２０ｂは同一の材料から形成してもよいし異なる材料から形成してもよい。例えば一実施形態においては、外側の材料領域１２０ａは様々な実施形態に関して前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体から形成され、内側の材料領域１２０ｂは既存のポリウレタン、シリコーンゴム、ＳＩＢＳ（スチレン／イソブチレン／スチレン共重合体）、及び当業者に周知のリード本体の好適な材料等の別の材料から形成される。別の実施形態においては、外側の材料領域１２０ａ及び内側の材料領域１２０ｂの両方が、様々な実施形態に関して前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。
【０１１６】
いくつかの実施形態においては、外側材料領域１２０ａは内側材料領域１２０ｂの上にコーティングされた溶剤であってもよく、内側材料領域１２０ｂの上に押出成形されてもよく、さらには、内側材料領域１２０ｂと共押出成形されてもよい。また、押出成形された後に内側材料領域１２０ｂの上に配置されてもよい。いくつかの実施形態においては、レーザー結合加工や熱結合加工等の好適な高温処理により内側材料領域１２０ｂに対して外側材料領域１２０ａが溶着される。レーザー結合加工を行うことにより、リードの製造時間を早めることができる。さらに、組み立て時間の低減や、製品歩留まりの向上を実現することができる。
【０１１７】
図４Ｃに示すさらに別の実施形態においては、リード本体１１０が３つの同軸をなす管状部材領域１２０ａ、１２０ｂ、及び１２０ｃを含む。これらの３つの同軸をなす管状部材領域１２０ａ、１２０ｂ、及び１２０ｃは同じ材料から形成してもよいし、それぞれ異なる材料から形成してもよい。例えば一実施形態においては、外側材料領域１２０ａ及び内側材料領域１２０ｃが本発明の様々な実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体により形成され、介在領域１２０ｂがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体を含まない物質により形成されていてもよい。別の実施形態においては、外側材料領域１２０ａのみがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される。
【０１１８】
図４Ａと同様に、図５は本発明の一実施形態による医療用リード１１０の絶縁部分を示す概略断面図である。この医療用リード１１０も第１及び第２のコイル状導体１３０，１３２を含むが、図４Ａ〜４Ｃ示す実施形態とは異なりこれらの導体は互いに同軸をなして配置される（同径状ではない）。外側管状絶縁層１２０が外側のコイル状導体１３０の上に配置される。図４Ａ〜４Ｃに示す管状絶縁層と同様に、図５に示す外側管状絶縁層１２０もポリイソブチレン系共重合体により形成することができる。外側管状絶縁層１２０のショア硬度は、例えば図３Ａ〜３Ｃについて前述したように長手方向に変化していてもよい。内側コイル状導体１３２はさらなる管状絶縁層１２２を有し、この管状絶縁層１２２は内側コイル状導体１３２を外部環境（及び外側コイル状導体１３０）から絶縁する。内側の管状絶縁層１２２も、ポリイソブチレンウレタン共重合体から形成してもよい。又は、リードの物理特性に与える影響を最小限にするために、軟質のシリコーン材（例えばショア硬度が５０Ａであるもの）から内側の管状絶縁層１２２を形成してもよい。
【０１１９】
図５の外側管状絶縁層１２０は、例えば２つ以上の材料の層等の、２つ以上の同軸をなす環状材料領域を形成する２つ以上の材料領域を有していてもよい。図５の外側管状絶縁層１２０の形成に好適な２材料領域及び３材料領域は図４Ｂ及び４Ｃに関連して記載したものと同様である。
【０１２０】
図７Ａは、絶縁（非電極）部分１００ａ及び非絶縁（電極）部分１００ｂを含む医療用リード１１０の一実施形態を示す概略断面図である。この医療用リード１１０は、ポリマーを含んだ内部長尺状部材１４０を有する。この内部長尺状部材１４０の右側部分１００ｂの上には、例えば刺激付与又は除細動のための電極として機能するコイル状導体１３０が配置される。電極として機能するコイル状導体１３０は導電層（例えば酸化イリジウム等の層）により被覆されていてもよい。内部長尺状部材１４０の左側部分１００ａの上には管状被覆１２０が配置される。この管状被覆１２０は、非電極部分１００ａと電極部分１００ｂとの間の移行を平坦化するものである（つまり、管状被覆１２０は器具の外径を連続的にするものである）。例えば、管状被覆１２０の厚さは、導体であるコイル１３０の径と同一にされ、非電極部分１００ａの最大径が電極部分１００ｂの最大径と同一になる。（管状被覆１２０は非電極部分１００ａと電極部分１００ｂとの間の移行を平坦化する効果に加えて、内部長尺状部材１４０内の導体の絶縁性を向上させるという効果や、リードの物理特性を向上させるという効果も奏する。）
図７Ｂは、図７Ａに示す器具のＢ−Ｂ線における断面図である。この図には、２つのルーメンを有する内部長尺状部材１４０及び外側管状絶縁層１２０が示されている。内部長尺状部材１４０のルーメンは、例えばガイドワイヤ、１つの導体、及び２つの導体等を収容する。内部長尺状部材は、１つ、４つ、５つ、６つ、７つ、又は８つ等のルーメンを備えた部材等、他の構成を有する部材であってもよい。
【０１２１】
図７Ａ及び７Ｂに示す器具の内部長尺状部材１４０は、例えば、本明細書に記載のポリイソブチレン系共重合体を用いて形成することができる。内部長尺状部材１４０のショア硬度は、図２Ａ〜２Ｃについて前述したように、長手方向に沿って変化していてもよい。内部長尺状部材１４０の形成にポリイソブチレン系共重合体を用いることの利点は、内部長尺状部材１４０を熱可塑処理により押出成形できるということである。同様に、外側管状絶縁層１２０もポリイソブチレン系共重合体により形成することができる。外側管状絶縁層１２０のショア硬度も、図２Ａ〜２Ｃについて前述したように、長手方向に沿って変化していてもよい。このような外側管状絶縁層１２０は例えば内部長尺状部材１４０上にコーティングされた溶剤であってもよいし、内部長尺状部材１４０の上に押出成形されてもよく、さらには、内部長尺状部材１４０と共押出成形されてもよい。また、まず押出成形された後に内部長尺状部材１４０に配置されたものであってもよい。
【０１２２】
前述したポリイソブチレン系共重合体を用いて外側管状絶縁層１２０及び内部長尺状部材１４０の両方を形成することの利点は、例えばレーザー結合処理等の適宜な高温処理により外側管状絶縁層１２０を内部長尺状部材１４０に溶着できることである。このような処理は、例えば図４Ａに示すような環状の熱融着領域１５０を形成するために行われる（この処理は例えば、器具を回転させながらレーザー照射することにより行われる）。器具の全外周にわたってこのような溶着領域を形成することにより、外側管状絶縁層１２０と内部長尺状部材１４０とが効果的に密着される。レーザー結合処理により、環状領域だけでなく様々な形状の熱溶着領域を形成することができる。例えば、管状被覆１２０は内部長尺状部材１４０の様々な場所にスポット融着され（スポット溶接と同様の処理においてスポット融着させる）、植え込み時における管状被覆１２０及び内部長尺状部材１４０の相対移動が許容される程度を超えないようにしてもよい。
【０１２３】
図８は、本発明の一実施形態による医療用リード１１０のポリマー（非電極）部分を示す部分概略図である。このリードの図示される部分には、螺旋状部分の単一ループ１１０ｓが含まれる。必要に応じて他のループを追加してもよい。一般的に、このような螺旋の径は１．５〜５ｃｍである。
【０１２４】
図９は、図６ＡのＢ−Ｂ線における概略断面図であり、ここには第１のコイル状導体１３０及び第２のコイル状導体１３２が互いに同径をなして配置されている（図４Ａと同様の構成）。コイル状導体１３０，１３２は管状の絶縁構造内に配置され、この絶縁構造体の半分は第１の材料１２０ａにより形成され、残りの半分は第２の材料１２０ｂにより形成される。第１及び第２の材料のそれぞれが、前述のポリイソブチレン系共重合体から形成されていてもよい。第１の材料１２０ａは、螺旋状部分１１０ｓにおいて外側に対向する面である面１１０ｓｏに相当する。第１の材料１２０ａは比較的硬度の高い材料であり、ショア硬度は例えば９０Ａから９５Ａ又は１００Ａである。第２の材料１２０ｂは、螺旋状部分１１０ｓにおいて内側に対向する面である面１１０ｓｉに相当する。第２の材料１２０ｂは比較的硬度の低い材料であり、ショア硬度は５０Ａ、６０Ａ、７０Ａ、８０Ａ、９０Ａ、又は１００Ａである。
【０１２５】
このような二材料からなるリード絶縁物は螺旋状部分１１０ｓの部分にのみ配置してもよいし、リードの全長にわたって配置してもよい。螺旋状部分１１０ｓは、左心室リードの一部分、又は冠状静脈洞内に配置される心不全治療リードの一部分であってよい。螺旋状部分１１０ｓは、リードを体内において受動的に固定させる部分として機能し得る。一実施形態においては、螺旋状部分の直径は２〜５ｃｍであり、リードの先端から１〜１０ｃｍ離れた部分により形成される。
【０１２６】
図１０は、図８のＢ−Ｂ線における別の概略断面図であり、ここには第１のコイル状導体１３０及び第２のコイル状導体１３２が複数のルーメンを有する長尺状部材の２つのルーメン内に配置されている。この長尺状部材の半分は第１の材料１２０ａにより形成され、残りの半分は第２の材料１２０ｂにより形成される。第１及び第２の材料のそれぞれが、前述のポリイソブチレン系共重合体から形成されていてもよい。第１の材料１２０ａは、螺旋状部分１１０ｓにおいて外側に対向する面である面１１０ｓｏに相当する。第１の材料１２０ａは比較的硬度の高い材料であり、ショア硬度は例えば図７の第１の材料１２０ａのショア硬度と同等である。第２の材料１２０ｂは、螺旋状部分１１０ｓにおいて内側に対向する面１１０ｓｉに相当する。第２の材料１２０ｂは比較的硬度の低い材料であり、ショア硬度は図７の第２の材料１２０ｂのショア硬度と同等である。
【０１２７】
図９及び１０の材料領域１２０ａ及び１２０ｂは、別々に形成して（例えば、押出成形や型成形等により形成する）、互いに結合してもよい（例えば、熱可塑結合や好適な接着剤により結合する）。又は、材料領域１２０ａ及び１２０ｂは、単一の押出成形処理により同時に形成してもよい。
【０１２８】
図８〜１０に示す螺旋状部分の形成においては、例えば、最初にリード１１０を機械的に変形させて螺旋状部分１１０ｓを含む形状に変形する。次いで、適切な温度（例えば材料１１０ａ及び１１０ｂの軟化温度と融解温度の間の温度）にリードを加熱してから冷却することにより、リードに螺旋形状を記憶させる。例えば、リードはその組成に応じて、１４０〜２００度に加熱される。他の実施形態においては、型成形により螺旋状部分が形成される。螺旋状部分は体内において形成することができ、この場合、リードは比較的剛性の高いガイドワイヤ上に配置されて、そのガイドワイヤによりほぼ直線的な形状に保持される。そして、ガイドワイヤを除去することにより記憶した螺旋形状に戻るべくリードが変形する。
【０１２９】
図１１は、本発明の別の実施形態によるリード本体１１０を示す断面図である。このリード本体１１０は、それぞれが複数の導電性フィラメント１３１を含む複数のケーブル導体１３０を有する。フィラメント１３１は互いに絶縁されていてもよい。一実施形態においては、ケーブル導体１３０の外周部分には少なくとも１層の絶縁層１３４が形成される。一実施形態においては、リード本体１１０を形成する外側管状絶縁１３６は、ケーブル導体１３０、又はケーブル導体１３０を形成するフィラメント１３１と共押出成形される。別の実施形態においては、外側管状絶縁１３６はケーブル導体の周囲に成形される。一実施形態においては、外側管状絶縁１３６は、様々な実施形態の記載において前述したポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。さらに別の実施形態においては、各ケーブル導体１３０の外周部分に配置される絶縁層も前述のポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。
【０１３０】
図１２Ａ及び１２Ｂは、本発明の他の実施形態によるリード本体１１０を示す断面図である。図１２Ａに示すリード本体１１０は４つのルーメン１５２を有するが、ルーメンの数はいくつであってもよい。一実施形態においては、リード本体１１０は様々な実施形態の記載において前述したポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から、押出成形又は型成形により形成される。１２Ｂに示すリード本体１１０は、複数ルーメン１５２を含む内部コア部材１５４及び少なくとも１層の外側管状絶縁層１５６を有する。いくつかの実施形態においては、内部コア部材１５４と外側管状絶縁層１５６の両方が前述のポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される。別の実施形態においては、外側管状絶縁層１５６のみがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される。
【０１３１】
いくつかの実施形態においては、様々な他のリード本体部品がポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。例えば、高いデュロメータ硬度（例えば８５Ａ以上）を有するポリイソブチレンウレタン共重合体が、ＰＥＥＫ（登録商標）やＴｅｃｏｔｈａｎｅ（登録商標）を用いて従来形成されてきた部品の形成に用いられる。別の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体が既存のリード本体部品の上に成形される。このようなリード部品の例としては、リード末端、ターミナルピン、リード先端、ヘッダの一部分等が挙げられるがこれらに限定されない。別の実施形態においては、低いデュロメータ硬度（例えば６０Ａ未満）を有するポリイソブチレンウレタン共重合体が、シリコーンゴムを用いて従来形成されてきた部品の形成に用いられる。このような部品の例としては、Ｏリング、シール材、低外傷性先端、及び先端ヘッド等が挙げられる。さらに別の実施形態においては、コネクタやヘッダ等の、パルス発生器においてリードが接続される部分の形成に前述したポリイソブチレンウレタン共重合体が用いられる。
【０１３２】
いくつかの実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体から形成されたリード本体やリード本体部品の外面に、潤滑性を上げるための処理が施される。例えば一実施形態においては、外面はパリレン層により被覆されるか、生体適合性モノマーを用いてプラズマグラフト処理が施される。このような生体適合性モノマーの例としては、ヘキサメチレンジシラザン、Ｃ３Ｆ８（八フッ化プロパン）、ポリビニルピロリドン、トリフルオロメタン、オクタフルオロシクロブタン、及びテトラグリムが挙げられる。例えば、テトラグリムを用いて外面にプラズマグラフト処理を施すことにより、ポリエチレングリコールに似た表面が形成される。リード本体やリード本体部品の表面を処理するための化合物及び方法に関しては、２００８年９月１９日に出願された米国特許仮出願番号６１／０９８，４５０号明細書「ＳＵＲＦＡＣＥ ＭＯＤＩＦＩＣＡＴＩＯＮ ＴＯ ＩＭＰＲＯＶＥ ＬＵＢＲＩＣＩＴＹ，ＡＢＲＡＳＩＯＮ ＲＥＳＩＳＴＡＮＣＥ ＡＮＤ ＴＥＭＰＥＲＡＴＵＲＥ ＲＥＳＩＬＩＥＮＣＥ ＯＦ ＬＥＡＤＳ」に記載されている。
【０１３３】
いくつかの実施形態においては、前述のポリイソブチレンウレタン共重合体は電極の外面上に薄いフィルム状被覆を形成するために用いられる。図１３は本発明の一実施形態によるリード本体１２を示す部分断面図であり、このリード本体１２はコイル状電極２００を有する。コイル状電極２００は少なくとも１本の導電性フィラメント２０６を含み、外面２１０を有して第１端２１２から第２端２１４まで延びる。一実施形態においては、コイル状電極２００の外面２１０上にはポリマー被覆２２０が配され、このポリマー被覆２２０は少なくとも第１端２１２から第２端２１４まで延びる。別の実施形態においては、ポリマー被覆２２０はコイル状電極の第１端２１２及び／又は第２端２１４を越えて延びる。一実施形態においては、ポリマー被覆２２０が、導電性を増加させることが可能である程度の多孔性を有する。別の実施形態においては、ポリマー被覆２２０の多孔性は、適宜なイオン性流体で湿った場合には導電性の向上をもたらす程度に高く、かつ、組織内殖を抑制し得る程度に低くなるように構成される。前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体により形成されたポリマー被覆２２０は、コイル状除細動電極の被覆として従来より用いられているＧＯＲＥ（登録商標）電極被覆の代わりに用いることができる。
【０１３４】
ポリマー被覆２２０は、前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される１層以上の薄膜２２４を含む。コイル状電極２００の外面２１０上に、所望の厚さになるよう複数層の薄膜２２４を巻きつけてもよい。螺旋状巻きつけ又は円筒状巻きつけ等の手法により、複数層の薄膜２２４を巻きつけてポリマー被覆２２０を形成することができる。一実施形態においては、同一又は類似のポリマー材を含んだリード本体１２の外面にポリマー被覆２２０が結合される。別の実施形態においては、コイル状電極を形成するフィラメントの巻線の間に配置されたポリマー充填材に対してポリマー被覆２２０が結合される。このポリマー充填材は、ポリマー被覆２２０と同一又は類似の材料から形成することができる。
【０１３５】
ポリマー被覆２２０の各層を形成する薄膜２２４は、当業者に周知の様々な方法により形成することができる。一実施形態においては、エレクトロスピニング法により薄膜２２４が形成される。繊維を形成できる液体や溶液のエレクトロスピニングに関しては、例えば米国特許第４，０４３，３３１号明細書に記載されている。エレクトロスピニング法により、繊維の連続的な網又はマトリックスを形成することができる。一実施形態においては、薄膜２２４を形成する繊維マトリックスはコイル状電極２００の外面２１０上に直接的に配置される。別の実施形態においては、薄膜２２４を形成する繊維マトリックスが基材上に形成され、次いで、電極の外面２１０上に巻きつけられるか、摺動配置される。エレクトロスピニングにより形成された繊維は直径が小さいため、エレクトロスピニングされた繊維マトリックスの表面積は非常に大きく、孔寸法は小さい。別の実施形態においては、繊維マトリックスは導電性を向上させることができる程度の多孔性を有する。
【０１３６】
本発明による医療用器具に使用されるポリマー部品は、前述したポリイソブチレンウレタン共重合体に加えて任意の補助剤を含んでいてもよい。例えばいくつかの実施形態においては、有機的に変性されたケイ酸塩が補助剤として用いられる。このような補助材により水分の通路が蛇行状になるため、ポリマー部品の透湿性が減少する。さらにこのようなケイ酸塩は、ポリマー材の強度及び弾性率を向上させる。補助剤のその他の例としては、アルミナナノ粒子、銀ナノ粒子、ケイ酸塩／アルミナ／銀ナノ粒子化合物、及び治療薬（詳細は後述する）が挙げられる。
【０１３７】
治療薬を有する実施形態においては、本発明によるポリマー領域（リード部品等）の下に治療薬を配置してもよいし、ポリマー領域と治療薬を混和させてもよい。また、ポリマー領域に治療薬を付着させてもよい（例えば共有結合や非共有結合等により結合させる）。「治療薬」、「薬剤」、「薬理的に有効な物質」、及び「薬理的に有効な材料」等の用語は本明細書において区別されない。
【０１３８】
本発明の実施形態においては様々な治療薬を用いることができる。治療薬の例としては、（ａ）デキサメタゾン、プレドニソロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、サルファサラジン、及びメサラミン等の抗炎症剤、（ｂ）トリクロサン、セファロスポリン、アミノグリコシド、及びニトロフラントイン等の抗菌剤、（ｃ）リドカイン、ブピバカイン、及びロピバカイン等の麻酔薬、（ｄ）パクリタキセル等の増殖抑制剤、（ｅ）シロリムス、バイオリムス、及びエベロリムス等の免疫抑制剤、（ｆ）ヘパリン等の抗血栓剤、ならびに（ｇ）ＶＥＧＦ等の増殖因子が挙げられる。
【０１３９】
本発明による医療用器具に用いる治療薬の量は広範囲にわたる。ポリマー領域（リード部品等）における治療薬の量は、例えば１重量％以下、２重量％、５重量％、１０重量％、又は２５重量％以上である。
【０１４０】
いくつかの実施形態においては、リード本体の一部又は全体が潤滑コーティングにより被覆される。このような潤滑コーティングは、親水性ポリマーや他の材料（ポリ（ビニルピロリドン）、ポリエチレン／オリゴエチレン、ポリＨＥＭＡ、ポリテトラグリム、親水性の酸及びその誘導体、キトサン及びその誘導体等）から形成できる。これらの材料は、摩擦係数を下げるために架橋されていてもよい。
【０１４１】
本発明によるポリマー領域は様々な方法により形成することができる。
例えば本発明の一実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体が熱可塑性を有する場合、様々な熱可塑性処理方法によりポリマー領域を形成できる。このような方法においては、ポリマーがケイ酸塩や治療薬等の任意の追加的物質とともに溶解され、その後冷却される。熱可塑性処理方法の例としては、圧縮成形、射出成形、ブロー成形、スプレー法、真空成形、カレンダー法、押出成形、及びこれらの方法の組み合わせが挙げられる。押出成形においては、シート状、糸状、棒状、管状、及び他の断面形状を有する形成物を様々な長さに形成することができる。上記の方法及び他の熱可塑性処理方法により、器具（器具部品等）の一部又は全体を形成することができる。
【０１４２】
本発明によるポリマー領域は熱可塑性処理方法だけでなく、例えば溶剤を用いた方法等の他の方法によっても形成することができる。溶剤を用いた方法においては、例えば、ポリマー、及びケイ酸塩や治療薬等の任意の追加的物質を含む溶剤又は懸濁物が生成され、その後溶剤が除去されることによりポリマー領域が形成される。選択される溶剤は１つ以上の溶媒種を含む。溶媒種は、ポリマーを溶解する能力に基づいて選択されるが、乾燥速度、表面張力等の他の特性も考慮される。いくつかの実施形態においては、任意の物質が添加される場合はその任意の物質を溶解又は分散させる能力に基づいて溶剤が選択される。そのため、ケイ酸塩や治療薬等の任意物質がコーティング溶剤中において好適に溶解又は分散される。溶剤を用いた方法の例としては、溶液流延法、スピンコーティング法、ウェブコーティング法、スプレー法、ディッピング法、気中懸濁法等の機械的懸濁法によるコーティング法、インクジェット法、静電気法、及びこれらの組み合わせが挙げられる。
【０１４３】
いくつかの実施形態においては、ポリマーを含んだ溶剤（溶剤を用いた方法が採用される場合）又はポリマーを含んだ溶融物（熱可塑法が採用される場合）がポリマー領域を形成するために基材上に配置される。例えば、基材は、スプレー法や押出成形法によりポリマー被覆が施される植え込み型医療用器具の全て又は一部に相当する。また、基材は型等の型板であってもよく、ポリマー領域は硬化後にこの型から取り出される。別の実施形態においては、例えば押出成形法又は共押出成形法により、基材を用いずに１つ以上のポリマー領域が形成される。ある実施形態においては、医療用器具部品の全体が押出成形される。別の実施形態においては、ポリマー被覆層がその下の医療用器具部品とともに共押出成形される。別の実施形態においては、ポリマーチューブが押出成形され、その後医療用器具基材の上に配置される（例えば、電気リードの上に絶縁性又は非絶縁性のカバーとして配置される）。
【０１４４】
本発明の様々な実施形態においては、前述したように、医療用リード部品（長尺の管状部品、長尺の複数ルーメン押出成形品等）の硬度又は剛性がその長手方向において変化する。いくつかの実施形態においては、このようなリード部品は、硬度の異なる複数の部品が前もって形成された後に互いに結合される（熱可塑結合、又は適宜な接着剤を用いることにより結合される）ことにより形成される。いくつかの実施形態においては、このようなリード部品は、押出成形中に押し出される物質が変化する押出成形処理により形成される。
【０１４５】
このような押出成形処理においては、例えば、あらかじめ形成された複数のポリマーが、複数のポリマー供給源から単一の型に供給される（例えば複数の送りネジを用いて供給される）。ポリマー供給源は硬度の異なるポリマーをそれぞれ供給する。ポリマー供給源から供給される共重合体の相対的な量を押出時に変化させることにより、異なる硬度を有する押出成形品（長手方向又は径方向において硬度が変化する押出成形品）が形成される。
【０１４６】
押出成形処理の別の例としては反応押出成形処理が挙げられる。この反応押出成形処理においては、反応物質（ポリイソブチレンジオール、ポリテトラメチレンオキシドジオールやポリヘキサメチレンオキシドジオール等のポリエーテルジオール、１，４−ブタンジオール、ＭＤＩ等のジイソシアネート、及び好適な触媒等）が適宜な流量調整器を用いて押出機に供給される。この種の押出機に関しては、例えば、Ｒａｕｓｃｈ Ｊｒ．らに付与された米国特許第３，６４２，９６４号明細書、及びＭｅｉｊｓらに付与された米国特許第６，６２７，７２４号明細書に記載されている。押出機は重合を促進する温度にて作動される。各反応物質の相対的な供給率は経時的に変化され、これにより異なる硬度を有する押出成形品が形成される。押出成形されたポリマーは反応を完了させるために後硬化され、その後、応力を緩和させるために軟化処理を施してもよい。
実施例
実験
材料
ＰＴＭＯ（ＴＥＲＡＴＨＡＮＥ（登録商標）１０００ポリエーテルグリコール）、４，４０−メチレンビス（イソシアン酸フェニル）（９８％）、トルエン（９９％）、１，４−ブタネジオール（９９％）、過酸化水素溶液（３０％）、塩化コバルト六水和物（９８％）、及びＴｒｉｔｏｎ（登録商標）Ｘ−１００をＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社（米国ミズーリ州セントルイス）より入手して使用した。Ｓｎ（Ｏｃｔ）２（米国イリノイ州ナイルスＰｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅ社の第一スズオクトアート）、及びテトラ−ｎ−ブチルーアンモニウムブロミド（ＴＢＡＢ）（９８＋％、米国マサチューセッツ州ワードヒルＡｌｆａ Ａｅｓａｒ社）を使用した。本実験に用いた対照試料はＤｏｗ Ｃｈｅｍｉｃａｌ社のＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−５５Ｄ及びＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−８０Ａである。硬度及びＰＩＢ対ＰＴＭＯの配合がそれぞれ異なるポリウレタンが前述のように合成された。これらのポリウレタンを下記の表１に示す。
【０１４７】
【表１】
代表的なポリイソブチレンウレタン共重合体（６０Ａ ８２）を二工程処理により形成した手順を以下に記載する。まず、ＨＯ−アリル−ＰＩＢ−アリル−ＯＨ（Ｍｎ＝２２００Ｄａ、５．２ｇ、２．３６ミリモル）及びＰＴＭＯ（Ｍｎ＝１０００Ｄａ、１．３ｇ、１．３ミリモル）を乾燥トルエン（１０ｍＬ）を用いて共沸蒸留により乾燥させた。混合物を、真空状態において３時間の間４５度に維持した。乾燥トルエン（２５ｍＬ）、次いでＳｎ（Ｏｃｔ）２（２８．３ｍｇ、０．０７ミリモル）を加えた後、混合物を、乾性窒素ガスの緩気流下において８０度に加熱した。次いで、ＭＤＩ（１．７６ｇ、７．０２ミリモル）を混合物に加え、混合物を３０分間強く攪拌した。その後、ＢＤＯ（３０２ｍｇ、３．３６ミリモル）を混合物に加え、混合物を１００度にて４時間攪拌した。混合物を室温まで冷却した後Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）製の型に注ぎ入れ、４８時間室温にて放置することにより溶剤を蒸発させた。最後に、ポリマーを真空状態において５０度の温度で１２時間乾燥させた。ＰＴＭＯを含まないポリイソブチレンウレタン共重合体は、Ｏｊｈａ他、「Ｓｙｎｔｈｅｓｅｓ ａｎｄ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｎｏｖｅｌ Ｂｉｏｓｔａｂｌｅ Ｐｏｌｙｉｓｏｂｕｔｙｌｅｎｅ Ｂａｓｅｄ Ｔｈｅｒｍｏｐｌａｓｔｉｃ Ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅｓ」、Ｐｏｌｙｍｅｒ、２００９年、５０、ｐ．３４４８−３４５７に記載の方法にて形成された。飽和ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリウレタンは、Ｂｅｌａ他、「Ｌｉｖｉｎｇ Ｃａｒｂｏｃａｔｉｏｎ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ．ＸＸ．Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ｏｆ Ａｌｌｙｌ−Ｔｅｌｅｃｈｅｌｉｃ Ｐｏｌｙｉｓｏｂｕｔｙｌｅｎｅｓ ｂｙ Ｏｎｅ−Ｐｏｔ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ− Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚａｔｉｏｎ」、Ｐｏｌｙｍｅｒ．Ｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ．Ｅｎｇ．、１９８８年、５８、ｐ．８６９−８７２に記載の方法で生成されたＨＯ−プロピルーＰＩＢ−プロピルーＯＨを用いて合成した。
【０１４８】
ポリウレタンは、Ｃａｒｖｅｒ社（インディアナ州ウォバッシュ）の実験室用プレス機モデルＣを用い、負荷約７，２５７．６ｋｇ（１６，０００ｌｂｓ）、温度１６０度にて圧縮成形した。ポリウレタンを厚さ０．２〜０．５ｍｍの薄膜に成形した後、幅約３ｍｍ、長さ約３０ｍｍの長方形片に裁断した。ポリウレタンの加速劣化を行う前に、１Ｈ ＮＭＲ分析及びＧＰＣ分析によりポリウレタンの特性を検査した。いくつかの組成物（８０Ａ ９１、１００Ａ、６０Ａ）はＧＰＣ溶離剤に溶離しなかった。
【０１４９】
ポリウレタンの符号については、最初の文字がショアＡ硬度を表し、続く２桁の数字がＰＩＢ：ＰＴＭＯの比率を表す。これらの後に続く文字は試験を行ったポリウレタン中において固有であるポリウレタンを表す。例えば、「ＰＩＢ」は、軟質セグメント内にＰＩＢのみが含まれることを示し、「ＳＡＴ」は、使用されるＰＩＢ前駆体がヒドロキシアリル末端基に対して飽和ヒドロキシプロピル末端基を含むことを表している。Ｐ５５ＤはＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−５５Ｄであり、Ｐ８０ＡはＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−８０Ａである。
管内酸化処理
試料をガラス瓶に入れ、２０％のＨ２Ｏ２を含んだ０．１ＭのＣｏＣＩ２ 水系溶液に浸し、５０度にて保管した。ラジカル濃度を一定にするために、溶液は１日おきに交換した。１週間、２週間、４週間、６週間、及び１２週間を経た時点で酸化環境から試料を取り出し、水系の１％ＴＲＩＴＯＮ（登録商標）Ｘ−１００界面活性剤溶液により７回洗浄した。その後、エタノールにより５回洗浄し、精製水により５回洗浄してから、恒量が得られるまで真空状態にて８０度で乾燥させた。
特性検査
乾燥された試料の特性を、重量損失測定、ＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法、最大引張強度測定、破断点伸び測定、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）、ＧＰＣ分析により検査した。検査結果は、ｎ＝３を用いて表す。
実施例１
重量損失測定
乾燥したポリウレタンフィルムの重量を、Ｓａｒｔｏｒｉｕｓ社（米国イリノイ州エルクグローブ）のＭＣ１分析用はかりＡＣ ２１０ＯＳを用いて酸化処理の前後に測定した。図１４に、経過時間に対する重量損失を示す。ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の１２週間経過後の重量損失は非常に少なく、組成に応じて６〜１５％であった。６０Ａの組においては、９０：１０の組成物の重量損失は６％であり、８０：２０の組成物の８％よりも低かった。６０Ａ ９１ ＳＡＴと不飽和６０Ａ ９１の重量損失は同程度であった。同様に、８０Ａの組においてもＰＴＭＯ含有量の低い方が重量損失も低く、ＰＴＭＯ３０％で１５％、ＰＴＭＯ２０％で１０％、及びＰＴＭＯ１０％で６％であった。つまり、重量損失は、ポリウレタン中のＰＴＭＯ含有量と相関していた。
【０１５０】
図１５にＰＴＭＯ含有量と１２週間後の重量損失との関係を示す。このグラフが示すように、ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体については、重量損失とＰＴＭＯ含有量がほぼ直線的に比例している。これは、ポリエーテル軟質セグメントの金属イオン酸化により劣化がもたらされており、この成分がポリウレタンから除去すべき成分であるという予想を裏付けるものであった。図１５に示すように、６０Ａ ８２の重量損失は、ＰＴＭＯ含有量から予期したものよりも低かった。ＰＩＢのみを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体の重量損失も低く、前記の予想に一致する。体積に対して表面積が非常に大きいため、少量の腐食が表面において発生すると思われる。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）対照試料は管内において１週間経過後にすでに顕著な重量損失がみられた。そして、Ｐ８０Ａは７週間以下、Ｐ５５Ｄは９週間で完全に劣化した。軟質セグメントをより多く含むＰ８０ＡはＰ５５Ｄよりも速く重量を損失することが判明したが、これは酸化メカニズムと一致する。
実施例２
ＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法
Ｔｈｅｒｍｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（米国マサチューセッツ州ウォルサム）のＮｉｃｏｌｅｔ（登録商標）４７００ＦＴ−ＩＲ装置と、Ｔｈｅｒｍｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのダイヤモンド結晶を備えたＳｍａｒｔ Ｏｒｂｉｔ（登録商標）ＡＴＲアクセサリとを用いてＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法による分析を行った。各試料の１つのスペクトルを取得するために平均３２回スキャンした。洗浄及び乾燥されたポリイソブチレンウレタン共重合体片をクリスタルの上に置き、支持取付具によりしっかりと固定して分析のためにスキャンを行った。分析の対象となるのは〜１７００ｃｍ−１及び〜１１００ｃｍ−１の範囲であり、この範囲には、硬質セグメント劣化生成物（〜１６５０ｃｍ−１）、軟質セグメントの劣化部分（〜１１１０ｃｍ−１）、生成物（〜１１７０ｃｍ−１）、及び正規化された参照ピーク（〜１４１０ｃｍ−１）が含まれる。
【０１５１】
ＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法による分析は、金属イオン酸化メカニズムの存在及び進行を確認するために行った。このメカニズムにおいては、ヒドロキシルラジカルがポリエーテルセグメントからａ−水素を抽出する。形成されたラジカルは他の鎖ラジカルと合体して架橋接合を形成するか、もしくは、他のヒドロキシルラジカルと反応してヘミアセタールを形成する。ヘミアセタールによりエステルが酸化され、酸化したエステルが加水分解されて鎖が切断される。したがって、軟質セグメントエーテルのピークの後及び／又は架橋のピーク発生に続いて劣化の進行が確認された。すべてのスペクトルは１４１０ｃｍ−１のピークに正規化された。これは、硬質セグメントの芳香族ＣーＣ伸縮振動に一致する。
【０１５２】
すべてのＰＩＢ−ＰＴＭＯポリウレタンのＦＴＩＲスペクトルの変化は極めて小さかった。図１６に６０Ａ ８２の代表的なスペクトルを例として示す。脂肪族エーテルＣ−Ｏ−Ｃの１１１０ｃｍ−１のピークに明らかな変化は見られず、〜１１７４ｃｍ−１のＣ−Ｏ−Ｃ分岐ピークはなかった。しかし、時間の経過につれ脂肪族ピーク増加が確認された（１４７０ｃｍ−１の脂肪族ＣＨ２屈曲、１３８８ｃｍ−１のＰＩＢジメチルの縦揺れ、及び１３６５ｃｍ−１の脂肪族ＣＨ２の縦揺れ）。このような様態は、８０度での真空乾燥中に、ＰＩＢセグメントが表面への移動することによりもたらされる。これらのピークは経時的に増加するため、表面においてＰＴＭＯがＰＩＢに置き換わっていることがわかる（ＡＴＲ−ＦＴｌＲ分光法による観察では深さ１〜２μｍ）。図１４、１５、２４及び２５に示す重量損失及びＳＥＭのデータも考慮した結果、いくらかのＰＴＭＯ劣化が発生しているという結論が出された。これらのＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体においては架橋が発生していない場合あるが、これは、２つのポリマーラジカルが切断される前に結合できるほどＰＴＭＯの含有量又は流動性が高くないからである。同様の結果が他のＰＩＢ−ＰＴＭＯスペクトルでも確認された。６０Ａ ９１の組は、ＰＩＢジオール中の不飽和アリル部分の酸化に対する脆弱性を確認するために今回の試験に加えた。
【０１５３】
飽和ジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体のＦＴＩＲスペクトルは、非飽和ジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体のＦＴＩＲスペクトルと同じであった。さらに、ポリイソブチレンウレタン共重合体においてはポリエーテル軟質セグメント劣化が起こるのみであり、硬質セグメント劣化は発生しないという推測を確認するために６０Ａ ＰＩＢも追加した。これらのスペクトルは図１７に示す。図１７において何も変化がみられないことから、このような推測は事実であることが証明された。劣化するポリエーテルが存在しないため、１３８８ｃｍ−１のＰＩＢピーク及び１１１１ｃｍ−１のエーテルピークのどちらにも変化が見られなかった。また、硬質セグメントＴ２の劣化も確認されなかった。変化の傾向が見られたＩＲピークを以下の表２に示す。
【０１５４】
【表２】
ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の様態は、重量損失データ及びこれまでの検証データと整合するものであった。Ｐ５５Ｄのスペクトルを図１８に示す。図１８のスペクトルは１週間経過時点では１１０９ｃｍ−１の脂肪族Ｃ−Ｏ−Ｃピークにおいて顕著な低減が確認され、６週間まではより緩やかに変化した。同時に、わずか１週間経過後に１３６４ｃｍ−１の脂肪族α―ＣＨ２ピークが消失した。また、１１７２ｃｍ−１のＣ−Ｏ−Ｃ分岐ピークが１週間経過後すぐに確認され、その後一定の大きさを保った。後で示すように、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料は１週間経過後から定速的又は加速的に劣化し、これはＩＲスペクトルに整合する。ＴＲ−ＦＴＩＲ分光法は表面特性を検査する方法であり、表面で発生する劣化が確認される。したがって、表面において脆弱なセグメントはほぼ瞬時に酸化し、より深い位置での劣化は、他の分析での確認結果より、その後の数週間において発生するという結論を出した。図１９に示すＰ８０ＡのＡＴＲ−ＦＴＩＲスペクトルにおいても、非常によく似た結果が出た。エーテルピーク及び架橋ピークの違いの大きさは、Ｐ５５Ｄとは異なっていた。引張強度データ（後述する）により、Ｐ５５Ｄにおいては架橋よりも鎖切断の影響が強く、一方Ｐ８０Ａでは架橋及び鎖切断の両方が交互に強い影響を及ぼしていることがわかった。
実施例３
ＧＰＣ分析
分子量及び分子量分布をＷａｔｅｒｓ社のＨＰＣＬシステムを用いて計測した。このＨＰＣＬシステムは、ＨＰＬＣポンプ５１０モデル、示差屈折計４１０モデル、吸光度検出器４４１モデル、多角度光散乱（ＭＡＬＬＳ）検出器（米国カルフォルニア州サンタバーバラ所在のＷｙａｔｔ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ社のＭｉｎｉ−Ｄａｗｎ（登録商標））、試料プロセッサ７１２モデル、５００、１０３、１０４、１０５及び１００Åと連続して連結された５つのＵｌｔｒａｓｔｙｒａｇｅｌ（登録商標）ＧＰＣコラム（マサチューセッツ州ミルフォード所在のＷａｔｅｒｓ社）を備えていた。水素結合撹乱物質であるテトラ−ｎ−ブチルアンモニウムブロミド（ＴＢＡＢ）をテトラヒドロフラン（ＴＨＦ）（２重量％）に溶かし、ポリイソブチレンウレタン共重合体の溶解に用いた。ＴＨＦ：ＴＢＡＢが９８：２（重量：重量）である溶液を、１ｍＬ ｍｉｎ−１の流速にてキャリヤ溶液として用いた。
【０１５５】
ポリイソブチレンウレタン共重合体をＴＨＦ対ＴＢＡＢが９８：２（重量：重量）である溶液に溶かした。しかし、いくつかの組成物は溶けなかった。合成直後のポリマーのＧＰＣ結果と、圧縮成形された未処理のフィルム（０週間）のＧＰＣ結果との比較により、高温での処理中にいくらかの架橋又は他の熱劣化が発生していることがわかった。しかしながら、このようなわずかな変化はポリイソブチレンウレタン共重合体の特性に影響を与えるものではなかった。
【０１５６】
図２０にＰ５５Ｄの屈折率の軌跡を示す。数平均分子量（Ｍｎ）は０週目の１２２ｋＤａから４週目の４７ｋＤａ、６週目の３７ｋＤａに減少し、分子量分布（ＭＷＤ）は０週目の１．６から６週目の３．０に増加した。
【０１５７】
図２１にＰ８０Ａの屈折率の軌跡を示す。Ｍｎは、処理前の８４ｋＤＡから４週目の１８ｋＤＡ、６週目の１４ｋＤａと顕著な減少傾向をみせた。いくつかの低分子量劣化生成品の増加が４週目まで確認された。同時に、ＭＷＤも増加した。このような結果はＡＴＲ−ＦＴＩＲ、重量損失、及び引張強度の結果と一致する。
【０１５８】
図２２に６０Ａ ９１ ＳＡＴの屈折率の軌跡を示す。分子量の損失は重量損失及び引張強度データと一致して最小であった。Ｍｎは６週目以降に１３０ｋＤａから１１２ｋＤａに若干減少し、１２週目に１１０ｋＤａに極僅かに減少した。一方、ＭＷＤは１．６から変化しなかった。
実施例４
機械的試験
引張強度試験は、室温及び大気圧環境にてＩｎｓｔｒｏ社（米国マサチューセッツ州ノーウッド）の引張試験機と約２３ｋｇ（５０ｌｂ）のロードセルを用い、破断まで５０ｍｍ ｍｉｎ−１の伸張速度にて行った。最大引張強度及び破断点伸びを記録した。
【０１５９】
処理されていない原型の試料の引張強度をパーセントで表し、経過時間との関係を図２３に示す。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）ウレタン共重合体とＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体のグラフ線が大きく異なっていることが確認できる。さらにＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体はすべての試料において引張強度の低減が僅かであることが確認できたが、引張強度損失の速度は試料によって異なっていた。ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の損失は試料により異なっていたが、この差異はＰＴＭＯ含有量とほぼ相関するものであった。６０Ａの組においては、異なる組成における引張強度損失は同等であった。６０Ａ ９１の１２週目のデータは試料の状態不良のため測定できなかった。しかしながら、６週目までの傾向は、６０Ａ ９１ ＳＡＴの傾向と非常に近いものであった。６０Ａ ＰＩＢ試料の引張強度の損失はわずかであり、前述の重量損失及びＦＴＩＲ検証でも判明したように劣化はみられなかった。従って、１〜２ＭＰａの減少は、ロードセル及び試験機の試験誤差であると推測される。８０Ａの組においては、８０：２０の組成物の引張強度の減少が２１％以下であり、９０：１０の組成物の減少は１３％以下であった。８０Ａ ７３（図示しない）の引張強度は初めに上昇した後緩やかに減少した。これは、初期の架橋と、その後の試料中のＰＴＭＯ量の増加に伴う鎖切断との影響によるものである。この分量のＰＴＭＯ（全ポリイソブチレンウレタン共重合体の１９．５％）が存在する場合、架橋と鎖切断の両方が発生し得る濃度の鎖ラジカルが存在する。８０Ａ ７３の引張強度％は１２週間目では他のＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体よりも高かったが、それ以降の経過時間において急に減少することがデータの外挿から予想される。Ｐ５５Ｄの劣化耐性はＰ８０Ａよりも高いが、これは結晶化度がより高いためである。したがって、１００Ａ ８２は８０Ａ ８２と同等もしくはより高い強度を有すると予測されたが、引張強度はより大きく減少した。このことから、ＰＩＢは硬質セグメントに比べて表面を守る機能が高いことがわかる。実際にいくつかの試料は抑制期間を呈し、引張強度は２週目、４週目、またさらには６週目（特に８０Ａ ８２）まで減少しなかった。ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の最大伸びは処理の段階中においてあまり変化しなかった。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料については、ここでも予想された金属イオン酸化現象がみられた。Ｐ５５Ｄの引張強度は６週目まで徐々に減少していき、１２週間目には管内で破損してしまったため検査不可能であった。Ｐ８０Ａの引張強度は１週目以降から増加した後急速に減少して１２週間目までに破損した。これは、８０Ａ ７３で確認されたのと同様に、まず鎖が架橋され、その後切断されたためである。Ｐ５５Ｄにも架橋が発生することがＡＴＲ−ＦＴＩＲの結果からわかっているが、この組成においては鎖切断の方がより影響力の強い酸化過程であることが推測される。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の弾性率は時間経過とともにほぼ直線状に増加し、ＩＲデータと一致して架橋が起こっていることが分かる。一方、ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の弾性率は一定であった。
実施例５
ＳＥＭ（走査型電子顕微鏡）
乾燥した処理済みのフィルムの一部を切り離してＳＥＭ分析を行った。Ｄｅｎｔｏｎ社（ニュージャージー州ムーアズタウン）のＶａｃｕｕｍ Ｄｅｓｋ ＩＶ冷陰極スパッタコータを用いて金のスパッタ膜を施した試料の表面の形態を観察した。試料には出力２５％にて１．５分間スパッタ処理を施し、厚さ７５Å以下の金膜を形成した。被覆された試料は日本電子株式会社（米国マサチューセッツ州ピーボディ）の電界放出形走査電子顕微鏡ＪＳＭ−７４０１Ｆを用いて検査した。様々な写真が倍率３０倍及び３００倍にて撮影された。
【０１６０】
３００倍の倍率で撮影された代表的なＳＥＭ写真を図２４及び２５に示す。図２４はＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の写真であり、これらの写真から処理時間に応じた表面劣化が明瞭に確認できる。ひび割れの面密度は時間の経過につれ増加し、これまでの試験データを目視にて確認できた。図２５は、硬度の異なる８０：２０組成物の走査電子顕微鏡写真であり、硬質セグメントが表面形態に及ぼす影響を示すものである。これらのポリイソブチレンウレタン共重合体の劣化反応は、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）とは明らかに異なるものであったが、軟質セグメント含有量の増加につれて表面欠陥が増加することが確認された。１２週間後の６０Ａ ８２はいくらかの点腐食を有し、８０Ａ ８２はこれよりは少ない点腐食を有し、１００Ａ ８２の表面様態はほとんど変化しなかった。いくつかの試料においていくらかの小孔が確認されたが、これらは劣化によるものではないと思われる。このような小孔は劣化の発生しなかった６０Ａ ＰＩＢ試料においても確認されたため、圧縮成形処理に起因するものであると推測される。
実施例６
劣化試験
ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａ、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄ、Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａ、及びＰＩＢ−ＰＵ ８０Ａ等の様々な試料の生体安定性を、負荷をかけた状態にて試験した。本試験で用いたＰＩＢ−ＰＵ ８０Ａの組成を以下の表３に示す。
【０１６１】
【表３】
本試験においては、金属イオン酸化及び環境応力亀裂の発生が加速化される環境下に試料を置いた。試料を１５０％に伸張させ、腐食性かつ酸化性のＣｏＣＩ２／Ｈ２Ｏ２溶液に５０度にて１５週間放置した。溶液はラジカル濃度を一定に保つために１日おきに交換した。試料を三週間毎に取り出して、質量損失（劣化）、引張強度損失、分子量変化及び表面腐食を検査した。
【０１６２】
図２６及び２７は３週間目及び６週間目の質量損失（劣化）を示す棒グラフである。３週間目及び６週間目において、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａ及びＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄの平均質量損失％が最も大きかった。３週間目において、Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａの平均質量損失％が０．７４％であり、ＰＩＢ−ＰＵ８０試料が１．５１％であった。６週目では、Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａが３％、ＰＩＢ−ＰＵ８０試料が４％であった。
【０１６３】
３週間目における各試料の引張強度損失を以下の表４に示す。
【０１６４】
【表４】
ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａの３週間後の引張強度損失は５６％であった。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄの引張強度損失は１６％であった。Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２ＡとＰＩＢ−ＰＵ８０の結果は同等であり、引張強度損失は８％であった。
【０１６５】
試料は、ＡＲＴ−ＦＴＩＲ分光法によっても評価した。図２８〜３１に、評価サンプルの０週間及び３週間後のＦＴＩＲスペクトルを示す。前述の試験結果と同様に、３週間後において、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａ及びＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄの試料の劣化が最も顕著であった。
【０１６６】
試料はＳＥＭを用いても評価した。０週間目及び３週間目に撮影した各試料のＳＥＭ写真を図３２に示す。上側二段に示すＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料は３週間目に割れ及び表面劣化が発生していた。三段目及び四段目のＥｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａ及びＰＩＢ−ＰＵ８０の３週間目の表面劣化はわずかであった。
【０１６７】
本発明は、本明細書に記載する実施形態以外の様々な形態で実施可能であることが当業者に明らかになるであろう。特許請求の範囲に記載された本発明の範囲及び趣旨から逸脱することなく、形状及び詳細における別例が実施可能である。
【技術分野】
【０００１】
本発明は医療用電気リードに関し、より詳細にはポリイソブチレン系のウレタン共重合体、尿素共重合体、及びウレタン／尿素共重合体及びその誘導体を含んだ医療用電気リード及びリード部品に関する。
【背景技術】
【０００２】
シリコーンゴム、ポリウレタン、及び他のポリマー等のポリマー材が医療用電気リードの絶縁材として用いられている。拍動管理システムにおいては、このようなリードは患者の心臓の上もしくは内部の植え込み位置まで血管内を延び、心臓電気活動の感知や治療的刺激の伝達等を行うパルス発生器に接続される。リードは患者の自然な動きを許容できるよう高い可撓性を有し、かつ、小径であることが好ましい。
【０００３】
植え込み時及び植込み後において、リード及びリード本体は、人体の筋肉、骨格、血管系、体液、パルス発生器、他のリード、ならびに植え込み及び除去時に用いられる手術器具等の様々な外的条件に曝される。したがって、好適な可撓性を有するとともに小型であり、かつ、長期間にわたって様々な条件に対して耐性を有するリード本体の材料の特定が課題となっている。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
本発明の目的は、ポリイソブチレン系ポリマー及びその誘導体を含んだ医療用器具を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
本発明の第１の実施形態は植え込み型医療用リードに関する。この植え込み型医療用リードは、ルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置され、リード本体のショア硬度は３０Ａ〜７５Ｄであり、リード本体は軟質ポリマーセグメントと硬質ポリマーセグメントとを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体内の軟質セグメント対硬質セグメントの重量比は５０：５０乃至９０：１０である。
【０００６】
第２の実施形態は第１の実施形態に記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンセグメント対追加的ポリマーセグメントの重量比が７０：３０乃至９０：１０である。
【０００７】
第３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリエーテルジオールの残留物を含む。
【０００８】
第４の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む。
【０００９】
第５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である。
【００１０】
第６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンセグメントが飽和ポリイソブチレンジオールの残留物を含む。
第７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体が内部ルーメンを有し、内部ルーメンの内面がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。
【００１１】
第８の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、導体が同径構造を有するコイル状導体であり、内面がコイル状導体の外面上に位置する。
【００１２】
第９の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体が内側管状層及び外側管状層を有し、同内側管状層及び外側管状層の少なくとも一方がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。
【００１３】
第１０の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、同軸構造を有する第１コイル状導体及び第２コイル状導体を有し、内側管状層が同第１コイル状導体及び第２コイル状導体の間に配置され、外側管状層が第２コイル状導体の上に配置される。
【００１４】
第１１の実施形態は植え込み型医療用リードに関する。この植え込み型医療用リードはルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置される。リード本体は基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれにおいてポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。基端側領域は第１のショア硬度を有し、中間領域は第２のショア硬度を有し、先端側領域は第３のショア硬度を有する。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを含み、同軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。
【００１５】
第１２の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、先端側領域のショア硬度が３０Ａ〜７０Ａである。
第１３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、中間領域のショア硬度が６０Ａ〜８５Ａである。
【００１６】
第１４の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域のショア硬度が８５Ａ〜１００Ａである。
第１５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域、中間領域、及び先端領域の追加的ポリマーセグメントがポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む。
【００１７】
第１６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域、中間領域、及び先端領域中のポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である。
【００１８】
第１７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおいて軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０である。
【００１９】
第１８の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する。
【００２０】
第１９の実施形態は、植え込み型医療用リードに関する。この植え込み型医療用リードは、内部に少なくとも１つのルーメンが長手方向に延びる内部管状部品を含むとともに可撓性を有する長尺状のリード本体と、内部管状部品の少なくとも１つのルーメン内を延び、リード本体に対して露出された面を含む電極を有する少なくとも１つの導体と、リード本体、導体、及び電極の少なくともいずれかに接続される少なくとも１つのポリマー部品とを備える。少なくとも１つのポリマー部品は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、同ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は硬質ポリマーセグメント及び軟質ポリマーセグメントを含む。軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。
【００２１】
第２０の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、少なくとも１つのポリマー部品がリード終端、ターミナルピン、リード先端、Ｏリング、シール、及びヘッダのいずれかを含む。
【００２２】
第２１の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、少なくとも１つのポリマー部品が電極の露出した面の上及び近傍のいずれかに配置される薄膜を含む。
【００２３】
第２２の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、薄膜が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかからエレクトロスピニング法により形成された複数の繊維を含む。
【００２４】
第２３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、少なくとも１つのポリマー層が、電極の露出した面の近傍に配置されるポリマーチューブを含む。
【００２５】
第２４の実施形態は、植え込み型医療用リードを形成する方法に関する。この方法は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含むポリマー材からショア硬度が３０Ａ〜７５Ｄであるリード本体を形成する工程と、リード本体を、導体及び同導体に接続する電極に連結する工程とを含む。ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを有する。軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比は５０：５０乃至９０：１０である。軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む。
【００２６】
第２５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体はポリマー材を押出成形することにより形成される。
第２６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が不飽和ポリイソブチレンセグメントを含む。
【００２７】
第２７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が１，０００〜５，０００である飽和ポリイソブチレンジオールから形成されるポリイソブチレンセグメントを含む。
【００２８】
第２８の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が５００〜３，０００であるポリテトラメチレンオキシドジオールから形成されるポリテトラメチレンオキシドセグメントを含む。
【００２９】
第２９の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを、加工補助剤及び安定剤の少なくとも一方と混合して混合物を形成する工程をさらに含む。
【００３０】
第３０の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、混合物からリード本体を押出成形する工程をさらに含む。
第３１の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体を形成する工程が、第１のショア硬度を有する基端側領域、第２のショア硬度を有する中間領域、及び第３のショア硬度を有する先端側領域を形成する工程を含み、同基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む。
【００３１】
第３２の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、前記中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、前記先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する。
【００３２】
第３３の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、リード本体を形成する工程がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかをエレクトロスピニング法にて加工する工程を含む。
【００３３】
第３４の実施形態は、ポリマー層を含むコイル状電極を有する医療用電気リードを形成する方法に関する。本方法は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体を含む複数の繊維をエレクトロスピニング法にて加工する工程と、コイル状電極の少なくとも一部の上に繊維を配置してポリマー層を形成する工程とを含む。
【００３４】
第３５の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、エレクトロスピニング法によりコイル状電極の上に直接的に繊維を配置する工程を含む。
【００３５】
第３６の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、エレクトロスピニング法により繊維を基材の上に直接的に配置して繊維状の薄膜を形成し、複数の層の繊維上の薄膜をコイル状電極に巻き付ける工程を含む。
【００３６】
第３７の実施形態は、上記の実施形態のいずれかに記載の植え込み型医療用リードであって、基端側領域のデュロメータ硬度が８５Ａ〜７０Ａであり、中間領域のデュロメータ硬度が６０Ａ〜８５Ａであり、先端側領域のデュロメータ硬度が３０Ａ〜７０Ａである。
【００３７】
本発明の実施形態及び効果は、以下の詳細な説明及び特許請求の範囲から容易に理解することができる。
【図面の簡単な説明】
【００３８】
【図１】断面が示された心臓内に配置されているリードを含んだ植え込み型心臓用器具を示す概略図。
【図２】本発明の一実施形態による医療用電気リードを示す概略図。
【図３Ａ】本発明の一実施形態によるポリマーリード部品の概略図。
【図３Ｂ】本発明の一実施形態によるポリマーリード部品の概略図。
【図３Ｃ】本発明の一実施形態によるポリマーリード部品の概略図。
【図４Ａ】本発明の一実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図４Ｂ】図４Ａのリードの別の拡大図。
【図４Ｃ】図４Ａのリードの別の拡大図。
【図５】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図６Ａ】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図６Ｂ】図６Ａの医療用リードのＢ―Ｂ線における断面図。
【図７Ａ】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略断面図。
【図７Ｂ】図７Ａの医療用リードのＢ―Ｂ線における断面図。
【図８】本発明の別の実施形態による医療用リードの一部を示す概略図。
【図９】図８の医療用リードのＢ―Ｂ線における断面図。
【図１０】図８の医療用リードのＢ―Ｂ線における図９とは異なる実施形態を示す断面図。
【図１１】本発明の別の実施形態による医療用電気リードの一部を示す断面図。
【図１２Ａ】本発明の別の実施形態による医療用電気リードの一部を示す断面図。
【図１２Ｂ】本発明の別の実施形態による医療用電気リードの一部を示す断面図。
【図１３】本発明の別の実施形態によるコイル状電極を有するリード本体の一部を示す断面図。
【図１４】ＰＴＭＯを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体試料の重量損失と経過時間との関係を示すグラフ。
【図１５】ポリイソブチレンウレタン共重合体試料の１２週間後の重量損失とＰＴＭＯ含有量との関係を示すグラフ。
【図１６】ＰＴＭＯを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体試料の代表的ＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図１７】飽和ＰＩＢジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体の代表的ＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図１８】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図１９】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＦＴＩＲスペクトルを示すグラフ。
【図２０】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＧＰＣ屈折率の軌跡を示すグラフ。
【図２１】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料のＧＰＣ屈折率の軌跡を示すグラフ。
【図２２】飽和ＰＩＢジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体のＧＰＣ屈折率の軌跡を示すグラフ。
【図２３】いくつかの試料の引張強度と経過時間との関係を示すグラフ。
【図２４】代表的ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料を倍率３００倍にて撮影し走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真。
【図２５】代表的ポリイソブチレンウレタン共重合体試料を倍率３００倍にて撮影した走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真。
【図２６】様々な試験試料の３週間後及び６週間後の質量損失（劣化）を示す棒グラフ。
【図２７】様々な試験試料の３週間後及び６週間後の質量損失（劣化）を示す棒グラフ。
【図２８】加速劣化試験におけるＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図２９】加速劣化試験におけるＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図３０】加速劣化試験におけるＥｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図３１】加速劣化試験におけるＰＩＢ−ＰＵ試料の０週目及び３週目のＦＴＩＲスペクトルを示す図。
【図３２】加速劣化試験における様々な試料の０週目及び３週目の走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）写真を示す図。
【発明を実施するための形態】
【００３９】
以下に本発明の様々な実施形態の詳細を説明する。実施形態は例示的なものであり、本発明の範囲を限定するものではない。
本発明のいくつかの実施形態による植え込み型又は挿入型医療器具は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかもしくは複数（以下、集合的に「ポリイソブチレンウレタン共重合体」と呼ぶ）を含んだ１つ以上のポリマー領域を有する。ポリマー領域は、例えば５０重量％以下から、７５重量％、９０重量％、９５重量％、９７．５重量％、９９重量％、又はそれ以上のポリマーを含んだ領域（例えば、器具全体、絶縁層、器具部品、及び器具のコーティング層）を指す。
【００４０】
本発明の一実施形態による医療用電気装置は、電気信号発生部品及び１本以上のリードを含む。電気信号発生部品は、電力源（密閉型電池等）、体器官（心臓、神経系等）に送られる信号を生成する電気回路パッケージを有する。リードは少なくとも１本の可撓性を有する長尺状導電部材（ワイヤ、ケーブル等）を有し、この導電部材の長手方向における少なくとも一部分は一般的にリード本体と称される長尺状のポリマー部品によって絶縁される。導電部材は、器具の電気信号発生部品と１つ以上の電極とを電気的に接続し、これにより体器官との電気接続をもたらす。従って、リードが電気信号発生部品からの電気信号を体器官へ伝達することができるようになっている。さらに、リードは体器官からの信号を電気信号発生部品に伝達できる。
【００４１】
本発明による医療用電気器具の例としては、脊髄電気刺激法（ＳＣＳ）システム、脳深部電気刺激法（ＤＢＳ）システム、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システム、胃神経刺激システム、蝸牛植え込みシステム、及び網膜植え込みシステム等の神経刺激システムや、植え込み型拍動管理（ＣＲＭ）システム、植え込み型除細動器（ＩＣＤ）、及び心臓再同期治療除細動器（ＣＲＤＴ）等の心臓システム等の植込み型電気刺激システムが挙げられる。
【００４２】
図１に本発明の一実施形態によるリードシステム１００の概略図を示す。このリードシステム１００は、心臓１０２に刺激やショックを与えるための電気パルス又は電気信号の伝達、及び心臓１０２を感知するための電気パルス又は電気信号の受信の少なくともいずれかを行う。システム１００はパルス発生器１０５及びリード１１０を含む。パルス発生器１０５は電力源及び電気回路部を有する。パルス発生器１０５は電池式装置であり、連続する放電すなわちパルスを所定のタイミングにて発生する。パルス発生器１０５は、胸壁に形成された皮下ポケットに植え込まれる。又は、パルス発生器１０５は腹部又は他の部位に形成された皮下ポケット内に植え込んでもよい。図１においてはリード１１０は心臓用に構成されているが、リード１１０は他の形式の電気刺激／感知にも適している。例えば、リード１１０は神経刺激に用いてもよい。神経刺激リード及びその植え込み器具に関しては、Ｗｈｉｔｅｈｕｒｓｔらに付与された米国特許番号第７２９２８９０号明細書、Ｍａｓｃｈｉｎｏらに付与された米国特許番号６６００９５６号明細書、及びＢａｋｕｌａらに付与された米国特許番号６０９３１９７号明細書に記載されている。
【００４３】
リード１１０は基端１１２から先端１１４まで延び、基端１１２においてパルス発生器１０５に接続される。先端１１４は植え込み又は他の方法により心臓１０２の一部に対して連結される。外側の絶縁リード本体は、リード１１０の基端１１２から先端１１４まで延びる。リード１１０の一部に沿って、例えばリード１１０の先端付近において少なくとも１つの電極１１６が配置される。電極１１６は、リード１１０と心臓１０２とを電気的に接続する。少なくとも１つの導電体（図示しない）がリード本体内に配置され、リード１１０の基端１１２から先端１１４まで延びる。この少なくとも１つの導電体は、電極１１６とリード１１０の基端１１２とを接続する。導電体はパルス発生器１０５及び電極１１６の間において電流及びパルスを伝え、さらに、心臓へ送られる電流及びパルス、及び心臓から送られる電流及びパルスを伝達する。一実施形態においては、少なくとも１つの導電体はコイル状導体である。別の実施形態においては、少なくとも１つの導電体が１本以上のケーブルを含む。このようなリードの長さは、例えば、約３５ｃｍから４０ｃｍ、５０ｃｍ、６０ｃｍ、７０ｃｍ、８０ｃｍ、９０ｃｍ、１００ｃｍ、１１０ｃｍ、又は１２０ｃｍである。リード径は例えば、４〜９フレンチである。
【００４４】
前述の通り、本発明の一実施形態による医療用電気器具は、以下に詳細を述べるポリイソブチレンウレタン共重合体から形成されるか、もしくはポリイソブチレンウレタン共重合体を含む。このようなポリイソブチレンウレタン共重合体は、医療用電気装置（ペースメーカ、除細動器、心不全治療装置、神経刺激装置等）の様々なポリマー部品の形成に用いることができる。このようなポリマー部品の例としては、単一の内腔を有する押出成形品、複数の内腔を有する押出成形品、内側管状絶縁層、及び外側管状絶縁層等の少なくとも１つの導体が内部に延設されるリード本体の部分や、リード先端材、ヘッダ、及び他のリード部品（シール用Ｏリング等）が挙げられる。
【００４５】
本ポリイソブチレンウレタン共重合体は、植え込み型パルス発生器、植え込み型除細動器（ＩＣＤ）、及び植え込み型心臓再同期治療除細動器（ＣＲＤＴ）等の電気信号生成／感知部品の封止材及び絶縁材として用いることもできる。このような電気信号生成／感知部品は、例えば右心室リードシステム、右心房リードシステム、左心室リードシステム、及び左心房リードシステムとともに用いることができ、例えば、脊椎動物（ヒト、ペット、家畜等）の徐脈、頻脈（心室性頻脈等）、又は心臓同期不全の治療に用いることができる。前述のように、本発明は脊髄電気刺激法（ＳＣＳ）システム、脳深部電気刺激法（ＤＢＳ）システム、末梢神経刺激（ＰＮＳ）システム、胃神経刺激システム、蝸牛植え込みシステム、網膜植え込みシステム、及び疼痛処理システム等の神経刺激システムのリード及び電気信号生成／感知部品にも適用することができる。
【００４６】
周知の通り、ポリマーは、一般的にモノマーと呼ばれる１つ以上の構成単位の複数の複製（例えば５から１０、２５、５０、１００、２５０、５００、又は１，０００以上の複製）を含んだ分子である。本明細書においては、モノマーという用語は自由モノマー、及びポリマー内に組み込まれたモノマーの双方を指す。これらのモノマーの区別は、この用語が使用される文脈から明確に判断可能である。
【００４７】
ポリマーは、線状構成、環状構成、及び分岐構成等の様々な構成のものであってよい。分岐構成の例としては、星形構成（１つの分岐点から３つ以上の鎖が延びる構成等）、くし形構成（グラフト構成とも称される、主鎖と複数の枝鎖を有する構成等）、樹木状構成（例えば、樹枝状ポリマーや超分岐ポリマー）が挙げられる。
【００４８】
単独重合体とは、単一の構成単位（すなわちモノマー）の複数の複製を含むポリマーである。共重合体とは、２つ以上の異なる構成単位の複数の複製を含むポリマーである。
ポリウレタンは、多官能性イソシアネート（脂肪族ジイソシアナート及び芳香族ジイソシアナートの両方を含んだジイソシアナート等）、及びポリオール（マクログリコール等）から合成される共重合体の族のひとつである。一般的なマクログリコールは、ポリウレタンのポリマーセグメントを形成するポリエステルジオール、ポリエーテルジオール、及びポリカーボネートジオールを含む。一般的に脂肪族又は芳香族のジオール又はジアミンも鎖延長剤として用いられ、その結果、例えばポリウレタンの物理特性を向上される。鎖延長剤としてジアミンを用いる場合、尿素結合が形成され、得られるポリマーはポリウレタン／ポリ尿素と呼ばれる。
【００４９】
ポリ尿素は、多官能性イソシアネート、及びジアミン等のポリアミンから合成される共重合体の族のひとつである。ジアミンの例としては、ポリエステルジアミン、ポリエーテルジアミン、ポリシロキサンジアミン、ポリ炭化水素ジアミン、及びポリカーボネートジアミンが挙げられる。ポリウレタンと同様に、脂肪族又は芳香族のジオール又はジアミンを鎖延長剤として用いることができる。
【００５０】
本発明のいくつかの実施形態において、ポリイソブチレンウレタン共重合体は（ａ）１つ以上のポリイソブチレンセグメント、（ｂ）１つ以上の追加的ポリマーセグメント（ポリイソブチレンセグメント以外のもの）、（ｃ）１つ以上のジイソシアナート残留物を含む１つ以上のセグメント、及び任意の（ｄ）１つ以上の鎖延長剤を含む。このような共重合体及びその合成方法については国際公開第２００８／０６０３３３パンフレット、国際公開第２００８／０６６９１４パンフレット、及び２００９年６月２６日出願の米国特許出願公開第２００４／０２１５２２７号明細書「ＰＯＬＹＩＳＯＢＵＴＹＬＥＮＥ ＵＲＥＴＨＡＮＥ， ＵＲＥＡ ＡＮＤ ＵＲＥＴＨＡＮＥ／ＵＲＥＡ ＣＯＰＯＬＹＭＥＲＳ ＡＮＤ ＭＥＤＩＣＡＬ ＤＥＶＩＣＥＳ ＣＯＮＴＡＩＮＩＮＧ ＴＨＥ ＳＡＭＥ」に記載されている。
【００５１】
「ポリマーセグメント」又は「セグメント」は、ポリマーの一部分である。セグメントは分岐していても分岐していなくてもよい。セグメントは、一種類の構成単位を含んでいてもよいし（ホモポリマーセグメントとも称する）、複数の種類の構成単位のみを含んでいてもよい（コポリマーセグメントとも称する）。構成単位の分布は、ランダム、統計的、グラジエント、又は反復的（例えば交互）な構成であってよい。
【００５２】
ポリイソブチレンウレタン共重合体のポリイソブチレンセグメントは一般的に軟質なセグメントであると理解され、ジイソシアナート残留物を含むセグメントは一般的に硬質なセグメントであると理解される。追加的なポリマーセグメントは、柔軟なセグメント又は硬質セグメントを含んでいてもよい。本明細書において、軟質セグメント及び硬質セグメントは、このようなセグメント含んだポリマー材の特性を表す相対的な用語である。上記の記載を限定するものではないが、軟質セグメントのガラス転移温度Ｔｇは体温より低く、一般的には、３５度から、２０度、０度、−２５度、−５０度、又はそれ未満である。硬質セグメントのＴｇは体温より高く、一般的には４０度から、５０度、７５度、又は１００度以上である。ガラス転移温度は、示差走査熱量測定（ＤＳＣ）、動的粘弾性測定（ＤＭＡ）、及び熱機械分析（ＴＭＡ）を用いて測定できる。
【００５３】
好適な軟質セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のポリアルキルセグメント、ポリアルキレンセグメント、ポリアルケニルセグメンド、ポリエーテルセグメント、フッ素化ポリエーテルを含むフッ素ポリマーセグメント、ポリエステルセグメント、ポリ（アクリレート）セグメント、ポリ（メタクリレート）セグメント、ポリシロキサンセグメント、及びポリカーボネートセグメントが挙げられる。
【００５４】
好適なポリエーテルセグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（アルキレンオキシド）セグメント及びコポリ（アルキレンオキシド）セグメントが挙げられ、これらには、メチレンオキシド、ジメチレンオキシド（エチレンオキシド）、トリメチレンオキシド、プロピレンオキシド、テトラメチレンオキシド、ペンタメチレンオキシド、ヘキサメチレンオキシド、オクタメチレンオキシド、及びデカメチレンオキシド等のいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５５】
好適なフッ素ポリマーセグメントの例としては、ペルフルオロアクリレートセグメント及びフッ化ポリエーテルセグメント、例えば、線状、枝状、及び環状のホモポリ（フッ化アルキレンオキシド）及びコポリ（フッ化アルキレンオキシド）が挙げられ、これらには、ペルフルオロメチレンオキシド、ペルフルオロジメチレン（ペルフルオロエチレンオキシド）、ペルフルオロトリメチレンオキシド、及びペルフルオロプロピレンオキシド等のいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５６】
好適なポリエステルセグメントの例としては、エチレンアジペート、プロピレンアジペート、テトラメチレンアジペート、及びヘキサメチレンアジペート等のアルキレンアジペートのいずれか又は複数から形成される、線状、枝状、及び環状のホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが挙げられる。
【００５７】
好適なポリ（アクリレート）セグメントの例としては線状、枝状、及び環状のホモポリ（アクリレート）セグメント及びコポリ（アクリレート）セグメントが挙げられ、これらには、例えばメチルアクリレート、エチルアクリレート、プロピルアクリレート、イソプロピルアクリレート、ブチルアクリレート、セクブチルアクリレート、イソブチルアクリレート、２−エチルヘキシルアクリレート、及びドデシルアクリレート等のアルキルアクリレートのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５８】
好適なポリ（メタクリレート）セグメントの例としては線状、枝状、及び環状のホモポリ（メタクリレート）セグメント及びコポリ（メタクリレート）セグメントが挙げられ、これらには、例えばヘキシルメタクリレート、２−エチルヘキシルメタクリレート、オクチルメタクリレート、ドデシルメタクリレート及びオクタデシルメタクリレート等のアルキルメタクリレートのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００５９】
好適なポリシロキサンセグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリシロキサンセグメント及びコポリシロキサンセグメントが挙げられ、これらには、ジメチルシロキサン、ジエチルシロキサン、及びメチルエチルシロキサン等のいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６０】
好適なポリカーボネートセグメントの例としては、以下のタイプのカーボネート単位を１つ又は複数含むものが挙げられる。
【００６１】
【化１】
Ｒは、線状、枝状、及び環状のアルキル基から選択できる。具体的な例としては、エチレンカーボネート、プロピレンカーボネート、及びヘキサメチレンカーボネートのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが挙げられる。
【００６２】
好適な硬質ポリマーセグメントの例としては、ポリ（ビニル芳香族）セグメント、ポリ（アルキルアクリレート）セグメント、及びポリ（アルキルメタクリレート）セグメントが挙げられる。
【００６３】
好適なポリ（ビニル芳香族）セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（ビニル芳香族）セグメント及びコポリ（ビニル芳香族）セグメントが挙げられる。これらには、スチレン、２−ビニルナフタレン、アルファメチルスチレン、ｐ−メトキシスチレン、ｐ−アセトキシスチレン、２−メチルスチレン、３−メチルスチレン、及び４−メチルスチレン等のビニル芳香族モノマーのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６４】
好適なポリ（アルキルアクリレート）セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（アルキルアクリレート）セグメント及びコポリ（アルキルアクリレート）セグメントが挙げられる。これらには、ｔｅｒｔ−ブチルアクリレート、ヘキシルアクリレート、及びイソボルニルアクリレート等のアクリレートモノマーのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６５】
好適なポリ（アルキルメタクリレート）セグメントの例としては、線状、枝状、及び環状のホモポリ（アルキルメタクリレート）セグメント及びコポリ（アルキルメタクリレート）セグメントが挙げられる。これらには、メチルメタクリレート、エチルメタクリレート、イソプロピルメタクリレート、イソブチルメタクリレート、ｔ−ブチルメタクリレート、及び、シクロヘキシルメタクリレート等のアルキルメタクリレートモノマーのいずれか又は複数から形成されるホモポリマーセグメント及びコポリマーセグメントが含まれる。
【００６６】
特に好適なポリイソブチレンウレタン共重合体は、（ａ）ポリイソブチレン軟質セグメント、（ｂ）ポリエーテル軟質セグメント、（ｃ）ジイソシアナート残留物を含んだ硬質セグメント、（ｄ）後述する任意の鎖延長剤、及び／又は（ｅ）後述する任意のエンドキャッピング材を含む。
【００６７】
本発明によるポリイソブチレンウレタン共重合体における軟質セグメント対硬質セグメントの重量比は、例えばショア硬度等の幅広い物理特性及び機械特性、ならびに機能を所望のものにするために調節することができる。例えば、ポリマー中の軟質セグメント対硬質セグメントの重量比は、９９：１、９５：５、９０：１０、７５：２５、５０：５０、２５：７５、１０：９０、５：９５、又は１：９９である。より具体的には、９５：５、９０：１０、８０：２０、７０：３０、６５：３５、６０：４０、又は５０：５０である。さらに具体的には、８０：２０から５０：５０である。
【００６８】
本発明の一実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は、軟質セグメント対硬質セグメントの重量比を調整することにより変更できる。好適なショア硬度の範囲は４５Ａ以上であり、より詳細には５０Ａ、５２．５Ａ、５５Ａ、５７．５Ａ、６０Ａ、６２．５Ａ、６５Ａ、６７．５Ａ、７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、８０Ａ、８２．５Ａ、８５Ａ、８７．５Ａ、９０Ａ、９２．５Ａ、９５Ａ、９７．５Ａ、又は１００Ａである。一実施形態においては、軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が８０：２０である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は６０〜７１Ａである。軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が６５：３５である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は８０〜８３Ａである。軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が６０：４０である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は９５〜９９Ａである。軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が５０：５０である場合のポリイソブチレンウレタン共重合体のショア硬度は１００Ａより高い。軟質セグメントに対する硬質セグメントの比率を上げることにより、より高い硬度（例えばは５５Ｄ以上から７５Ｄ）を有する材料を生成することができる。このような硬い材料は、ＰＧヘッダ器具、リードの先端及びピン領域、及び神経変調療法器具のヘッダに特に好適に用いることができる。
【００６９】
ポリイソブチレンセグメント及び追加的ポリマーセグメントの分子量は様々であり、例えば、２〜１００の反復単位（モノマー単位）から構成される。ポリイソブチレンセグメント及び追加的ポリマーセグメントは、ポリオール（ジオール、トリオール等）又はポリアミン（ジアミン、トリアミン等）の出発物質として本発明によるポリイソブチレンウレタン共重合体に組み込むことができる。ポリオールを使用した場合について以下に説明するが、ポリアミン、ならびにポリオール及びポリアミンの組み合わせを用いた場合でも同様の方法により同様の組成物を生成することができる。
【００７０】
好適なポリイソブチレンポリオール出発物質の例としては、線状のポリイソブチレンジオール及び枝状（３本の枝）のポリイソブチレントリオールが挙げられる。別の例としては、各端部に官能基−ＯＨを有する線状ポリイソブチレンジオールが挙げられる。さらに別の例としては、ポリ（スチレン−ｃｏーイソブチレン）ジオール及びポリ（スチレンーｂ−イソブチレンーｂ−スチレン）ジオールを含んだポリイソブチレンポリオールが挙げられる。このようなポリイソブチレンポリオールは、Ｊ．Ｐ．Ｋｅｎｎｅｄｙ他、「Ｄｅｓｉｇｎｅｄ Ｐｏｌｙｍｅｒｓ ｂｙ Ｃａｒｂｏｃａｔｉｏｎｉｃ Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ：Ｔｈｅｏｒｙ ａｎｄ Ｐｒａｃｔｉｃｅ」、Ｈａｎｓｅｒ Ｐｕｂｌｉｓｈｅｒｓ、１９９１年、ｐ１９１−１９３、Ｊｏｓｅｐｈ Ｐ．Ｋｅｎｎｅｄｙ、「Ｊｏｕｒｎａｌ ｏｆ Ｅｌａｓｔｏｍｅｒｓ ａｎｄ Ｐｌａｓｔｉｃｓ」、１９８５年、１７、ｐ８２−８８、及びこれらの引用文献に記載された方法と同様の方法により生成することができる。ポリイソブチレンジオール出発物質は、様々な周知の出発物質から形成することができる。一実施形態においては、ポリイソブチレンジオール出発物質はＣ＝Ｃ結合を持たない飽和ポリイソブチレンジオールである。
【００７１】
好適なポリエーテルポリオール出発物質の例としてはポリテトラメチレンオキシドジオール及びポリテトラメチレンジオールが挙げられるが、これらは、米国ミズーリ州セントルイス所在のＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社及び米国デラウェア州ウィルミントン所在のＥ．Ｉ．ｄｕ Ｐｏｎｔ ｄｅ Ｎｅｍｏｕｒｓ ａｎｄ Ｃｏｍｐａｎｙ等の様々な提供元から入手できる。ポリシロキサンポリオール出発物質の例としては、米国ミシガン州ミッドランド所在のＤｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ、及び東京都所在のチッソ株式会社等の様々な提供元から入手可能であるポリジメチルシロキサンジオールが挙げられる。好適なポリカーボネートポリオール出発物質は、例えばＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社より入手可能であるポリテトラメチレンオキシドジオールが挙げられる。好適なポリフルオロアルキレンオキシドジオール出発物質の例としては、イタリアのブッシに所在するＡｕｓｉｍｏｎｔ社のＺＤＯＬＴＸが挙げられる。ＺＤＯＬＴＸはコポリマーフルオロアルキレンオキシドジオールであり、エトキシル化された単位によりエンドキャッピングされたーＣＦ２ＣＦ２Ｏ―単位及びーＣＦ２Ｏ―単位のランダム分布、すなわちＨ（ＯＣＨ２ＣＨ２）ｎＯＣＨ２ＣＦ２Ｏ（ＣＦ２ＣＦ２Ｏ）ｐ（ＣＦ２Ｏ）ｑＣＦ２ＣＨ２Ｏ（ＣＨ２ＣＨ２Ｏ）ｎＨを含む。ｎ、ｐ、及びｑは整数である。好適なポリスチレンジオール出発物質の例としては、カナダのモントリオール所在のＰｏｌｙｍｅｒ Ｓｏｕｒｃｅ社より入手可能である、可変分子量のα、ω−ジヒドロキシ−末端ポリスチレンが挙げられる。ポリスチレンジオール及び三枝トリオールは、Ｍ．Ｗｅｉｓｓｍｕｌｌｅｒ他、「Ｐｒｅｐａｒａｔｉｏｎ ａｎｄ ｅｎｄ−ｌｉｎｋｉｎｇ ｏｆ ｈｙｄｒｏｘｙｌ−ｔｅｒｍｉｎａｔｅｄ ｐｏｌｙｓｔｙｒｅｎｅ ｓｔａｒ ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌｅｓ」、Ｍａｃｒｏｍｏｌｅｃｕｌａｒ Ｃｈｅｍｉｓｔｒｙ ａｎｄ Ｐｈｙｓｉｃｓ ２００（３）、１９９９年、ｐ５４１−５５１に記載の方法と同様の方法にて形成できる。
【００７２】
いくつかの実施形成においては、ポリオール（ジオール、トリオール等）はブロック共重合体ポリオールとして合成される。このようなブロック共重合体ポリオールの例としては、ポリ（テトラメチレンオキシドーｂ−イソブチレン）ジオール、ポリ（テトラメチレンオキシドーｂ−イソブチレンーｂ−テトラメチレンオキシド）ジオール、ポリ（ジメチルシロキサンーｂ−イソブチレン）ジオール、ポリ（ジメチルシロキサンーｂ−イソブチレンーｂ−ジメチルシロキサン）ジオール、ポリ（ヘキサメチレンカーボネートーｂ−イソブチレン）ジオール、ポリ（ヘキサメチレンカーボネートーｂ−イソブチレンーｂ−ヘキサメチレンカーボネート）ジオール、ポリ（メチルメタクリレートーｂ−イソブチレン）、ポリ（メチルメタクリレートーｂ−イソブチレンーｂ−メチルメタクリレート）ジオール、ポリ（スチレンーｂ−イソブチレン）ジオール、及びポリ（スチレンーｂ−イソブチレンーｂ−スチレン）ジオール（ＳＩＢＳジオール）が挙げられる。
【００７３】
本発明によるウレタン共重合体の形成に用いるジイソシアナートには、芳香族ジイソシアナート及び非芳香族（脂肪族等）のジイソシアナートが含まれる。芳香族ジイソシアナートは、例えば、４，４’ーメチレンジフェニルジイソシアネート（ＭＤＩ）、２，４−及び／又は２，６−トルエンジイソシアナート（ＴＤＩ）、１，５−ナフタレンジイソシアナート（ＮＤＩ）、パラフェニレンジイソシアナート、３，３’ートリジンー４，４’ージイソシアナート、及び３，３’ージメチルージフェニルメタンー４，４’ージイソシアナートから適宜選択することができる。非芳香族のジイソシアナートは、例えば、１，６−ヘキサメチレンジイソシアナート（ＨＤＩ）、４，４’ージシクロヘキシルメタンジイソシアナート、３−イソシアネートメチルー３，５，５−トリメチルシクロヘキシルイソシアネート（イソホロンジイソシアナート又はＩＰＤＩ）、シクロヘキシルジイソシアナート、及び２，２，４−トリメチル−１，６−ヘキサメチレンジイソシアナート（ＴＭＤＩ）から適宜選択することができる。
【００７４】
一実施形態においては、ポリテトラメチレンオキシドジオール（ＰＴＭＯジオール）、ポリヘキサメチレンオキシドジオール（ＰＨＭＯジオール）、ポリオクタメチレンオキシドジオール、又はポリデカメチレンオキシドジオール等のポリエーテルジオールがポリイソブチレンジオール及びジイソシアナートと組み合わされてポリイソブチレンポリウレタン共重合体が形成される。このポリイソブチレンポリウレタン共重合体においては、ポリウレタン硬質セグメント、ポリイソブチレンセグメント、及びポリエーテルセグメントが均等に分布され、ポリマー内にてミクロ相分離が好ましい状態になっている。ポリエーテルセグメントにより、ショア硬度、引張強度、引張弾性率、曲げ弾性率、伸び率、引裂強度、曲げ疲労、引張クリープ、及び耐摩耗性等の主要な機械特性が向上されている。
【００７５】
本発明の一実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体は、さらに１つ以上の鎖延長剤の残留物及び／又は末端基を含む。鎖延長剤は硬質セグメントの長さを延長させる（換言すると、ウレタンポリマー、尿素ポリマー、又はウレタン／尿素ポリマーにおいて軟質セグメント材に対する硬質セグメント材の割合を増やす）。その結果、ポリマーの弾性率が上がり、破断点伸びが下がり、強度が増す。軟質セグメント：鎖延長剤：ジイソシアナートのモル比は、例えば１：９：１０、２：８：１０、３：７：１０、４：６：１０、５：５：１０、６：４：１０、７：３：１０、８：２：１０、又は９：１：１０である。
【００７６】
鎖延長剤は例えば脂肪族ジオール又は芳香族ジオールから形成可能である（この場合、イソシアネート基との反応時にはウレタン結合が形成される）。また、脂肪族ジアミン又は芳香族ジアミンから形成することもできる（この場合、イソシアネート基との反応時には尿素結合が形成される）。鎖延長剤は、例えばエチレングリコール（１，２−エタンジオール）、１，４−ブタンジオール、及び１，６−ヘキサンジオール等のアルファオメガーアルカンジオール、エチレンジアミン、ジブチルアミン（１，４−ブタンジアミン）、１，６−ヘキサンジアミン、ならびに４，４’ーメチレンビス（２−クロロアニリン）等のアルファオメガアルカンジアミンから適宜選択される。鎖延長剤は、硬質ポリマーセグメント及び軟質ポリマーセグメントをベースとする（より一般的には軟質ポリマーセグメントをベースとする）短鎖ジオールポリマー（分子量が１，０００以下であるアルファオメガージヒドロキシ末端ポリマー）から選択してもよい。このような短鎖ジオールポリマーには、短鎖ポリイソブチレンジオール、ポリテトラメチレンオキシドジオール等の短鎖ポリエーテルポリオール、ポリジメチルシロキサンジオール等の短鎖ポリシロキサンジオール、ポリヘキサメチレンカーボネートジオール等の短鎖ポリカーボネートジオール、短鎖ポリ（フッ素化エーテル）ジオール、短鎖ポリエステルジオール、短鎖ポリアクリレートジオール、短鎖ポリメタクリレートジオール、及び短鎖ポリビニル芳香族ジオールが含まれる。
【００７７】
いくつかの実施形成においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体の生体安定性及び／又は生体適合性が、短い脂肪族鎖（例えば、［−ＣＨ２］ｎ−ＣＨ３基、［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ（ＣＨ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ＣＦ３基、［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ（ＣＦ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ＣＨ２ＯＨ基、［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ（ＯＨ）３基、及び［−ＣＨ２］ｎ−Ｃ６Ｈ５基であり、ｎは例えば１、２、５、１０、１５、又は２０である）を用いて共重合体をエンドキャッピングすることにより向上されている。このような脂肪族鎖はポリマー表面に移動して合成プロセスとは無関係に自己組織化し、生体内に植え込まれたときに好適な免疫反応を供する。別の実施形態においては、短い脂肪族鎖（例えば、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２Ｃ（ＣＨ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−［−ＣＨ２０］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２ＣＦ３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−［−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２Ｃ（ＣＦ３）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２ＯＨ基、［−ＣＨ２］ｎｂ−［−ＣＨ２Ｏ］ｎ−Ｃ（ＯＨ）３基、［−ＣＨ２］ｎ−ｂ−［−ＣＨ２Ｏ］ｎ−ＣＨ２ＣＨ２−Ｃ６Ｈ５基であり、ｎは例えば１、２、５、１０、１５、又は２０である）を有するブロック共重合体又はブロックターポリマーを合成プロセスの終盤に共重合体に混和させてもよい。このような脂肪族鎖はポリマー表面に移動して自己組織化する。このようなエンドキャッピングセグメントは、加工補助材又は潤滑剤として機能し、ポリマーの熱加工性を向上させる。加工補助剤、酸化防止剤、及びワックス等を別に追加して熱加工性の向上をもたらしてもよい。
【００７８】
ジオール又はジイソシアナートの出発物質からポリイソブチレンウレタン共重合体を合成するためには様々な方法を用いることができる。例えば、有機溶剤を用いて反応させてもよいし、超臨界ＣＯ２を溶剤として用いて反応させてもよい。ポリマー沈殿には、アイオノマーを用いることができる。
【００７９】
一実施形態においては、第１のマクロジオール（Ｍ１）（例えば、非飽和又は飽和ポリイソブチレンジオール等のポリマージオール）、第２のマクロジオール（Ｍ２）（例えばポリエーテルジオール）、及びジイソシアネート（ＤＩ）（例えば、ＭＤＩ、ＴＤＩ）が単一工程にて反応する単一工程法が採用される。第１と第２のジオールに対するジイソシアネートのモル比は１：１である。ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２の比率は、例えば、２：１：１、２：１．５：０．５、又は２：０．５：１．５である。ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２の比率が２：１：１である場合、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−］ｎの構造を有するポリウレタンが形成される。ただし、鎖がこのように完全に交互に配置される可能性は低い。いくつかの実施形態においては、鎖延長剤（ＣＥ）が反応混合物に追加され、第１と第２のマクロジオール及び鎖延長剤に対するジイソシアネートのモル比が１：１になるように構成される。例えば、ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥの比率は４：１：１：２、２：０．６７：０．３３：１、２：０．３３：０．６７：１、又は５：１：１：３である。ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥの比率が４：１：１：２である場合、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎの構造を有するポリウレタンが形成される。ただし、鎖がこのように完全に交互に配置される可能性は低い。
【００８０】
いくつかの実施形態においては二工程法が採用される。この二工程法においては、第１工程にてＤＩ：Ｍ１：Ｍ２の比率が２：１：１以上である第１及び第２のマクロジオール及びジイソシアネートが反応して、例えばＤＩ−Ｍ１−ＤＩ及びＤＩ−Ｍ２−ＤＩ等の、イソシアネートによりエンドキャッピングされた第１及び第２のマクロジオールが形成される。第２工程においては、鎖延長剤が追加されてマクロジオールのイソシアネートエンドキャップと反応する。いくつかの実施形態においては、鎖延長剤のヒドロキシル基又はアミン基のモル数は、マクロジオールのイソシアネートエンドキャップのモル数を超え、この場合、必要に応じて第２工程においてジイソシアネートが追加されて全体的な化学量の安定が維持される。前述のとおり、第１及び第２のマクロジオールならびに鎖延長剤の合計に対するジイソシアネートのモル比は１：１であり、例えば、Ｄ１：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥは４：１：１：２となる。この比率は、論理上、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎの反復構造を有する理想的なポリウレタンをもたらす。ただし、このように鎖が完全に交互するとは限らない。別の実施形態においては、ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２：ＣＥの比率は例えば４：１．５：０．５：２、もしくは５：１：１：３であるが、別の比率であってもよい。
【００８１】
いくつかの実施形態においては、３工程、４工程、又はそれ以上の工程からなる方法が採用される。これらの方法においては、第１のマクロジオール及びジイソシアネートが第１工程において反応してイソシアネートにエンドキャップされた第１のマクロジオールを形成される。ＤＩ対Ｍ１の比率が２：１以上となり、第１のマクロジオールの各末端にイソシアネートエンドキャップが形成される（他の比率であってもよく、例えばＤ１：Ｍ１が１：１である場合は各マクロジオールに平均して１つのイソシアネートが配される）。この工程に続く第２工程において、第２のマクロジオールが追加されて、イソシアネートがエンドキャップされた第１のマクロジオールの１つ又は両方のイソシアネートエンドキャップと反応する。Ｄ１、Ｍ１、及びＭ２の比率に応じて、この工程により例えばＭ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２（ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２が２：１：２である場合）、Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ（ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２が２：１：１である場合）、又はＭ１−ＤＩ−Ｍ２（ＤＩ：Ｍ１：Ｍ２が１：１：１である場合）等の構造が形成される。
【００８２】
いくつかの実施形態においては、例えば前述のプレポリマーのような混合されたマクロジオールプレポリマー（Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２、Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１、ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２等）が、ジオール又はジアミンの鎖延長剤、及び化学量を維持するために必要である場合はジイソシアネートと同時に反応する。鎖延長処理を行うことにより、例えば、−［ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、又は［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ等の理想的な構造を形成することができる。ただし、このように鎖が完全に交互するとは限らない。
【００８３】
他の実施形態においては、混合されたマクロジオールプレポリマーが十分な量のジイソシアネートと反応して、混合されたマクロジオールプレポリマーにイソシアネートエンドキャップが形成される（例えば、構成がＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ、ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−Ｄｌ又はＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩとなる）。このイソシアネートによりエンドキャッピングされたマクロジオールは次いでジオール又はジアミンの鎖延長剤と反応させられる（化学量維持のために必要であればジイソシアネートとも反応させられる）。例えば、イソシアネートによりエンドキャッピングされたマクロジオールは等モル量の鎖延長剤と反応することにより、例えば−［ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−ＣＥ−］ｎ、又は−［ＤＩ−Ｍ１−ＤＩ−Ｍ２−ＤＩ−ＣＥ−］ ｎ等の理想的な構造を形成することもできる。
【００８４】
前述したように、鎖延長剤を用いることによりウレタンポリマー、尿素ポリマー、又はウレタン／尿素ポリマー中において軟質セグメント材に対する硬質セグメント材の比率を上げることができる。その結果、より高い弾性率、より低い破断伸び、及びより高い強度を有するポリマーを形成することができる。例えば、軟質セグメント（ＳＳ）、鎖延長剤（ＣＥ）、及びジイソシアネート（ＤＩ）の比率（ＳＳ：ＣＥ：ＤＩ）は、１：９：１０から２：８：１０、３：７：１０、４：６：１０、５：５：１０ 、６：４：１０、７：３：１０、８：２：１０、９：１ ：１０、又は１０：０：１０の範囲である。
【００８５】
一実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体の軟質セグメントは第１の軟質マクロジオール又はマクロジアミン（Ｍ１）、及び第２の軟質マクロジオール又はマクロジオール（Ｍ２）から形成され、Ｍ２に対するＭ１のモル比（Ｍ１：Ｍ２）は、例えば、９９：１、９５：５、９０：１０、７５：２５、６６：３３、５０：５０、２５：７５、１０：９０、５：９５、又は１ ：９９であり、より限定的には、９０：１０、８５：１５、８０：２０、７５：２５、又は７０：３０である。さらに限定的には、７５：２５、５０：５０である。
【００８６】
Ｍ１及びＭ２の数平均分子量は例えば１００〜１０，０００であり、より好適には２００〜５，０００、さらに好適には７５０〜２，５００である。Ｍ１は例えばポリイソブチレンジオールであり、Ｍ２の好適な材料は例えばポリテトラメチレンオキシド（ＰＴＭＯ）ジオール及びポリヘキサメチレンオキシド（ＰＨＭＯ）ジオール等のポリエーテルジオールである。一実施形態においては、Ｍ１は数平均分子量が約１，０００〜５，０００であるポリイソブチレンジオールであり、Ｍ２は数平均分子量が約９００〜１，２００であるＰＴＭＯである。
【００８７】
ポリイソブチレンウレタン共重合体中において第２の軟質セグメントに対する第１の軟質セグメントの重量比は、ジオール出発物質のモル比及び数平均分子量を用いて求めることができる。例えば、数平均分子量が１，０００であるポリイソブチレンジオール４８．００ｇを数平均分子量１，０００のＰＴＭＯ３２．００ｇと反応させた場合、ＰＴＭＯセグメントに対するポリイソブチレンセグメントの比率は６０：４０である。軟質セグメントにポリイソブチレン及びポリテトラメチレンオキシドが含まれる場合は、重量比は１５：１、１３：１、１２：１、７．５：１、４．５：１、３：１、２：１、３：２、１：１、１：２、又は２：３であり、より限定的には約９９：１、９５：５、９０：１０、８０：２０又は７０：３０である。
【００８８】
別の実施形態においては、反応混合物中のポリテトラメチレンオキシドジオールに対するポリイソブチレン（ＰＩＢ）ジオールの比率により、軟質セグメントの総重量に対して約３０重量％以下のポリテトラメチレンオキシド、限定的には０〜３０重量％、より限定的には約５〜２０重量％、さらに限定的には約１０〜２０重量％のポリテトラメチレンオキシドを含む軟質セグメントを有するポリイソブチレンウレタン共重合体が生成される。軟質セグメントの残りの重量にはポリイソブチレンが含まれる。
【００８９】
別の実施形態においては、反応混合物中のポリヘキサメチレンオキシドジオールに対するＰＩＢジオールの比率に応じて、軟質セグメントの総重量に対して約３０重量％以下のポリヘキサメチレンオキシド、限定的には１０〜３０重量％、より限定的には約１５〜２０重量％、さらに限定的には約２０〜２５重量％のポリヘキサメチレンオキシドを含む軟質セグメントを有するポリイソブチレンウレタン共重合体が生成される。軟質セグメントの残りの重量にはポリイソブチレンが含まれる。
【００９０】
ＰＴＭＯの含有量が３０％以下であるポリイソブチレンウレタン共重合体に対する加速劣化試験において、重量及び引張強さの減少は少なく、表面形態は連続的なものである。つまり、これらの材料は好適な生体安定性を有している。さらに、ポリエーテルジオール（ＰＴＭＯ等）の分量が増加すると劣化程度が上がるため、ＰＴＭＯ量を低くすることにより生体安定性が向上されることがわかる。
【００９１】
別の実施形態においては、反応混合物中のＰＩＢジオール、ポリエステルジオール（ポリテトラメチレンオキシドジオール又はポリヘキサメチレンジオール等）及びポリジメチルシロキサンジオールの比率により、ポリイソブチレン、ポリエーテル、及びポリジメチルシロキサンの比率が約６０：２０：２０乃至８０：１５：５であるポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、ポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が生成される。
【００９２】
図２に示す医療用電気リードは、基端１１２から先端１１４まで延びる長尺状の絶縁リード本体１１０を有する。いくつかの実施形態においては、リード本体の少なくとも一部が前述のポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。いくつかの実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体は押出成形又は型成形によりリード本体の一部分又は複数部分として形成される。他の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体は導体に直接コーティングされる。このコーティングの方法としては、例えばスプレーコーティング、溶剤コーティング（浸漬コーティング等）、スパッタリング、プラズマ蒸着、気相化学成長等が挙げられる。さらに別の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体は、既存のリード本体構成の１つ以上の部分の上に成形される。
【００９３】
いくつかの実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体を含むリード本体１１０のショア硬度は約３０Ａから７５Ｄであり、より限定的には約３０Ａから５５Ｄである。さらに、限定的には５０Ａから１００Ａである。ショア硬度はリードの全長にわたって均一でもよいし、変化していてもよい。
【００９４】
別の実施形態においては、リード本体１１０のショア硬度は長手方向において変化する。ショア硬度は、リード本体の異なる部分において異なる配合のポリイソブチレンウレタン共重合体を用いることにより変化させる。これは、選択されたポリイソブチレンウレタン共重合体の組成を製造工程においてリード本体の長手方向にわたって変化させることにより行うことができる。又は、製造時に異なるポリイソブチレンウレタン共重合体を混ぜることにより、リード本体の所定の部分において所定のショア硬度を得ることができる。
【００９５】
図２に示すリード本体１１０は、複数の異なる領域を含む。これらの領域の境界は、破線にて示されている。これらの領域には、基端側領域４０、中間領域４２、先端側領域４４、及びリード先端領域４６が含まれる。基端側領域４０は、心臓から遠い位置において血管内に位置する部分である。中間領域４２は、心臓に通じる血管内に位置する部分である。先端側領域４４は心臓内に位置する部分であり、通常の場合少なくとも１つの電極１１６を含む。リード先端領域４６は、リード本体１１０の先端であり、能動的又は受動的な固定部材３６を有していてもよい。図２に示す領域のリード本体における長さや位置は、医療用電気装置１００の種類及びサイズや、実施する治療、実施する植え込み方法に応じて適宜変更することができる。
【００９６】
いくつかの実施形態においては、領域４０，４２，及び４４のショア硬度がそれぞれ異なる。一実施形態においては、領域４０，４２及び４４のショア硬度は、リード１１０の長手方向において基端１１２から先端１１４に向かって減少する。従って、基端側領域４０のショア硬度は先端側領域４４のショア硬度よりも高くなり、中間領域４２のショア硬度は、基端側領域４０のショア硬度よりも小さく、先端側領域４４のショア硬度よりも高い。一実施形態においては、領域４０，４２，及び４４は減少するショア硬度を有する別個の領域である。他の実施形態においては、ショア硬度はリード本体１１０の基端側領域４０から先端側領域４４に向かって徐々に連続的に減少する。一実施形態においては、リード本体の基端側領域４０のショア硬度は約７５Ｄであり、リード先端領域４６を含んだ先端側領域４４のショア硬度は４５Ａである。別の実施形態においては、基端側領域４０のショア硬度は約８５Ａ〜１００Ａであり、中間領域４２のショア硬度は約６０Ａ〜８５Ａである。リード先端領域４６のショア硬度は約３０Ａ〜７０Ａである。
【００９７】
リード本体の長手方向においてショア硬度を変化させる方法には様々な方法がある。一実施形態においては、ポリマー材のショア硬度は、単一の構造を有するリード本体を押出成形することにより変化させられる。別の実施形態においては、別々に形成されたセグメントが、例えば、熱結合、レーザー結合、熱融着、レーザー融着、及び医療用接着剤のいずれか又は複数を用いることにより結合される。
【００９８】
いくつかの実施形態においては、複数ルーメンを有するリード本体１１０の少なくとも１つの領域（基端側領域４０及び／又は中間領域４２）の形成に用いられるポリマー材の混合比すなわち体積比率が、押出成形工程において変化される。この場合、異なるデュロメータ硬度を有するポリマー材が一緒に混合され、押出成形されてリード１１０の異なる部分が形成される。一実施形態においては、硬質セグメントと軟質セグメントとの比率、及びショア硬度が異なるポリイソブチレンウレタン共重合体材料が異なる比率にて一緒に混合されて押出成形されることにより、リード本体１１０の異なるショア硬度を有する複数の部分が形成される。別の実施形態においては、異なる軟質セグメント及び／又は硬質セグメントを有する２種以上のポリイソブチレンウレタン共重合体材料が混合される。さらに別の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体材料が別のポリマー材と混合されてリード本体１１０の１つ以上の部分が形成される。
【００９９】
押出成形工程においては、ポリマー材混合物内における硬質ポリマー材（ポリマーＡ）の体積％は、リード本体１１０の基端側領域４０における最大量から中間領域４２における最小量へと押出成形時に変化する。同様に、ポリマー材混合物の軟質ポリマー材（ポリマーＢ）の体積％は、基端側領域４０における最小量から中間領域４２における最大量へと変化する。一実施形態においては、ポリマーＡのデュロメータ硬度は約８０Ａ〜１００Ａであり、ポリマーＢのデュロメータ硬度は約２５Ａ〜４０Ａである。一実施形態においては、リード本体１１０の基端側領域４０の形成に用いる混合物におけるポリマーＡとポリマーＢの比率は、約７５：２５乃至９９：１である。一実施形態においては、基端側領域４０の形成に用いる混合物の約１００％がポリマーＡである。別の実施形態においては、リード本体１１０の中間領域４２の形成に用いる混合物のポリマーＡとポリマーＢの体積比は約３５：６５〜７５：２５である。
【０１００】
いくつかの実施形態においては、リード本体１１０の先端側領域４４及び／又はリード先端領域４６も押出成形により形成することができる。リード本体１１０の先端側領域４４及び／又はリード先端領域４６の形成に用いられるポリマー材の混合比すなわち容積比率を変えることにより、これらの領域のデュロメータ硬度を変えることができる。
【０１０１】
他の実施形態においては、少なくとも２つのリード本体部分が別々に形成され（押出成形又は型成形等）、その後結合されてリード本体１１０が形成される。結合は、２つの部分を重ねて接着剤により結合してもよいし、重複部分を少ししか有しないか全く有しない部品を熱融着により結合させてもよい。
【０１０２】
図３Ａは別の実施形態によるポリマーリード部品１１１（例えば、長尺状の管状部品、長尺状の複数ルーメン押出成形品等）を示す図であり、ポリマーリード部品１１１は基端１１２及び先端１１４を有する。ポリマーリード部品１１１は非外傷性の先端部分１１５及び主リード部分１１９を有し、これらはそれぞれポリイソブチレンウレタン共重合体を含む。非外傷性の先端部分１１５の長さは例えば１〜２．５、５、又は１２ｃｍである。ポリマーリード部品１１１の残りの長さは主リード部分１１９が占め、長さは５〜１２５ｃｍである（リードの種類に応じて、例えば、５ｃｍから、１０ｃｍ、２０ｃｍ、３０ｃｍ、４０ｃｍ、５０ｃｍ、６０ｃｍ、７０ｃｍ、８０ｃｍ、９０ｃｍ、９５ｃｍ、１００ｃｍ、１１０ｃｍ、又は１２５ｃｍである）。非外傷性先端部分１１５は比較的軟質であり、ショア硬度は例えば、３０Ａ〜８０Ａである（例えば３０Ａから４０Ａ、５０Ａ、５２．５Ａ、５５Ａ、５７．５Ａ、６０Ａ、６２．５Ａ、６５Ａ、６７．５Ａ、７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、又は８０Ａである）。一方、主リード部分１１９は耐摩耗性及び押圧性を高くするために比較的硬質であり、ショア硬度は例えば７５Ａ〜１００Ａである（例えば７５Ａから８５Ａ、９０Ａ、９２．５Ａ、９５Ａ、９７．５Ａ、又は１００Ａである）。
【０１０３】
図３Ａに示すようなリード部品１１１において、先端から１ｃｍ離れた位置（非外傷性先端部分１１５内の位置）におけるショア硬度は約５０Ａ〜７０Ａであり、リード部品１１１の中央位置（主リード部分１１９内の位置）におけるショア硬度は約９０Ａ〜１００Ａである。
【０１０４】
ショア硬度の異なる複数の部分を形成することにより、リード特性を最適なものにすることができる。一般的に、主リード本体を比較的硬質にして、先端を比較的軟質にすることが好ましい。リード本体を硬質にすることにより押圧性及びトルク伝達性が向上する。先端を軟質にすることにより、操作性が向上し、固定位置における圧力を低減することができる。
【０１０５】
図３Ｂは別の実施形態によるポリマーリード部品１１１（例えば長尺状の管状部品、長尺状の複数ルーメン押出成形品等）を示す図であり、ポリマーリード部品１１１は基端１１２及び先端１１４を有する。図３Ｂのポリマーリード部品１１１は非外傷性の先端部分１１５及び主リード部分１１９を有する。このポリマーリード部品１１１はさらに基端領域１１７を有する。基端領域１１７は、耐摩耗性と可撓性との釣り合いを取るよう機能する（例えば、植え込み時にリードを巻いてポケットに収め易くする）。基端領域１１７の長さは例えば約１０〜１５ｃｍである。この実施形態における基端領域１１７のショア硬度は８０Ａ〜９８Ａ（例えば８０Ａ、８２．５Ａ、８５Ａ、８７．５Ａ、９０Ａ、９２．５Ａ、９５Ａ、又は９８Ａ）である。また、別の実施形態においては、植え込まれたペースメーカから延びる部分のリードの可撓性を向上させるために８０Ａ〜９０Ａ（例えば８０Ａ、８２．５Ａ、８５Ａ、８７．５Ａ、又は９０Ａ）である。
【０１０６】
図３Ｂに示すようなリード部品１１１において、基端から５ｃｍ離れた位置（基端領域１１７内の位置）のショア硬度は例えば約８０Ａ〜９０Ａであり、先端から１ｃｍ離れた位置（非外傷性先端部分１１５内の位置）のショア硬度は例えば約５０Ａ〜７０Ａであり、先端から１０ｃｍ離れた位置（主リード部分１１９内の位置）のショア硬度は例えば約９０Ａ〜１００Ａである。
【０１０７】
図３Ｃは別の実施形態によるポリマーリード部品１１１（例えば、長尺状の管状部品、長尺状の複数ルーメン押出成形品等）を示す図であり、ポリマーリード部品１１１は基端１１２及び先端１１４を有する。図３Ｂのポリマーリード部品１１１と同様に、非外傷性の先端部分１１５、主リード部分１１９、及び基端領域１１７を有する。このポリマーリード部品１１１はさらに縫合スリーブ部１１８を有する。縫合スリーブ部１１８は、静脈移行領域において鎖骨／第１肋骨に対する圧縮抵抗を供する。非外傷性の先端部分１１５及び基端領域１１７の長さ及びショア硬度は前述したものと同様であってよい。縫合スリーブ部１１８の長さは例えば７．５〜１２ｃｍである。この実施形態における縫合スリーブ部１１８のショア硬度は７０Ａ〜８５Ａ（例えば７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、８０Ａ、８２．５Ａ、又は８５Ａ）である。別の実施形態においては、圧縮抵抗を向上させるために、７０Ａ〜８０Ａ（例えば７０Ａ、７２．５Ａ、７５Ａ、７７．５Ａ、又は８０Ａ）のショア硬度を有する。主リード部分１１９のショア硬度は前述のものであってよく、主リード部分１１９は、リード部品１１１において非外傷性先端部分１１５、基端領域１１７及び縫合スリーブ部１１８が占める部分の残りの部分を占めていてもよい（例えば、主リード部分１１９の長さはリードの種類に応じて、１０ｃｍ、２０ｃｍ、３０ｃｍ、４０ｃｍ、５０ｃｍ、６０ｃｍ、７０ｃｍ、又は８０ｃｍである）。
【０１０８】
図３Ｃに示すようなリード部品１１１において、基端から２０ｃｍ離れた位置（基端領域１１７内の位置）のショア硬度は例えば約８０Ａ〜９０Ａであり、基端から１０ｃｍ離れた位置（縫合スリーブ部１１８内の位置）のショア硬度は例えば７０Ａ〜８０Ａであり、先端から１ｃｍ離れた位置（非外傷性先端部分１１５内の位置）のショア硬度は例えば約５０Ａ〜７０Ａであり、先端から１０ｃｍ離れた位置（主リード部分１１９内の位置）のショア硬度は例えば約９０Ａ〜１００Ａである。
【０１０９】
ポリマーリード部品１１１の各部分のショア硬度を最適化することに加えて、これらの部分の曲げ弾性率も最適化することができる。一実施形態においては、主リード部分１１９の曲げ弾性率は約２７．５８６ＭＰａ〜６８．９６５ＭＰａ（４０００〜１０，０００ｐｓｉ）であり、非外傷性先端部分１１５の曲げ弾性率は約６．８９６ＭＰａ〜３４．４８２ＭＰａ（１０００〜５０００ｐｓｉ）であり、基端領域１１７の曲げ弾性率は約２７．５８６ＭＰａ〜６８．９６５ＭＰａ（４０００〜１０，０００ｐｓｉ）である。
【０１１０】
図３Ａ〜３Ｃに示すポリマーリード部品１１１はそれぞれ部分１１５，１１７，１１８及び１１９に対応する別個のポリマー部品により形成することができる。例えば、このような別個の部品は別々に形成（押出成形等により形成）した後、互いに結合（接着剤、熱融着等により結合）されてポリマーリード部品１１１が形成される。例えば、非外傷性先端部分１１５及び主リード部分１１９にそれぞれ対応する個別部品が互いに結合されて図３Ａに示すようなポリマーリード部品１１１が形成される。別の実施形態においては、非外傷性先端部分１１５、主リード部分１１９、及び基端領域１１７にそれぞれ対応する個別部品が互いに結合されて図３Ｂに示すようなポリマーリード部品１１１が形成される。さらに別の実施形態においては、非外傷性先端部分１１５、主リード部分１１９、縫合スリーブ部１１８、及び基端領域１１７にそれぞれ対応する個別部品が互いに結合されて図３Ｃに示すようなポリマーリード部品１１１が形成される。このように別個の部品を用いてポリマーリード部品１１１を形成した場合、前述した硬さ範囲の間に硬度が急変する移行部（例えば１ｍｍ以下の移行部）が形成される。
【０１１１】
別の実施形態においては、ポリマーリード部品１１１の部分１１５，１１７，１１８及び１１９の間においてポリマー組成が連続的に変化する（例えば、押出成形時に押出されるポリマー材の組成を変化させて連続的管状押出成形品や複数ルーメン押出成形品が形成される）。この場合、前述した硬さ範囲の間にゆるやかな移行部（例えば１ｍｍを超える移行部であり、より一般的には１ｃｍを超える移行部）が形成される。
【０１１２】
必要に応じて、図３Ａ〜３Ｃの各リード部品１１１に高いショア硬度を有する基端側端部（図示しない）を配してもよい。例えば、このような基端側端部の長さは２．５〜５ｃｍであり、ショア硬度は６０Ｄ、７０Ｄ、８０Ｄ、又は９０Ｄであり、より好適には７５Ｄである。基端側端部は、軟質セグメント対硬質セグメントの割合が６０：４０乃至３０：７０であり、より好適には６０：４０乃至４５：５５であるポリウレタンから形成することができ、ポリマーリード部品１１１に結合される（例えば、熱可塑結合、又は好適な接着剤を用いた結合により結合される）。
【０１１３】
本発明によるポリイソブチレン系共重合体は様々なリード構成とともに用いることができる。例えば、図４Ａに本発明の一実施形態による医療用リード１１０の絶縁部分（非電極部分）の概略断面図を示す。この図示されるリード部分は、第１のコイル状導体１３０及び第２のコイル状の導体１３２を有し、これらの導体は互いに同径状に配置される。導体１３０及び１３２をコイル状に形成することの利点は、体内におけるリードの様々な動きが、通常このようなコイルの形成に用いられる金属が許容することができる程度のねじれに変換されることである。コイル状導体１３０，１３２は、例えばステンレス鋼、Ｅｌｉｇｉｌｏｇｙ（登録商標）、ＭＰ３５Ｎ（登録商標）、又は他の好適な導電材料により形成することができる。コイル状導体１３０，１３２は管状絶縁層１２０内に配置され、管状絶縁層１２０は前述したようなポリイソブチレン系共重合体から形成できる。管状絶縁層１２０はコイル状導体を外的環境から化学的、物理的、及び電気的に絶縁し、さらに、リードの可撓性、圧縮耐性、及びトルク伝達性等の物理特性を向上させる。このような特性は管状絶縁層１２０の長手方向において変化していてもよい。例えば、管状絶縁層１２０のショア硬度は長手方向に沿って、図３Ａ〜３Ｃに関して前述したように変化する。
【０１１４】
このような管状絶縁層１２０は例えばコイル状導体１３０，１３２上にコーティングされた溶剤であってもよいし、コイル状導体１３０，１３２の上に押出成形されたものでもよい。また、まず押出成形された後にコイル状導体１３０，１３２の上に配置されたものであってもよい。この場合、あらかじめ形成された管状絶縁層１２０がコイル状導体１３０，１３２上に配置された絶縁材（図示しない）に結合される。この結合は例えばレーザー結合等の高温処理により行うことができる（導体上の絶縁材が熱可塑性材料である場合）。
【０１１５】
別の実施形態においては、管状絶縁層１２０がポリマー材の２つ以上の層を有し、これらの層は図４Ｂに示すように２つ以上の同軸をなす管状材料領域を形成する。管状絶縁層１２０は２つの同軸管状材料領域１２０ａ及び１２０ｂを含む。これらの２つの同軸をなす管状材料領域１２０ａ及び１２０ｂは同一の材料から形成してもよいし異なる材料から形成してもよい。例えば一実施形態においては、外側の材料領域１２０ａは様々な実施形態に関して前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体から形成され、内側の材料領域１２０ｂは既存のポリウレタン、シリコーンゴム、ＳＩＢＳ（スチレン／イソブチレン／スチレン共重合体）、及び当業者に周知のリード本体の好適な材料等の別の材料から形成される。別の実施形態においては、外側の材料領域１２０ａ及び内側の材料領域１２０ｂの両方が、様々な実施形態に関して前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。
【０１１６】
いくつかの実施形態においては、外側材料領域１２０ａは内側材料領域１２０ｂの上にコーティングされた溶剤であってもよく、内側材料領域１２０ｂの上に押出成形されてもよく、さらには、内側材料領域１２０ｂと共押出成形されてもよい。また、押出成形された後に内側材料領域１２０ｂの上に配置されてもよい。いくつかの実施形態においては、レーザー結合加工や熱結合加工等の好適な高温処理により内側材料領域１２０ｂに対して外側材料領域１２０ａが溶着される。レーザー結合加工を行うことにより、リードの製造時間を早めることができる。さらに、組み立て時間の低減や、製品歩留まりの向上を実現することができる。
【０１１７】
図４Ｃに示すさらに別の実施形態においては、リード本体１１０が３つの同軸をなす管状部材領域１２０ａ、１２０ｂ、及び１２０ｃを含む。これらの３つの同軸をなす管状部材領域１２０ａ、１２０ｂ、及び１２０ｃは同じ材料から形成してもよいし、それぞれ異なる材料から形成してもよい。例えば一実施形態においては、外側材料領域１２０ａ及び内側材料領域１２０ｃが本発明の様々な実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体により形成され、介在領域１２０ｂがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体を含まない物質により形成されていてもよい。別の実施形態においては、外側材料領域１２０ａのみがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される。
【０１１８】
図４Ａと同様に、図５は本発明の一実施形態による医療用リード１１０の絶縁部分を示す概略断面図である。この医療用リード１１０も第１及び第２のコイル状導体１３０，１３２を含むが、図４Ａ〜４Ｃ示す実施形態とは異なりこれらの導体は互いに同軸をなして配置される（同径状ではない）。外側管状絶縁層１２０が外側のコイル状導体１３０の上に配置される。図４Ａ〜４Ｃに示す管状絶縁層と同様に、図５に示す外側管状絶縁層１２０もポリイソブチレン系共重合体により形成することができる。外側管状絶縁層１２０のショア硬度は、例えば図３Ａ〜３Ｃについて前述したように長手方向に変化していてもよい。内側コイル状導体１３２はさらなる管状絶縁層１２２を有し、この管状絶縁層１２２は内側コイル状導体１３２を外部環境（及び外側コイル状導体１３０）から絶縁する。内側の管状絶縁層１２２も、ポリイソブチレンウレタン共重合体から形成してもよい。又は、リードの物理特性に与える影響を最小限にするために、軟質のシリコーン材（例えばショア硬度が５０Ａであるもの）から内側の管状絶縁層１２２を形成してもよい。
【０１１９】
図５の外側管状絶縁層１２０は、例えば２つ以上の材料の層等の、２つ以上の同軸をなす環状材料領域を形成する２つ以上の材料領域を有していてもよい。図５の外側管状絶縁層１２０の形成に好適な２材料領域及び３材料領域は図４Ｂ及び４Ｃに関連して記載したものと同様である。
【０１２０】
図７Ａは、絶縁（非電極）部分１００ａ及び非絶縁（電極）部分１００ｂを含む医療用リード１１０の一実施形態を示す概略断面図である。この医療用リード１１０は、ポリマーを含んだ内部長尺状部材１４０を有する。この内部長尺状部材１４０の右側部分１００ｂの上には、例えば刺激付与又は除細動のための電極として機能するコイル状導体１３０が配置される。電極として機能するコイル状導体１３０は導電層（例えば酸化イリジウム等の層）により被覆されていてもよい。内部長尺状部材１４０の左側部分１００ａの上には管状被覆１２０が配置される。この管状被覆１２０は、非電極部分１００ａと電極部分１００ｂとの間の移行を平坦化するものである（つまり、管状被覆１２０は器具の外径を連続的にするものである）。例えば、管状被覆１２０の厚さは、導体であるコイル１３０の径と同一にされ、非電極部分１００ａの最大径が電極部分１００ｂの最大径と同一になる。（管状被覆１２０は非電極部分１００ａと電極部分１００ｂとの間の移行を平坦化する効果に加えて、内部長尺状部材１４０内の導体の絶縁性を向上させるという効果や、リードの物理特性を向上させるという効果も奏する。）
図７Ｂは、図７Ａに示す器具のＢ−Ｂ線における断面図である。この図には、２つのルーメンを有する内部長尺状部材１４０及び外側管状絶縁層１２０が示されている。内部長尺状部材１４０のルーメンは、例えばガイドワイヤ、１つの導体、及び２つの導体等を収容する。内部長尺状部材は、１つ、４つ、５つ、６つ、７つ、又は８つ等のルーメンを備えた部材等、他の構成を有する部材であってもよい。
【０１２１】
図７Ａ及び７Ｂに示す器具の内部長尺状部材１４０は、例えば、本明細書に記載のポリイソブチレン系共重合体を用いて形成することができる。内部長尺状部材１４０のショア硬度は、図２Ａ〜２Ｃについて前述したように、長手方向に沿って変化していてもよい。内部長尺状部材１４０の形成にポリイソブチレン系共重合体を用いることの利点は、内部長尺状部材１４０を熱可塑処理により押出成形できるということである。同様に、外側管状絶縁層１２０もポリイソブチレン系共重合体により形成することができる。外側管状絶縁層１２０のショア硬度も、図２Ａ〜２Ｃについて前述したように、長手方向に沿って変化していてもよい。このような外側管状絶縁層１２０は例えば内部長尺状部材１４０上にコーティングされた溶剤であってもよいし、内部長尺状部材１４０の上に押出成形されてもよく、さらには、内部長尺状部材１４０と共押出成形されてもよい。また、まず押出成形された後に内部長尺状部材１４０に配置されたものであってもよい。
【０１２２】
前述したポリイソブチレン系共重合体を用いて外側管状絶縁層１２０及び内部長尺状部材１４０の両方を形成することの利点は、例えばレーザー結合処理等の適宜な高温処理により外側管状絶縁層１２０を内部長尺状部材１４０に溶着できることである。このような処理は、例えば図４Ａに示すような環状の熱融着領域１５０を形成するために行われる（この処理は例えば、器具を回転させながらレーザー照射することにより行われる）。器具の全外周にわたってこのような溶着領域を形成することにより、外側管状絶縁層１２０と内部長尺状部材１４０とが効果的に密着される。レーザー結合処理により、環状領域だけでなく様々な形状の熱溶着領域を形成することができる。例えば、管状被覆１２０は内部長尺状部材１４０の様々な場所にスポット融着され（スポット溶接と同様の処理においてスポット融着させる）、植え込み時における管状被覆１２０及び内部長尺状部材１４０の相対移動が許容される程度を超えないようにしてもよい。
【０１２３】
図８は、本発明の一実施形態による医療用リード１１０のポリマー（非電極）部分を示す部分概略図である。このリードの図示される部分には、螺旋状部分の単一ループ１１０ｓが含まれる。必要に応じて他のループを追加してもよい。一般的に、このような螺旋の径は１．５〜５ｃｍである。
【０１２４】
図９は、図６ＡのＢ−Ｂ線における概略断面図であり、ここには第１のコイル状導体１３０及び第２のコイル状導体１３２が互いに同径をなして配置されている（図４Ａと同様の構成）。コイル状導体１３０，１３２は管状の絶縁構造内に配置され、この絶縁構造体の半分は第１の材料１２０ａにより形成され、残りの半分は第２の材料１２０ｂにより形成される。第１及び第２の材料のそれぞれが、前述のポリイソブチレン系共重合体から形成されていてもよい。第１の材料１２０ａは、螺旋状部分１１０ｓにおいて外側に対向する面である面１１０ｓｏに相当する。第１の材料１２０ａは比較的硬度の高い材料であり、ショア硬度は例えば９０Ａから９５Ａ又は１００Ａである。第２の材料１２０ｂは、螺旋状部分１１０ｓにおいて内側に対向する面である面１１０ｓｉに相当する。第２の材料１２０ｂは比較的硬度の低い材料であり、ショア硬度は５０Ａ、６０Ａ、７０Ａ、８０Ａ、９０Ａ、又は１００Ａである。
【０１２５】
このような二材料からなるリード絶縁物は螺旋状部分１１０ｓの部分にのみ配置してもよいし、リードの全長にわたって配置してもよい。螺旋状部分１１０ｓは、左心室リードの一部分、又は冠状静脈洞内に配置される心不全治療リードの一部分であってよい。螺旋状部分１１０ｓは、リードを体内において受動的に固定させる部分として機能し得る。一実施形態においては、螺旋状部分の直径は２〜５ｃｍであり、リードの先端から１〜１０ｃｍ離れた部分により形成される。
【０１２６】
図１０は、図８のＢ−Ｂ線における別の概略断面図であり、ここには第１のコイル状導体１３０及び第２のコイル状導体１３２が複数のルーメンを有する長尺状部材の２つのルーメン内に配置されている。この長尺状部材の半分は第１の材料１２０ａにより形成され、残りの半分は第２の材料１２０ｂにより形成される。第１及び第２の材料のそれぞれが、前述のポリイソブチレン系共重合体から形成されていてもよい。第１の材料１２０ａは、螺旋状部分１１０ｓにおいて外側に対向する面である面１１０ｓｏに相当する。第１の材料１２０ａは比較的硬度の高い材料であり、ショア硬度は例えば図７の第１の材料１２０ａのショア硬度と同等である。第２の材料１２０ｂは、螺旋状部分１１０ｓにおいて内側に対向する面１１０ｓｉに相当する。第２の材料１２０ｂは比較的硬度の低い材料であり、ショア硬度は図７の第２の材料１２０ｂのショア硬度と同等である。
【０１２７】
図９及び１０の材料領域１２０ａ及び１２０ｂは、別々に形成して（例えば、押出成形や型成形等により形成する）、互いに結合してもよい（例えば、熱可塑結合や好適な接着剤により結合する）。又は、材料領域１２０ａ及び１２０ｂは、単一の押出成形処理により同時に形成してもよい。
【０１２８】
図８〜１０に示す螺旋状部分の形成においては、例えば、最初にリード１１０を機械的に変形させて螺旋状部分１１０ｓを含む形状に変形する。次いで、適切な温度（例えば材料１１０ａ及び１１０ｂの軟化温度と融解温度の間の温度）にリードを加熱してから冷却することにより、リードに螺旋形状を記憶させる。例えば、リードはその組成に応じて、１４０〜２００度に加熱される。他の実施形態においては、型成形により螺旋状部分が形成される。螺旋状部分は体内において形成することができ、この場合、リードは比較的剛性の高いガイドワイヤ上に配置されて、そのガイドワイヤによりほぼ直線的な形状に保持される。そして、ガイドワイヤを除去することにより記憶した螺旋形状に戻るべくリードが変形する。
【０１２９】
図１１は、本発明の別の実施形態によるリード本体１１０を示す断面図である。このリード本体１１０は、それぞれが複数の導電性フィラメント１３１を含む複数のケーブル導体１３０を有する。フィラメント１３１は互いに絶縁されていてもよい。一実施形態においては、ケーブル導体１３０の外周部分には少なくとも１層の絶縁層１３４が形成される。一実施形態においては、リード本体１１０を形成する外側管状絶縁１３６は、ケーブル導体１３０、又はケーブル導体１３０を形成するフィラメント１３１と共押出成形される。別の実施形態においては、外側管状絶縁１３６はケーブル導体の周囲に成形される。一実施形態においては、外側管状絶縁１３６は、様々な実施形態の記載において前述したポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。さらに別の実施形態においては、各ケーブル導体１３０の外周部分に配置される絶縁層も前述のポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。
【０１３０】
図１２Ａ及び１２Ｂは、本発明の他の実施形態によるリード本体１１０を示す断面図である。図１２Ａに示すリード本体１１０は４つのルーメン１５２を有するが、ルーメンの数はいくつであってもよい。一実施形態においては、リード本体１１０は様々な実施形態の記載において前述したポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から、押出成形又は型成形により形成される。１２Ｂに示すリード本体１１０は、複数ルーメン１５２を含む内部コア部材１５４及び少なくとも１層の外側管状絶縁層１５６を有する。いくつかの実施形態においては、内部コア部材１５４と外側管状絶縁層１５６の両方が前述のポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される。別の実施形態においては、外側管状絶縁層１５６のみがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される。
【０１３１】
いくつかの実施形態においては、様々な他のリード本体部品がポリイソブチレンウレタン共重合体から形成される。例えば、高いデュロメータ硬度（例えば８５Ａ以上）を有するポリイソブチレンウレタン共重合体が、ＰＥＥＫ（登録商標）やＴｅｃｏｔｈａｎｅ（登録商標）を用いて従来形成されてきた部品の形成に用いられる。別の実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体が既存のリード本体部品の上に成形される。このようなリード部品の例としては、リード末端、ターミナルピン、リード先端、ヘッダの一部分等が挙げられるがこれらに限定されない。別の実施形態においては、低いデュロメータ硬度（例えば６０Ａ未満）を有するポリイソブチレンウレタン共重合体が、シリコーンゴムを用いて従来形成されてきた部品の形成に用いられる。このような部品の例としては、Ｏリング、シール材、低外傷性先端、及び先端ヘッド等が挙げられる。さらに別の実施形態においては、コネクタやヘッダ等の、パルス発生器においてリードが接続される部分の形成に前述したポリイソブチレンウレタン共重合体が用いられる。
【０１３２】
いくつかの実施形態においては、ポリイソブチレンウレタン共重合体から形成されたリード本体やリード本体部品の外面に、潤滑性を上げるための処理が施される。例えば一実施形態においては、外面はパリレン層により被覆されるか、生体適合性モノマーを用いてプラズマグラフト処理が施される。このような生体適合性モノマーの例としては、ヘキサメチレンジシラザン、Ｃ３Ｆ８（八フッ化プロパン）、ポリビニルピロリドン、トリフルオロメタン、オクタフルオロシクロブタン、及びテトラグリムが挙げられる。例えば、テトラグリムを用いて外面にプラズマグラフト処理を施すことにより、ポリエチレングリコールに似た表面が形成される。リード本体やリード本体部品の表面を処理するための化合物及び方法に関しては、２００８年９月１９日に出願された米国特許仮出願番号６１／０９８，４５０号明細書「ＳＵＲＦＡＣＥ ＭＯＤＩＦＩＣＡＴＩＯＮ ＴＯ ＩＭＰＲＯＶＥ ＬＵＢＲＩＣＩＴＹ，ＡＢＲＡＳＩＯＮ ＲＥＳＩＳＴＡＮＣＥ ＡＮＤ ＴＥＭＰＥＲＡＴＵＲＥ ＲＥＳＩＬＩＥＮＣＥ ＯＦ ＬＥＡＤＳ」に記載されている。
【０１３３】
いくつかの実施形態においては、前述のポリイソブチレンウレタン共重合体は電極の外面上に薄いフィルム状被覆を形成するために用いられる。図１３は本発明の一実施形態によるリード本体１２を示す部分断面図であり、このリード本体１２はコイル状電極２００を有する。コイル状電極２００は少なくとも１本の導電性フィラメント２０６を含み、外面２１０を有して第１端２１２から第２端２１４まで延びる。一実施形態においては、コイル状電極２００の外面２１０上にはポリマー被覆２２０が配され、このポリマー被覆２２０は少なくとも第１端２１２から第２端２１４まで延びる。別の実施形態においては、ポリマー被覆２２０はコイル状電極の第１端２１２及び／又は第２端２１４を越えて延びる。一実施形態においては、ポリマー被覆２２０が、導電性を増加させることが可能である程度の多孔性を有する。別の実施形態においては、ポリマー被覆２２０の多孔性は、適宜なイオン性流体で湿った場合には導電性の向上をもたらす程度に高く、かつ、組織内殖を抑制し得る程度に低くなるように構成される。前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体により形成されたポリマー被覆２２０は、コイル状除細動電極の被覆として従来より用いられているＧＯＲＥ（登録商標）電極被覆の代わりに用いることができる。
【０１３４】
ポリマー被覆２２０は、前述したようなポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、又はポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体から形成される１層以上の薄膜２２４を含む。コイル状電極２００の外面２１０上に、所望の厚さになるよう複数層の薄膜２２４を巻きつけてもよい。螺旋状巻きつけ又は円筒状巻きつけ等の手法により、複数層の薄膜２２４を巻きつけてポリマー被覆２２０を形成することができる。一実施形態においては、同一又は類似のポリマー材を含んだリード本体１２の外面にポリマー被覆２２０が結合される。別の実施形態においては、コイル状電極を形成するフィラメントの巻線の間に配置されたポリマー充填材に対してポリマー被覆２２０が結合される。このポリマー充填材は、ポリマー被覆２２０と同一又は類似の材料から形成することができる。
【０１３５】
ポリマー被覆２２０の各層を形成する薄膜２２４は、当業者に周知の様々な方法により形成することができる。一実施形態においては、エレクトロスピニング法により薄膜２２４が形成される。繊維を形成できる液体や溶液のエレクトロスピニングに関しては、例えば米国特許第４，０４３，３３１号明細書に記載されている。エレクトロスピニング法により、繊維の連続的な網又はマトリックスを形成することができる。一実施形態においては、薄膜２２４を形成する繊維マトリックスはコイル状電極２００の外面２１０上に直接的に配置される。別の実施形態においては、薄膜２２４を形成する繊維マトリックスが基材上に形成され、次いで、電極の外面２１０上に巻きつけられるか、摺動配置される。エレクトロスピニングにより形成された繊維は直径が小さいため、エレクトロスピニングされた繊維マトリックスの表面積は非常に大きく、孔寸法は小さい。別の実施形態においては、繊維マトリックスは導電性を向上させることができる程度の多孔性を有する。
【０１３６】
本発明による医療用器具に使用されるポリマー部品は、前述したポリイソブチレンウレタン共重合体に加えて任意の補助剤を含んでいてもよい。例えばいくつかの実施形態においては、有機的に変性されたケイ酸塩が補助剤として用いられる。このような補助材により水分の通路が蛇行状になるため、ポリマー部品の透湿性が減少する。さらにこのようなケイ酸塩は、ポリマー材の強度及び弾性率を向上させる。補助剤のその他の例としては、アルミナナノ粒子、銀ナノ粒子、ケイ酸塩／アルミナ／銀ナノ粒子化合物、及び治療薬（詳細は後述する）が挙げられる。
【０１３７】
治療薬を有する実施形態においては、本発明によるポリマー領域（リード部品等）の下に治療薬を配置してもよいし、ポリマー領域と治療薬を混和させてもよい。また、ポリマー領域に治療薬を付着させてもよい（例えば共有結合や非共有結合等により結合させる）。「治療薬」、「薬剤」、「薬理的に有効な物質」、及び「薬理的に有効な材料」等の用語は本明細書において区別されない。
【０１３８】
本発明の実施形態においては様々な治療薬を用いることができる。治療薬の例としては、（ａ）デキサメタゾン、プレドニソロン、コルチコステロン、ブデソニド、エストロゲン、サルファサラジン、及びメサラミン等の抗炎症剤、（ｂ）トリクロサン、セファロスポリン、アミノグリコシド、及びニトロフラントイン等の抗菌剤、（ｃ）リドカイン、ブピバカイン、及びロピバカイン等の麻酔薬、（ｄ）パクリタキセル等の増殖抑制剤、（ｅ）シロリムス、バイオリムス、及びエベロリムス等の免疫抑制剤、（ｆ）ヘパリン等の抗血栓剤、ならびに（ｇ）ＶＥＧＦ等の増殖因子が挙げられる。
【０１３９】
本発明による医療用器具に用いる治療薬の量は広範囲にわたる。ポリマー領域（リード部品等）における治療薬の量は、例えば１重量％以下、２重量％、５重量％、１０重量％、又は２５重量％以上である。
【０１４０】
いくつかの実施形態においては、リード本体の一部又は全体が潤滑コーティングにより被覆される。このような潤滑コーティングは、親水性ポリマーや他の材料（ポリ（ビニルピロリドン）、ポリエチレン／オリゴエチレン、ポリＨＥＭＡ、ポリテトラグリム、親水性の酸及びその誘導体、キトサン及びその誘導体等）から形成できる。これらの材料は、摩擦係数を下げるために架橋されていてもよい。
【０１４１】
本発明によるポリマー領域は様々な方法により形成することができる。
例えば本発明の一実施形態によるポリイソブチレンウレタン共重合体が熱可塑性を有する場合、様々な熱可塑性処理方法によりポリマー領域を形成できる。このような方法においては、ポリマーがケイ酸塩や治療薬等の任意の追加的物質とともに溶解され、その後冷却される。熱可塑性処理方法の例としては、圧縮成形、射出成形、ブロー成形、スプレー法、真空成形、カレンダー法、押出成形、及びこれらの方法の組み合わせが挙げられる。押出成形においては、シート状、糸状、棒状、管状、及び他の断面形状を有する形成物を様々な長さに形成することができる。上記の方法及び他の熱可塑性処理方法により、器具（器具部品等）の一部又は全体を形成することができる。
【０１４２】
本発明によるポリマー領域は熱可塑性処理方法だけでなく、例えば溶剤を用いた方法等の他の方法によっても形成することができる。溶剤を用いた方法においては、例えば、ポリマー、及びケイ酸塩や治療薬等の任意の追加的物質を含む溶剤又は懸濁物が生成され、その後溶剤が除去されることによりポリマー領域が形成される。選択される溶剤は１つ以上の溶媒種を含む。溶媒種は、ポリマーを溶解する能力に基づいて選択されるが、乾燥速度、表面張力等の他の特性も考慮される。いくつかの実施形態においては、任意の物質が添加される場合はその任意の物質を溶解又は分散させる能力に基づいて溶剤が選択される。そのため、ケイ酸塩や治療薬等の任意物質がコーティング溶剤中において好適に溶解又は分散される。溶剤を用いた方法の例としては、溶液流延法、スピンコーティング法、ウェブコーティング法、スプレー法、ディッピング法、気中懸濁法等の機械的懸濁法によるコーティング法、インクジェット法、静電気法、及びこれらの組み合わせが挙げられる。
【０１４３】
いくつかの実施形態においては、ポリマーを含んだ溶剤（溶剤を用いた方法が採用される場合）又はポリマーを含んだ溶融物（熱可塑法が採用される場合）がポリマー領域を形成するために基材上に配置される。例えば、基材は、スプレー法や押出成形法によりポリマー被覆が施される植え込み型医療用器具の全て又は一部に相当する。また、基材は型等の型板であってもよく、ポリマー領域は硬化後にこの型から取り出される。別の実施形態においては、例えば押出成形法又は共押出成形法により、基材を用いずに１つ以上のポリマー領域が形成される。ある実施形態においては、医療用器具部品の全体が押出成形される。別の実施形態においては、ポリマー被覆層がその下の医療用器具部品とともに共押出成形される。別の実施形態においては、ポリマーチューブが押出成形され、その後医療用器具基材の上に配置される（例えば、電気リードの上に絶縁性又は非絶縁性のカバーとして配置される）。
【０１４４】
本発明の様々な実施形態においては、前述したように、医療用リード部品（長尺の管状部品、長尺の複数ルーメン押出成形品等）の硬度又は剛性がその長手方向において変化する。いくつかの実施形態においては、このようなリード部品は、硬度の異なる複数の部品が前もって形成された後に互いに結合される（熱可塑結合、又は適宜な接着剤を用いることにより結合される）ことにより形成される。いくつかの実施形態においては、このようなリード部品は、押出成形中に押し出される物質が変化する押出成形処理により形成される。
【０１４５】
このような押出成形処理においては、例えば、あらかじめ形成された複数のポリマーが、複数のポリマー供給源から単一の型に供給される（例えば複数の送りネジを用いて供給される）。ポリマー供給源は硬度の異なるポリマーをそれぞれ供給する。ポリマー供給源から供給される共重合体の相対的な量を押出時に変化させることにより、異なる硬度を有する押出成形品（長手方向又は径方向において硬度が変化する押出成形品）が形成される。
【０１４６】
押出成形処理の別の例としては反応押出成形処理が挙げられる。この反応押出成形処理においては、反応物質（ポリイソブチレンジオール、ポリテトラメチレンオキシドジオールやポリヘキサメチレンオキシドジオール等のポリエーテルジオール、１，４−ブタンジオール、ＭＤＩ等のジイソシアネート、及び好適な触媒等）が適宜な流量調整器を用いて押出機に供給される。この種の押出機に関しては、例えば、Ｒａｕｓｃｈ Ｊｒ．らに付与された米国特許第３，６４２，９６４号明細書、及びＭｅｉｊｓらに付与された米国特許第６，６２７，７２４号明細書に記載されている。押出機は重合を促進する温度にて作動される。各反応物質の相対的な供給率は経時的に変化され、これにより異なる硬度を有する押出成形品が形成される。押出成形されたポリマーは反応を完了させるために後硬化され、その後、応力を緩和させるために軟化処理を施してもよい。
実施例
実験
材料
ＰＴＭＯ（ＴＥＲＡＴＨＡＮＥ（登録商標）１０００ポリエーテルグリコール）、４，４０−メチレンビス（イソシアン酸フェニル）（９８％）、トルエン（９９％）、１，４−ブタネジオール（９９％）、過酸化水素溶液（３０％）、塩化コバルト六水和物（９８％）、及びＴｒｉｔｏｎ（登録商標）Ｘ−１００をＳｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ社（米国ミズーリ州セントルイス）より入手して使用した。Ｓｎ（Ｏｃｔ）２（米国イリノイ州ナイルスＰｏｌｙｓｃｉｅｎｃｅ社の第一スズオクトアート）、及びテトラ−ｎ−ブチルーアンモニウムブロミド（ＴＢＡＢ）（９８＋％、米国マサチューセッツ州ワードヒルＡｌｆａ Ａｅｓａｒ社）を使用した。本実験に用いた対照試料はＤｏｗ Ｃｈｅｍｉｃａｌ社のＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−５５Ｄ及びＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−８０Ａである。硬度及びＰＩＢ対ＰＴＭＯの配合がそれぞれ異なるポリウレタンが前述のように合成された。これらのポリウレタンを下記の表１に示す。
【０１４７】
【表１】
代表的なポリイソブチレンウレタン共重合体（６０Ａ ８２）を二工程処理により形成した手順を以下に記載する。まず、ＨＯ−アリル−ＰＩＢ−アリル−ＯＨ（Ｍｎ＝２２００Ｄａ、５．２ｇ、２．３６ミリモル）及びＰＴＭＯ（Ｍｎ＝１０００Ｄａ、１．３ｇ、１．３ミリモル）を乾燥トルエン（１０ｍＬ）を用いて共沸蒸留により乾燥させた。混合物を、真空状態において３時間の間４５度に維持した。乾燥トルエン（２５ｍＬ）、次いでＳｎ（Ｏｃｔ）２（２８．３ｍｇ、０．０７ミリモル）を加えた後、混合物を、乾性窒素ガスの緩気流下において８０度に加熱した。次いで、ＭＤＩ（１．７６ｇ、７．０２ミリモル）を混合物に加え、混合物を３０分間強く攪拌した。その後、ＢＤＯ（３０２ｍｇ、３．３６ミリモル）を混合物に加え、混合物を１００度にて４時間攪拌した。混合物を室温まで冷却した後Ｔｅｆｌｏｎ（登録商標）製の型に注ぎ入れ、４８時間室温にて放置することにより溶剤を蒸発させた。最後に、ポリマーを真空状態において５０度の温度で１２時間乾燥させた。ＰＴＭＯを含まないポリイソブチレンウレタン共重合体は、Ｏｊｈａ他、「Ｓｙｎｔｈｅｓｅｓ ａｎｄ Ｃｈａｒａｃｔｅｒｉｚａｔｉｏｎ ｏｆ Ｎｏｖｅｌ Ｂｉｏｓｔａｂｌｅ Ｐｏｌｙｉｓｏｂｕｔｙｌｅｎｅ Ｂａｓｅｄ Ｔｈｅｒｍｏｐｌａｓｔｉｃ Ｐｏｌｙｕｒｅｔｈａｎｅｓ」、Ｐｏｌｙｍｅｒ、２００９年、５０、ｐ．３４４８−３４５７に記載の方法にて形成された。飽和ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリウレタンは、Ｂｅｌａ他、「Ｌｉｖｉｎｇ Ｃａｒｂｏｃａｔｉｏｎ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ．ＸＸ．Ｓｙｎｔｈｅｓｉｓ ｏｆ Ａｌｌｙｌ−Ｔｅｌｅｃｈｅｌｉｃ Ｐｏｌｙｉｓｏｂｕｔｙｌｅｎｅｓ ｂｙ Ｏｎｅ−Ｐｏｔ Ｐｏｌｙｍｅｒｉｚａｔｉｏｎ− Ｆｕｎｃｔｉｏｎａｌｉｚａｔｉｏｎ」、Ｐｏｌｙｍｅｒ．Ｍａｔｅｒ．Ｓｃｉ．Ｅｎｇ．、１９８８年、５８、ｐ．８６９−８７２に記載の方法で生成されたＨＯ−プロピルーＰＩＢ−プロピルーＯＨを用いて合成した。
【０１４８】
ポリウレタンは、Ｃａｒｖｅｒ社（インディアナ州ウォバッシュ）の実験室用プレス機モデルＣを用い、負荷約７，２５７．６ｋｇ（１６，０００ｌｂｓ）、温度１６０度にて圧縮成形した。ポリウレタンを厚さ０．２〜０．５ｍｍの薄膜に成形した後、幅約３ｍｍ、長さ約３０ｍｍの長方形片に裁断した。ポリウレタンの加速劣化を行う前に、１Ｈ ＮＭＲ分析及びＧＰＣ分析によりポリウレタンの特性を検査した。いくつかの組成物（８０Ａ ９１、１００Ａ、６０Ａ）はＧＰＣ溶離剤に溶離しなかった。
【０１４９】
ポリウレタンの符号については、最初の文字がショアＡ硬度を表し、続く２桁の数字がＰＩＢ：ＰＴＭＯの比率を表す。これらの後に続く文字は試験を行ったポリウレタン中において固有であるポリウレタンを表す。例えば、「ＰＩＢ」は、軟質セグメント内にＰＩＢのみが含まれることを示し、「ＳＡＴ」は、使用されるＰＩＢ前駆体がヒドロキシアリル末端基に対して飽和ヒドロキシプロピル末端基を含むことを表している。Ｐ５５ＤはＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−５５Ｄであり、Ｐ８０ＡはＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）２３６３−８０Ａである。
管内酸化処理
試料をガラス瓶に入れ、２０％のＨ２Ｏ２を含んだ０．１ＭのＣｏＣＩ２ 水系溶液に浸し、５０度にて保管した。ラジカル濃度を一定にするために、溶液は１日おきに交換した。１週間、２週間、４週間、６週間、及び１２週間を経た時点で酸化環境から試料を取り出し、水系の１％ＴＲＩＴＯＮ（登録商標）Ｘ−１００界面活性剤溶液により７回洗浄した。その後、エタノールにより５回洗浄し、精製水により５回洗浄してから、恒量が得られるまで真空状態にて８０度で乾燥させた。
特性検査
乾燥された試料の特性を、重量損失測定、ＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法、最大引張強度測定、破断点伸び測定、走査型電子顕微鏡（ＳＥＭ）、ＧＰＣ分析により検査した。検査結果は、ｎ＝３を用いて表す。
実施例１
重量損失測定
乾燥したポリウレタンフィルムの重量を、Ｓａｒｔｏｒｉｕｓ社（米国イリノイ州エルクグローブ）のＭＣ１分析用はかりＡＣ ２１０ＯＳを用いて酸化処理の前後に測定した。図１４に、経過時間に対する重量損失を示す。ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の１２週間経過後の重量損失は非常に少なく、組成に応じて６〜１５％であった。６０Ａの組においては、９０：１０の組成物の重量損失は６％であり、８０：２０の組成物の８％よりも低かった。６０Ａ ９１ ＳＡＴと不飽和６０Ａ ９１の重量損失は同程度であった。同様に、８０Ａの組においてもＰＴＭＯ含有量の低い方が重量損失も低く、ＰＴＭＯ３０％で１５％、ＰＴＭＯ２０％で１０％、及びＰＴＭＯ１０％で６％であった。つまり、重量損失は、ポリウレタン中のＰＴＭＯ含有量と相関していた。
【０１５０】
図１５にＰＴＭＯ含有量と１２週間後の重量損失との関係を示す。このグラフが示すように、ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体については、重量損失とＰＴＭＯ含有量がほぼ直線的に比例している。これは、ポリエーテル軟質セグメントの金属イオン酸化により劣化がもたらされており、この成分がポリウレタンから除去すべき成分であるという予想を裏付けるものであった。図１５に示すように、６０Ａ ８２の重量損失は、ＰＴＭＯ含有量から予期したものよりも低かった。ＰＩＢのみを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体の重量損失も低く、前記の予想に一致する。体積に対して表面積が非常に大きいため、少量の腐食が表面において発生すると思われる。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）対照試料は管内において１週間経過後にすでに顕著な重量損失がみられた。そして、Ｐ８０Ａは７週間以下、Ｐ５５Ｄは９週間で完全に劣化した。軟質セグメントをより多く含むＰ８０ＡはＰ５５Ｄよりも速く重量を損失することが判明したが、これは酸化メカニズムと一致する。
実施例２
ＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法
Ｔｈｅｒｍｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（米国マサチューセッツ州ウォルサム）のＮｉｃｏｌｅｔ（登録商標）４７００ＦＴ−ＩＲ装置と、Ｔｈｅｒｍｏ Ｅｌｅｃｔｒｏｎ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのダイヤモンド結晶を備えたＳｍａｒｔ Ｏｒｂｉｔ（登録商標）ＡＴＲアクセサリとを用いてＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法による分析を行った。各試料の１つのスペクトルを取得するために平均３２回スキャンした。洗浄及び乾燥されたポリイソブチレンウレタン共重合体片をクリスタルの上に置き、支持取付具によりしっかりと固定して分析のためにスキャンを行った。分析の対象となるのは〜１７００ｃｍ−１及び〜１１００ｃｍ−１の範囲であり、この範囲には、硬質セグメント劣化生成物（〜１６５０ｃｍ−１）、軟質セグメントの劣化部分（〜１１１０ｃｍ−１）、生成物（〜１１７０ｃｍ−１）、及び正規化された参照ピーク（〜１４１０ｃｍ−１）が含まれる。
【０１５１】
ＡＴＲ−ＦＴＩＲ分光法による分析は、金属イオン酸化メカニズムの存在及び進行を確認するために行った。このメカニズムにおいては、ヒドロキシルラジカルがポリエーテルセグメントからａ−水素を抽出する。形成されたラジカルは他の鎖ラジカルと合体して架橋接合を形成するか、もしくは、他のヒドロキシルラジカルと反応してヘミアセタールを形成する。ヘミアセタールによりエステルが酸化され、酸化したエステルが加水分解されて鎖が切断される。したがって、軟質セグメントエーテルのピークの後及び／又は架橋のピーク発生に続いて劣化の進行が確認された。すべてのスペクトルは１４１０ｃｍ−１のピークに正規化された。これは、硬質セグメントの芳香族ＣーＣ伸縮振動に一致する。
【０１５２】
すべてのＰＩＢ−ＰＴＭＯポリウレタンのＦＴＩＲスペクトルの変化は極めて小さかった。図１６に６０Ａ ８２の代表的なスペクトルを例として示す。脂肪族エーテルＣ−Ｏ−Ｃの１１１０ｃｍ−１のピークに明らかな変化は見られず、〜１１７４ｃｍ−１のＣ−Ｏ−Ｃ分岐ピークはなかった。しかし、時間の経過につれ脂肪族ピーク増加が確認された（１４７０ｃｍ−１の脂肪族ＣＨ２屈曲、１３８８ｃｍ−１のＰＩＢジメチルの縦揺れ、及び１３６５ｃｍ−１の脂肪族ＣＨ２の縦揺れ）。このような様態は、８０度での真空乾燥中に、ＰＩＢセグメントが表面への移動することによりもたらされる。これらのピークは経時的に増加するため、表面においてＰＴＭＯがＰＩＢに置き換わっていることがわかる（ＡＴＲ−ＦＴｌＲ分光法による観察では深さ１〜２μｍ）。図１４、１５、２４及び２５に示す重量損失及びＳＥＭのデータも考慮した結果、いくらかのＰＴＭＯ劣化が発生しているという結論が出された。これらのＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体においては架橋が発生していない場合あるが、これは、２つのポリマーラジカルが切断される前に結合できるほどＰＴＭＯの含有量又は流動性が高くないからである。同様の結果が他のＰＩＢ−ＰＴＭＯスペクトルでも確認された。６０Ａ ９１の組は、ＰＩＢジオール中の不飽和アリル部分の酸化に対する脆弱性を確認するために今回の試験に加えた。
【０１５３】
飽和ジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体のＦＴＩＲスペクトルは、非飽和ジオールを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体のＦＴＩＲスペクトルと同じであった。さらに、ポリイソブチレンウレタン共重合体においてはポリエーテル軟質セグメント劣化が起こるのみであり、硬質セグメント劣化は発生しないという推測を確認するために６０Ａ ＰＩＢも追加した。これらのスペクトルは図１７に示す。図１７において何も変化がみられないことから、このような推測は事実であることが証明された。劣化するポリエーテルが存在しないため、１３８８ｃｍ−１のＰＩＢピーク及び１１１１ｃｍ−１のエーテルピークのどちらにも変化が見られなかった。また、硬質セグメントＴ２の劣化も確認されなかった。変化の傾向が見られたＩＲピークを以下の表２に示す。
【０１５４】
【表２】
ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の様態は、重量損失データ及びこれまでの検証データと整合するものであった。Ｐ５５Ｄのスペクトルを図１８に示す。図１８のスペクトルは１週間経過時点では１１０９ｃｍ−１の脂肪族Ｃ−Ｏ−Ｃピークにおいて顕著な低減が確認され、６週間まではより緩やかに変化した。同時に、わずか１週間経過後に１３６４ｃｍ−１の脂肪族α―ＣＨ２ピークが消失した。また、１１７２ｃｍ−１のＣ−Ｏ−Ｃ分岐ピークが１週間経過後すぐに確認され、その後一定の大きさを保った。後で示すように、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料は１週間経過後から定速的又は加速的に劣化し、これはＩＲスペクトルに整合する。ＴＲ−ＦＴＩＲ分光法は表面特性を検査する方法であり、表面で発生する劣化が確認される。したがって、表面において脆弱なセグメントはほぼ瞬時に酸化し、より深い位置での劣化は、他の分析での確認結果より、その後の数週間において発生するという結論を出した。図１９に示すＰ８０ＡのＡＴＲ−ＦＴＩＲスペクトルにおいても、非常によく似た結果が出た。エーテルピーク及び架橋ピークの違いの大きさは、Ｐ５５Ｄとは異なっていた。引張強度データ（後述する）により、Ｐ５５Ｄにおいては架橋よりも鎖切断の影響が強く、一方Ｐ８０Ａでは架橋及び鎖切断の両方が交互に強い影響を及ぼしていることがわかった。
実施例３
ＧＰＣ分析
分子量及び分子量分布をＷａｔｅｒｓ社のＨＰＣＬシステムを用いて計測した。このＨＰＣＬシステムは、ＨＰＬＣポンプ５１０モデル、示差屈折計４１０モデル、吸光度検出器４４１モデル、多角度光散乱（ＭＡＬＬＳ）検出器（米国カルフォルニア州サンタバーバラ所在のＷｙａｔｔ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ社のＭｉｎｉ−Ｄａｗｎ（登録商標））、試料プロセッサ７１２モデル、５００、１０３、１０４、１０５及び１００Åと連続して連結された５つのＵｌｔｒａｓｔｙｒａｇｅｌ（登録商標）ＧＰＣコラム（マサチューセッツ州ミルフォード所在のＷａｔｅｒｓ社）を備えていた。水素結合撹乱物質であるテトラ−ｎ−ブチルアンモニウムブロミド（ＴＢＡＢ）をテトラヒドロフラン（ＴＨＦ）（２重量％）に溶かし、ポリイソブチレンウレタン共重合体の溶解に用いた。ＴＨＦ：ＴＢＡＢが９８：２（重量：重量）である溶液を、１ｍＬ ｍｉｎ−１の流速にてキャリヤ溶液として用いた。
【０１５５】
ポリイソブチレンウレタン共重合体をＴＨＦ対ＴＢＡＢが９８：２（重量：重量）である溶液に溶かした。しかし、いくつかの組成物は溶けなかった。合成直後のポリマーのＧＰＣ結果と、圧縮成形された未処理のフィルム（０週間）のＧＰＣ結果との比較により、高温での処理中にいくらかの架橋又は他の熱劣化が発生していることがわかった。しかしながら、このようなわずかな変化はポリイソブチレンウレタン共重合体の特性に影響を与えるものではなかった。
【０１５６】
図２０にＰ５５Ｄの屈折率の軌跡を示す。数平均分子量（Ｍｎ）は０週目の１２２ｋＤａから４週目の４７ｋＤａ、６週目の３７ｋＤａに減少し、分子量分布（ＭＷＤ）は０週目の１．６から６週目の３．０に増加した。
【０１５７】
図２１にＰ８０Ａの屈折率の軌跡を示す。Ｍｎは、処理前の８４ｋＤＡから４週目の１８ｋＤＡ、６週目の１４ｋＤａと顕著な減少傾向をみせた。いくつかの低分子量劣化生成品の増加が４週目まで確認された。同時に、ＭＷＤも増加した。このような結果はＡＴＲ−ＦＴＩＲ、重量損失、及び引張強度の結果と一致する。
【０１５８】
図２２に６０Ａ ９１ ＳＡＴの屈折率の軌跡を示す。分子量の損失は重量損失及び引張強度データと一致して最小であった。Ｍｎは６週目以降に１３０ｋＤａから１１２ｋＤａに若干減少し、１２週目に１１０ｋＤａに極僅かに減少した。一方、ＭＷＤは１．６から変化しなかった。
実施例４
機械的試験
引張強度試験は、室温及び大気圧環境にてＩｎｓｔｒｏ社（米国マサチューセッツ州ノーウッド）の引張試験機と約２３ｋｇ（５０ｌｂ）のロードセルを用い、破断まで５０ｍｍ ｍｉｎ−１の伸張速度にて行った。最大引張強度及び破断点伸びを記録した。
【０１５９】
処理されていない原型の試料の引張強度をパーセントで表し、経過時間との関係を図２３に示す。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）ウレタン共重合体とＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体のグラフ線が大きく異なっていることが確認できる。さらにＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体はすべての試料において引張強度の低減が僅かであることが確認できたが、引張強度損失の速度は試料によって異なっていた。ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の損失は試料により異なっていたが、この差異はＰＴＭＯ含有量とほぼ相関するものであった。６０Ａの組においては、異なる組成における引張強度損失は同等であった。６０Ａ ９１の１２週目のデータは試料の状態不良のため測定できなかった。しかしながら、６週目までの傾向は、６０Ａ ９１ ＳＡＴの傾向と非常に近いものであった。６０Ａ ＰＩＢ試料の引張強度の損失はわずかであり、前述の重量損失及びＦＴＩＲ検証でも判明したように劣化はみられなかった。従って、１〜２ＭＰａの減少は、ロードセル及び試験機の試験誤差であると推測される。８０Ａの組においては、８０：２０の組成物の引張強度の減少が２１％以下であり、９０：１０の組成物の減少は１３％以下であった。８０Ａ ７３（図示しない）の引張強度は初めに上昇した後緩やかに減少した。これは、初期の架橋と、その後の試料中のＰＴＭＯ量の増加に伴う鎖切断との影響によるものである。この分量のＰＴＭＯ（全ポリイソブチレンウレタン共重合体の１９．５％）が存在する場合、架橋と鎖切断の両方が発生し得る濃度の鎖ラジカルが存在する。８０Ａ ７３の引張強度％は１２週間目では他のＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体よりも高かったが、それ以降の経過時間において急に減少することがデータの外挿から予想される。Ｐ５５Ｄの劣化耐性はＰ８０Ａよりも高いが、これは結晶化度がより高いためである。したがって、１００Ａ ８２は８０Ａ ８２と同等もしくはより高い強度を有すると予測されたが、引張強度はより大きく減少した。このことから、ＰＩＢは硬質セグメントに比べて表面を守る機能が高いことがわかる。実際にいくつかの試料は抑制期間を呈し、引張強度は２週目、４週目、またさらには６週目（特に８０Ａ ８２）まで減少しなかった。ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の最大伸びは処理の段階中においてあまり変化しなかった。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料については、ここでも予想された金属イオン酸化現象がみられた。Ｐ５５Ｄの引張強度は６週目まで徐々に減少していき、１２週間目には管内で破損してしまったため検査不可能であった。Ｐ８０Ａの引張強度は１週目以降から増加した後急速に減少して１２週間目までに破損した。これは、８０Ａ ７３で確認されたのと同様に、まず鎖が架橋され、その後切断されたためである。Ｐ５５Ｄにも架橋が発生することがＡＴＲ−ＦＴＩＲの結果からわかっているが、この組成においては鎖切断の方がより影響力の強い酸化過程であることが推測される。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の弾性率は時間経過とともにほぼ直線状に増加し、ＩＲデータと一致して架橋が起こっていることが分かる。一方、ＰＩＢ−ＰＴＭＯポリイソブチレンウレタン共重合体の弾性率は一定であった。
実施例５
ＳＥＭ（走査型電子顕微鏡）
乾燥した処理済みのフィルムの一部を切り離してＳＥＭ分析を行った。Ｄｅｎｔｏｎ社（ニュージャージー州ムーアズタウン）のＶａｃｕｕｍ Ｄｅｓｋ ＩＶ冷陰極スパッタコータを用いて金のスパッタ膜を施した試料の表面の形態を観察した。試料には出力２５％にて１．５分間スパッタ処理を施し、厚さ７５Å以下の金膜を形成した。被覆された試料は日本電子株式会社（米国マサチューセッツ州ピーボディ）の電界放出形走査電子顕微鏡ＪＳＭ−７４０１Ｆを用いて検査した。様々な写真が倍率３０倍及び３００倍にて撮影された。
【０１６０】
３００倍の倍率で撮影された代表的なＳＥＭ写真を図２４及び２５に示す。図２４はＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料の写真であり、これらの写真から処理時間に応じた表面劣化が明瞭に確認できる。ひび割れの面密度は時間の経過につれ増加し、これまでの試験データを目視にて確認できた。図２５は、硬度の異なる８０：２０組成物の走査電子顕微鏡写真であり、硬質セグメントが表面形態に及ぼす影響を示すものである。これらのポリイソブチレンウレタン共重合体の劣化反応は、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）とは明らかに異なるものであったが、軟質セグメント含有量の増加につれて表面欠陥が増加することが確認された。１２週間後の６０Ａ ８２はいくらかの点腐食を有し、８０Ａ ８２はこれよりは少ない点腐食を有し、１００Ａ ８２の表面様態はほとんど変化しなかった。いくつかの試料においていくらかの小孔が確認されたが、これらは劣化によるものではないと思われる。このような小孔は劣化の発生しなかった６０Ａ ＰＩＢ試料においても確認されたため、圧縮成形処理に起因するものであると推測される。
実施例６
劣化試験
ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａ、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄ、Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａ、及びＰＩＢ−ＰＵ ８０Ａ等の様々な試料の生体安定性を、負荷をかけた状態にて試験した。本試験で用いたＰＩＢ−ＰＵ ８０Ａの組成を以下の表３に示す。
【０１６１】
【表３】
本試験においては、金属イオン酸化及び環境応力亀裂の発生が加速化される環境下に試料を置いた。試料を１５０％に伸張させ、腐食性かつ酸化性のＣｏＣＩ２／Ｈ２Ｏ２溶液に５０度にて１５週間放置した。溶液はラジカル濃度を一定に保つために１日おきに交換した。試料を三週間毎に取り出して、質量損失（劣化）、引張強度損失、分子量変化及び表面腐食を検査した。
【０１６２】
図２６及び２７は３週間目及び６週間目の質量損失（劣化）を示す棒グラフである。３週間目及び６週間目において、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａ及びＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄの平均質量損失％が最も大きかった。３週間目において、Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａの平均質量損失％が０．７４％であり、ＰＩＢ−ＰＵ８０試料が１．５１％であった。６週目では、Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａが３％、ＰＩＢ−ＰＵ８０試料が４％であった。
【０１６３】
３週間目における各試料の引張強度損失を以下の表４に示す。
【０１６４】
【表４】
ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａの３週間後の引張強度損失は５６％であった。ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄの引張強度損失は１６％であった。Ｅｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２ＡとＰＩＢ−ＰＵ８０の結果は同等であり、引張強度損失は８％であった。
【０１６５】
試料は、ＡＲＴ−ＦＴＩＲ分光法によっても評価した。図２８〜３１に、評価サンプルの０週間及び３週間後のＦＴＩＲスペクトルを示す。前述の試験結果と同様に、３週間後において、ＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）８０Ａ及びＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）５５Ｄの試料の劣化が最も顕著であった。
【０１６６】
試料はＳＥＭを用いても評価した。０週間目及び３週間目に撮影した各試料のＳＥＭ写真を図３２に示す。上側二段に示すＰＥＬＬＥＴＨＡＮＥ（登録商標）試料は３週間目に割れ及び表面劣化が発生していた。三段目及び四段目のＥｌａｓｔ−Ｅｏｎ（登録商標）Ｅ２Ａ及びＰＩＢ−ＰＵ８０の３週間目の表面劣化はわずかであった。
【０１６７】
本発明は、本明細書に記載する実施形態以外の様々な形態で実施可能であることが当業者に明らかになるであろう。特許請求の範囲に記載された本発明の範囲及び趣旨から逸脱することなく、形状及び詳細における別例が実施可能である。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
ルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置され、前記リード本体のショア硬度は３０Ａ〜７５Ｄであり、リード本体は軟質ポリマーセグメントと硬質ポリマーセグメントとを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、
前記軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含み、
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体内の軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０である植え込み型医療用リード。
【請求項２】
前記ポリイソブチレンセグメント対追加的ポリマーセグメントの重量比が７０：３０乃至９０：１０である請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項３】
前記軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリエーテルジオールの残留物を含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項４】
前記軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項５】
前記ポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である請求項４に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項６】
前記ポリイソブチレンセグメントが飽和ポリイソブチレンジオールの残留物を含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項７】
前記リード本体が内部ルーメンを有し、同内部ルーメンの内面がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項８】
前記導体が同径構造を有するコイル状導体であり、前記内面がコイル状導体の外面上に位置する請求項７に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項９】
前記リード本体が内側管状層及び外側管状層を有し、同内側管状層及び外側管状層の少なくとも一方がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１０】
同軸構造を有する第１コイル状導体及び第２コイル状導体を有し、前記内側管状層が同第１コイル状導体及び第２コイル状導体の間に配置され、前記外側管状層が第２コイル状導体の上に配置される請求項９に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１１】
前記リード本体のショア硬度が３０Ａ〜１００Ａである請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１２】
ルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置され、リード本体は基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれにおいてポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、前記基端側領域は第１のショア硬度を有し、前記中間領域は第２のショア硬度を有し、前記先端側領域は第３のショア硬度を有し、
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを含み、同軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む植え込み型医療用リード。
【請求項１３】
前記先端側領域のショア硬度が３０Ａ〜７０Ａである請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１４】
前記中間領域のショア硬度が６０Ａ〜８５Ａである請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１５】
前記基端側領域のショア硬度が８５Ａ〜１００Ａである請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１６】
前記リード本体が前記基端側領域、中間領域、及び先端側領域のいずれかに近接する１つ以上の移行領域を有し、同移行領域のショア硬度は近接する基端側領域、中間領域、及び先端領域のショア硬度と異なる請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１７】
前記基端側領域、中間領域、及び先端領域の追加的ポリマーセグメントがポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１８】
前記基端側領域、中間領域、及び先端領域中のポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である請求項１７に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１９】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおいて軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０である請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２０】
前記基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、前記中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、前記先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２１】
内部に少なくとも１つのルーメンが長手方向に延びる内部管状部品を含むとともに可撓性を有する長尺状のリード本体と、
前記内部管状部品の少なくとも１つのルーメン内を延び、リード本体に対して露出された面を含む電極を有する少なくとも１つの導体と、
前記リード本体、導体、及び電極の少なくともいずれかに接続される少なくとも１つのポリマー部品と、を備える植え込み型医療用リードであって、
前記少なくとも１つのポリマー部品は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、同ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は硬質ポリマーセグメント及び軟質ポリマーセグメントを含み、前記軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む植え込み型医療用リード。
【請求項２２】
前記少なくとも１つのポリマー部品がリード終端、ターミナルピン、リード先端、Ｏリング、シール、及びヘッダのいずれかを含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２３】
前記少なくとも１つのポリマー部品が前記電極の露出した面の上及び近傍のいずれかに配置される薄膜を含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２４】
前記薄膜が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかからエレクトロスピニング法により形成された複数の繊維を含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２５】
前記薄膜が導体の一部分に配置される請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２６】
少なくとも１つのポリマー層が、前記電極の露出した面の近傍に配置されるポリマーチューブを含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２７】
植え込み型医療用リードを形成する方法であって、
ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含むポリマー材からショア硬度が３０Ａ〜７５Ｄであるリード本体を形成する工程と、
前記リード本体を、導体及び同導体に接続する電極に連結する工程と、を含み、
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを有し、軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０であり、前記軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む方法。
【請求項２８】
前記リード本体が、ポリマー材の押出成形及び射出成形のいずれかにより形成される請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が不飽和ポリイソブチレンセグメントを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３０】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が１，０００〜５，０００である飽和ポリイソブチレンジオールから形成されるポリイソブチレンセグメントを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３１】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が５００〜３，０００であるポリテトラメチレンオキシドジオールから形成されるポリテトラメチレンオキシドセグメントを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３２】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを、加工補助剤及び安定剤の少なくとも一方と混合して混合物を形成する工程をさらに含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３３】
前記混合物からリード本体を押出成形する工程をさらに含む請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記安定剤が可塑剤及びワックスのいずれかであり、かつ、酸化防止剤及び熱安定剤のいずれかである請求項３２に記載の方法。
【請求項３５】
前記リード本体を形成する工程が、第１のショア硬度を有する基端側領域、第２のショア硬度を有する中間領域、及び第３のショア硬度を有する先端側領域を形成する工程を含み、同基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３６】
前記基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、前記中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、前記先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する請求項２７に記載の方法。
【請求項３７】
前記リード本体を形成する工程がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかをエレクトロスピニング法にて加工する工程を含む請求項２７に記載の方法。
【請求項１】
ルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置され、前記リード本体のショア硬度は３０Ａ〜７５Ｄであり、リード本体は軟質ポリマーセグメントと硬質ポリマーセグメントとを含んだポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、
前記軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含み、
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体内の軟質セグメント対硬質セグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０である植え込み型医療用リード。
【請求項２】
前記ポリイソブチレンセグメント対追加的ポリマーセグメントの重量比が７０：３０乃至９０：１０である請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項３】
前記軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリエーテルジオールの残留物を含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項４】
前記軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメント、及びポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項５】
前記ポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である請求項４に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項６】
前記ポリイソブチレンセグメントが飽和ポリイソブチレンジオールの残留物を含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項７】
前記リード本体が内部ルーメンを有し、同内部ルーメンの内面がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項８】
前記導体が同径構造を有するコイル状導体であり、前記内面がコイル状導体の外面上に位置する請求項７に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項９】
前記リード本体が内側管状層及び外側管状層を有し、同内側管状層及び外側管状層の少なくとも一方がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１０】
同軸構造を有する第１コイル状導体及び第２コイル状導体を有し、前記内側管状層が同第１コイル状導体及び第２コイル状導体の間に配置され、前記外側管状層が第２コイル状導体の上に配置される請求項９に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１１】
前記リード本体のショア硬度が３０Ａ〜１００Ａである請求項１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１２】
ルーメンを有する長尺状のリード本体を備え、同ルーメン内には少なくとも１つの導体が配置され、少なくとも１つの電極が同導体に動作可能に接続されるとともにリード本体に沿って配置され、リード本体は基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれにおいてポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、前記基端側領域は第１のショア硬度を有し、前記中間領域は第２のショア硬度を有し、前記先端側領域は第３のショア硬度を有し、
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを含み、同軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む植え込み型医療用リード。
【請求項１３】
前記先端側領域のショア硬度が３０Ａ〜７０Ａである請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１４】
前記中間領域のショア硬度が６０Ａ〜８５Ａである請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１５】
前記基端側領域のショア硬度が８５Ａ〜１００Ａである請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１６】
前記リード本体が前記基端側領域、中間領域、及び先端側領域のいずれかに近接する１つ以上の移行領域を有し、同移行領域のショア硬度は近接する基端側領域、中間領域、及び先端領域のショア硬度と異なる請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１７】
前記基端側領域、中間領域、及び先端領域の追加的ポリマーセグメントがポリテトラメチレンオキシドジオールの残留物を含む請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１８】
前記基端側領域、中間領域、及び先端領域中のポリイソブチレンセグメント対ポリテトラメチレンオキシドジオールの重量比が７０：３０乃至９０：１０である請求項１７に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項１９】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおいて軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０である請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２０】
前記基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、前記中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、前記先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する請求項１２に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２１】
内部に少なくとも１つのルーメンが長手方向に延びる内部管状部品を含むとともに可撓性を有する長尺状のリード本体と、
前記内部管状部品の少なくとも１つのルーメン内を延び、リード本体に対して露出された面を含む電極を有する少なくとも１つの導体と、
前記リード本体、導体、及び電極の少なくともいずれかに接続される少なくとも１つのポリマー部品と、を備える植え込み型医療用リードであって、
前記少なくとも１つのポリマー部品は、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含み、同ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体は硬質ポリマーセグメント及び軟質ポリマーセグメントを含み、前記軟質ポリマーセグメントはポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む植え込み型医療用リード。
【請求項２２】
前記少なくとも１つのポリマー部品がリード終端、ターミナルピン、リード先端、Ｏリング、シール、及びヘッダのいずれかを含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２３】
前記少なくとも１つのポリマー部品が前記電極の露出した面の上及び近傍のいずれかに配置される薄膜を含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２４】
前記薄膜が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかからエレクトロスピニング法により形成された複数の繊維を含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２５】
前記薄膜が導体の一部分に配置される請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２６】
少なくとも１つのポリマー層が、前記電極の露出した面の近傍に配置されるポリマーチューブを含む請求項２１に記載の植え込み型医療用リード。
【請求項２７】
植え込み型医療用リードを形成する方法であって、
ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含むポリマー材からショア硬度が３０Ａ〜７５Ｄであるリード本体を形成する工程と、
前記リード本体を、導体及び同導体に接続する電極に連結する工程と、を含み、
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が軟質ポリマーセグメント及び硬質ポリマーセグメントを有し、軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの重量比が５０：５０乃至９０：１０であり、前記軟質ポリマーセグメントがポリイソブチレンセグメントと、ポリエーテルジオール、フッ素化ポリエーテルジオール、フッ素ポリマージオール、ポリエステルジオール、ポリアクリレートジオール、ポリメタクリレートジオール、ポリシロキサンジオール、フッ化ポリシロキサンジオール、及びポリカーボネートジオールのいずれかの残留物を含む少なくとも１つの追加的ポリマーセグメントとを含む方法。
【請求項２８】
前記リード本体が、ポリマー材の押出成形及び射出成形のいずれかにより形成される請求項２７に記載の方法。
【請求項２９】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が不飽和ポリイソブチレンセグメントを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３０】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が１，０００〜５，０００である飽和ポリイソブチレンジオールから形成されるポリイソブチレンセグメントを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３１】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体が、数平均分子量が５００〜３，０００であるポリテトラメチレンオキシドジオールから形成されるポリテトラメチレンオキシドセグメントを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３２】
前記ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを、加工補助剤及び安定剤の少なくとも一方と混合して混合物を形成する工程をさらに含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３３】
前記混合物からリード本体を押出成形する工程をさらに含む請求項３２に記載の方法。
【請求項３４】
前記安定剤が可塑剤及びワックスのいずれかであり、かつ、酸化防止剤及び熱安定剤のいずれかである請求項３２に記載の方法。
【請求項３５】
前記リード本体を形成する工程が、第１のショア硬度を有する基端側領域、第２のショア硬度を有する中間領域、及び第３のショア硬度を有する先端側領域を形成する工程を含み、同基端側領域、中間領域、及び先端側領域のそれぞれがポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかを含む請求項２７に記載の方法。
【請求項３６】
前記基端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第１の重量比を有し、前記中間領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第２の重量比を有し、前記先端側領域が、ポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかにおける軟質ポリマーセグメント対硬質ポリマーセグメントの第３の重量比を有する請求項２７に記載の方法。
【請求項３７】
前記リード本体を形成する工程がポリイソブチレンウレタン共重合体、ポリイソブチレン尿素共重合体、及びポリイソブチレンウレタン／尿素共重合体のいずれかをエレクトロスピニング法にて加工する工程を含む請求項２７に記載の方法。
【図１】
【図２】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図４Ｃ】
【図５】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２Ａ】
【図１２Ｂ】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【図２】
【図３Ａ】
【図３Ｂ】
【図３Ｃ】
【図４Ａ】
【図４Ｂ】
【図４Ｃ】
【図５】
【図６Ａ】
【図６Ｂ】
【図７Ａ】
【図７Ｂ】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２Ａ】
【図１２Ｂ】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２６】
【図２７】
【図２８】
【図２９】
【図３０】
【図３１】
【図３２】
【公表番号】特表２０１３−５０３７１１（Ｐ２０１３−５０３７１１Ａ）
【公表日】平成２５年２月４日（２０１３．２．４）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１２−５２８０５１（Ｐ２０１２−５２８０５１）
【出願日】平成２２年９月２日（２０１０．９．２）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／０４７７０３
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／０２８９２０
【国際公開日】平成２３年３月１０日（２０１１．３．１０）
【出願人】（５０５００３５２８）カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド (466)
【Ｆターム（参考）】
【公表日】平成２５年２月４日（２０１３．２．４）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年９月２日（２０１０．９．２）
【国際出願番号】ＰＣＴ／ＵＳ２０１０／０４７７０３
【国際公開番号】ＷＯ２０１１／０２８９２０
【国際公開日】平成２３年３月１０日（２０１１．３．１０）
【出願人】（５０５００３５２８）カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド (466)
【Ｆターム（参考）】
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