医療機器用気密端子および医療機器
【課題】複数のリードピン間、あるいはリードピンと外装部材との間における放電が起こりにくい医療機器用気密端子および医療機器を提供すること。
【解決手段】電気信号を中継する少なくとも１つの信号用リードピン２１，２２と、この電気信号よりも高電圧且つ大電流な電力を中継する少なくとも１つの電力用リードピン２３と、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持する絶縁部材２４と、絶縁部材２４が内部に収容され信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と絶縁された導体からなる外装部材２５と、を備え、絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の最短距離よりも長くなるように信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持している。
【解決手段】電気信号を中継する少なくとも１つの信号用リードピン２１，２２と、この電気信号よりも高電圧且つ大電流な電力を中継する少なくとも１つの電力用リードピン２３と、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持する絶縁部材２４と、絶縁部材２４が内部に収容され信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と絶縁された導体からなる外装部材２５と、を備え、絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の最短距離よりも長くなるように信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持している。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療機器用気密端子およびこれを備える医療機器に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、体内に留置されて疾病の治療や予防に使用される様々な医療機器が知られている。このような医療機器の例として、生体組織に電気信号や電気刺激を与えることで検査や治療等を行うものがある。当該電気信号や電気刺激は、医療機器本体内に設けられた信号発生部で発せられ、体内に留置された電極等にリード（導線）等を介して送られる。信号発生部とリードとの間には、本体の内外の気密あるいは水密を維持しつつ当該電気信号や電気刺激を中継する目的で、気密端子が配置されることが多い。
【０００３】
医療機器に使用される気密端子の例として、特許文献１には、絶縁体を貫通するグラウンドピンと、絶縁体を貫通する複数のリードピン（リード線）とを有するマルチピン（多極）タイプの医療機器用気密端子（フィードスルー）が記載されている。特許文献１に記載の医療機器用気密端子において、グラウンドピンは、グラウンドピンおよびリードピンが内部に配置された金属製の外装部材（フェルール）に直接ロウ付けされている。この医療機器用気密端子によれば、医療装置内の重要な電気信号を、電磁妨害波から回避することができるという。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００５−４０５８５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、特許文献１に記載の医療機器用気密端子に設けられた複数のリードピンの１つに高電圧且つ大電流の電力を供給すると、高電圧且つ大電流の電力が供給されたリードピンと他のリードピンとの間、あるいは高電圧且つ大電流の電力が供給されたリードピンと外装部材との間で放電（スパーク）が起こるおそれがある。
【０００６】
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、その目的は複数のリードピン間、あるいはリードピンと外装部材との間における放電が起こりにくい医療機器用気密端子および医療機器を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記課題を解決するために、この発明は以下の手段を提案している。
本発明の医療機器用気密端子は、電気信号を中継する少なくとも１つの信号用リードピンと、前記電気信号よりも高電圧且つ大電流な電力を中継する少なくとも１つの電力用リードピンと、前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持する絶縁部材と、前記絶縁部材が内部に収容され前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンと絶縁された導体からなる外装部材と、を備え、前記絶縁部材は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の最短距離が、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の最短距離よりも長くなるように前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持していることを特徴とする医療機器用気密端子である。
【０００８】
また、前記外装部材は、円筒の内面状の内周面が形成された外装本体を有し、前記電力用リードピンは、前記外装本体の中心軸と同軸上に中心軸を有する略円柱状に形成されていることが好ましい。
【０００９】
また、前記信号用リードピン、前記電力用リードピン、および前記外装部材は、生体適合性を有する金属材料からなることが好ましい。
【００１０】
また、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことが好ましい。
【００１１】
また、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことが好ましい。
【００１２】
本発明の医療機器は、体内に配置され、リードを通じて体内組織に対して電気的刺激を与える植込み型の医療機器であって、体内に配置され、前記電気的刺激を与えるための駆動波形を生成する制御回路、および前記制御回路を駆動するための電源が設けられた中空の筐体と、前記筐体に固定され、前記リードを接続可能なコネクタユニットと、前記筐体内の前記制御回路と前記コネクタユニットとを前記筐体内の気密を維持して接続する本発明の医療機器用気密端子と、を備える医療機器である。
【００１３】
また、前記制御回路は、前記体内組織が発する電位を検出する電位検出部と、前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電気信号の制御波形を生成して出力する第一出力部と、前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電力を出力する第二出力部と、を有し、前記電位検出部および前記第一出力部は前記信号用リードピンに電気的に接続され、前記第二出力部は前記電力用リードピンに電気的に接続されていることが好ましい。
【００１４】
また、前記医療機器は、ペーシング機能を有する植込み型除細動器であってもよい。
【発明の効果】
【００１５】
本発明の医療機器用気密端子および医療機器によれば、複数のリードピン間、あるいはリードピンとフェルールとの間における放電が起こりにくい医療機器用気密端子および医療機器を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の一実施形態の医療機器用気密端子を備える医療機器の構成を示す斜視図である。
【図２】同医療機器の概略構成を示すブロック図である。
【図３】同医療機器の一部の構成を示す斜視図である。
【図４】同医療機器用気密端子を示す平面図である。
【図５】同医療機器用気密端子を示す半断面図である。
【図６】同医療機器用気密端子の変形例の構成を示す半断面図である。
【図７】同医療機器用気密端子の他の変形例の構成を示す図で、（Ａ）は半断面図、（Ｂ）は平面図である。
【図８】同医療機器用気密端子の他の構成例を示す平面図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
本発明の一実施形態の医療機器用気密端子２０およびこれを備える医療機器１について説明する。図１は、本実施形態の医療機器用気密端子２０を備える医療機器１の構成を示す斜視図である
医療機器１は、ペーシング機能を有する植込み型除細動器（Implantable Cardioverter Defibrillator, ICD）である。
図１に示すように、医療機器１は、ペーシングおよび除細動のための電気エネルギーを発生する本体２と、本体２に固定されたコネクタユニット１３と、心臓１００に取り付けられるペーシングリード３０および除細動電極４０とを備えている。
【００１８】
本体２は、中空に形成された筐体３を有し、筐体３の内部には、電源としての電池４、および体内の組織に電気的刺激を与えるための駆動波形を生成する制御回路５が設けられている。
筐体３は、生体適合性が高い材料によって形成されている。具体的には、筐体３の材料としては、チタンやタンタル、ステンレス鋼、あるいはこれらの合金を挙げることができる。また、本実施形態では、筐体３は導体からなり、医療機器１の制御回路５のグラウンド電位と同電位となるように制御回路５と電気的に接続されている。
【００１９】
図２は、医療機器１の概略構成を示すブロック図である。
図１および図２に示すように、筐体３の内部に設けられた制御回路５は、電位検出部６、判定回路７、出力部８、および切替手段１２を備える。
電位検出部６は、ペーシングリード３０の先端に設けられた電位センサー３３と電気的に接続されており、電位センサー３３によって検出された電位の変化が入力されるようになっている。また、電位検出部６は、電位センサー３３によって検出された電位の変化を心電図として記憶するようになっている。なお、電位検出部６は、体外に設けられたモニター装置５０との間で無線通信を行って心電図を出力するようになっていてもよい。
【００２０】
判定回路７は、電位検出部６に入力された心電図を参照し、心臓１００が正常な拍動を保っているか否かを判定するものである。判定回路７は、電位検出部６において一定時間以上電位変化が検出されなかった場合には心臓１００の拍動が停止していると判定し、心臓１００自身のペースメーカー（洞房結節）による正常な活動電位とは異なる電位変化が検出された場合には心室細動が生じていると判定する。判定回路７は、心臓１００の拍動が停止している場合には出力部８へペーシング開始信号を出力し、心室細動が生じていると判定した場合には出力部８へ除細動開始信号を出力するようになっている。
【００２１】
出力部８は、ペーシングのための電気信号の制御波形を生成して電気信号を出力するための第一出力部９と、除細動のための電力を出力するための第二出力部１０とを備える。出力部８は、第一出力部９と第二出力部１０との動作を排他制御により切り替えて駆動するようになっている。
第一出力部９は、判定回路７から出力されたペーシング開始信号を受け付け、ペーシング信号を出力する。ペーシング信号は、外部からの信号によって心臓１００を拍動させるために電圧、電流、および周期が予め設定された電気信号である。
【００２２】
第二出力部１０は、電気エネルギーを蓄えるコンデンサ１１を有している。第二出力部１０は、判定回路７から出力された除細動開始信号を受け付けてコンデンサ１１に電力を蓄え、満充電になった後に高電圧大電流の電力を出力するようになっている。コンデンサ１１から出力される電圧は、除細動を行うために必要な電圧に調整されている。本実施形態では、コンデンサ１１から出力される電圧が数百ボルト程度になるように設定されている。また、第二出力部１０は、電位検出部６が検出した電位変化を参照して、電力の出力タイミングを心室の拍動と同期させるようになっている。
【００２３】
切替手段１２は、第二出力部１０が電力を出力するときに、後述する各信号用リードピン２１，２２と筐体３とを導通させ、各信号用リードピン２１，２２を接地させるための手段である。切替手段１２は、第二出力部１０によって駆動されるようになっている。
【００２４】
図３は、医療機器１の一部の構成を分解して示す斜視図である。図４は、医療機器用気密端子２０を示す平面図である。図５は、医療機器用気密端子２０を示す半断面図である。
図１および図３に示すように、筐体３には、コネクタユニット１３に向けられた面に貫通孔３ａが形成されており、貫通孔３ａは、医療機器用気密端子２０によって塞がれている。
【００２５】
医療機器用気密端子２０は、筐体３内の制御回路５とコネクタユニット１３とを電気的に接続するための端子である。
図４および図５に示すように、医療機器用気密端子２０は、２つの信号用リードピン２１，２２と、１つの電力用リードピン２３と、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持する絶縁部材２４と、絶縁部材２４が内部に収容された外装部材２５とを備える。
【００２６】
２つの信号用リードピン２１，２２は、それぞれ円柱状に形成されており、一端２１ａ，２２ａが筐体３の内部に配置され、他端２１ｂ，２２Ｂが筐体３の外部でコネクタユニット１３の内部に配置されている。２つの信号用リードピン２１，２２のうちの一方は、筐体３内の制御回路５からコネクタユニット１３へペーシング信号を中継するためのものである。２つの信号用リードピン２１，２２のうちの他方は、後述するペーシングリード３０の電位センサー３３からの信号をコネクタユニット１３から制御回路５へ中継するためのものである。
図３に示すように、２つの信号用リードピン２１，２２は、それらの一端２１ａ，２２ａが制御回路５の電位検出部６と第一出力部９とにそれぞれ配線によって接続されている。各信号用リードピン２１，２２と配線との接続方法としては、たとえば半田付けや溶接などを採用することができる。
【００２７】
図３ないし図５に示すように、電力用リードピン２３は、円柱状に形成されており、一端２３ａが筐体３の内部に配置され、他端２３ｂが筐体３の外部でコネクタユニット１３の内部に配置されている。電力用リードピン２３は、筐体３内の制御回路５からコネクタユニット１３へと、コンデンサ１１からの上記電力を中継するためのものであり、一端が制御回路５の第二出力部１０に配線によって接続されている。
【００２８】
各信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３の材質は、生体適合性を有する材質であることが好ましい。たとえば、各信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３の材料として、チタンやタンタル、白金、あるいはステンレス鋼などを採用することができる。
【００２９】
図３および図４に示すように、絶縁部材２４は、円柱形状の外形形状を有し、中心軸線Ｏと同軸をなす第一貫通孔２４ａと、第一貫通孔２４ａと平行に設けられた２つの第二貫通孔２４ｂ，２４ｃとが形成されている。絶縁部材２４は、絶縁性を有する材料によって形成されている。たとえば、絶縁部材２４の材料として樹脂やガラス、あるいはセラミックスなどを採用することができる。
第一貫通孔２４ａには、電力用リードピン２３が挿通されている。第一貫通孔２４ａに挿通された電力用リードピン２３は、その両端がともに突出された状態で絶縁部材２４に固定されている。
各第二貫通孔２４ｂ，２４ｃは、第一貫通孔２４ａを間に挟むように互いに離間して設けられている。各第二貫通孔２４ｂ，２４ｃには、２つの信号用リードピン２１，２２がそれぞれ挿通されている。第二貫通孔２４ｂ，２４ｃに挿通された信号用リードピン２１，２２は、その両端がともに突出された状態で絶縁部材２４に固定されている。
【００３０】
外装部材２５は、円筒の内面状の内周面が形成された外装本体２５ａと、外装本体２５ａの径方向外側へ向かって広がるフランジ部２５ｂとを有する。外装部材２５の材質としては、生体適合性を有する金属材料を採用することができる。このような金属材料としては、筐体３の材料と同様に、たとえばチタンやタンタル、白金などの金属や、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖやコバール、ステンレス鋼などの合金を採用することができる。
【００３１】
外装本体２５ａの内周面は、絶縁部材２４の外周面と密着している。これにより、外装本体２５ａと絶縁部材２４との間は気密および水密が確保されている。外装部材２５と絶縁部材２４とは、圧入や接着などの方法によって固定されている。また、詳細は後述するが、外装本体２５ａの内周面と、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３とは、絶縁部材２４によって絶縁された位置関係になっている。
本実施形態では、外装本体２５ａの外周面は円柱面状である。本実施形態では、筐体３に形成された貫通孔３ａは、外装本体２５ａが通過可能であり、かつフランジ部２５ｂが通過不能である大きさの円形の開口となるように、外装部材２５の形状に合わせて形成されている。
【００３２】
フランジ部２５ｂは、筐体３の貫通孔３ａの開口の周縁に接触可能であり、筐体３と溶接等により固定されている。本実施形態では、外装部材２５は筐体３の外側から貫通孔３ａに差し込まれており、フランジ部２５ｂは、筐体３の外表面に接している。
【００３３】
次に、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と、外装部材２５との位置関係について説明する。
図４および図５に示すように、外装部材２５内に設けられた絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離ａ１が最大となるように、電力用リードピン２３を保持している。本実施形態では、外装本体２５ａの内周面が円筒の内面状であるので、電力用リードピン２３は外装本体２５ａの中心軸線Ｏと同軸に配置されている。
【００３４】
また、絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離ａ１が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の最短距離（たとえば図４、図５に示す最短距離ｃ１）よりも長くなるように、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持している。
本実施形態では、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｂ１は、外装部材２５と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｃ１と等しい。また、図５に示すように、本実施形態では、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離ａ１、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｂ１、および外装部材２５と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｃ１は、それぞれ絶縁部材２４の外面に沿って測った沿面距離と等しい。
【００３５】
図１および図３に示すように、コネクタユニット１３は、各信号用リードピン２１，２２の他端にそれぞれ接続され、ペーシングリード３０に形成された後述する２極プラグ３１を受入れる信号用アダプタ１４と、電力用リードピン２３の他端に接続され、除細動用リードに形成された後述するプラグを受入れる電力用アダプタ１５とを、カバー１６内に有する。
【００３６】
なお、本実施形態の医療機器１は、出力部８、医療機器用気密端子２０、信号用アダプタ１４および電力用アダプタ１５からなる出力系統を２系統有している（図１参照）。各出力系統は互いに独立して動作することができるようになっている。本明細書では片方の出力系統のみについて説明するが、他方の出力系統についてもその構成、作用、および効果は同様である。
【００３７】
図１に示すように、ペーシングリード３０は、信号用アダプタ１４に差し込み接続可能な２極プラグ３１と、２極プラグ３１のそれぞれの端子に一端が固定された２本の導線が絶縁皮膜で覆われた被覆線３２と、被覆線３２の他端に固定された電位センサー３３およびペーシング電極３４とを有する。
本実施形態では、２極プラグ３１が信号用アダプタ１４に接続されたときには、電位センサー３３は電位検出部６に電気的に接続され、ペーシング電極３４は制御回路５の第一出力部９に電気的に接続されるようになっている（図２参照）。
【００３８】
除細動電極４０は、同一の構造を有する第一電極４１および第二電極４２と、第一電極４１と第二電極４２とにそれぞれ接続された導線を有する除細動リード４３とを備える。
図１に示すように、第一電極４１は、右室側の心嚢膜上に設置され、第二電極４２は、第一電極４１と心臓１００を挟んで対向する（図１参照。）ように、左室側の心嚢膜上に設置される。
【００３９】
除細動リード４３は、第一電極４１および第二電極４２に接続された導線が絶縁性の被覆材によって被覆された被覆線４４と、第一電極４１および第二電極４２が接続された側の端と反対側の端において導線に接続され電力用アダプタ１５に差し込み接続可能な単極プラグ４５を有している。除細動リード４３の単極プラグ４５が電力用アダプタ１５に接続されたときには、第一電極４１および第二電極４２は、制御回路５の第二出力部１０に電気的に接続されるようになっている。
【００４０】
除細動リード４３は、電気的な絶縁を保って本体２から第一電極４１および第二電極４２に電気エネルギーを伝達できるものであれば、その構成は特に限定されない。
【００４１】
以上に説明した構成の医療機器用気密端子２０および医療機器１の作用について説明する。
医療機器１の使用時には、図１に示すように、第一電極４１、第二電極４２、ペーシング電極３４、および電位センサー３３は患者の心臓１００に取り付けられ、本体２は患者の胸部、上腹部、あるいは腋下などの皮下に取り付けられる。
【００４２】
医療機器１の動作時には、制御回路５の電位検出部６（図２参照）は、電位センサー３３からの電位変化の信号を受け付けて記憶する。また、制御回路５の判定回路７は、患者の心臓１００において頻脈あるいは徐脈などの異常が生じた場合にこれらの異常を判定する。さらに、判定回路７による判定に基づいて、第一出力部９はペーシング信号をペーシング電極３４へ出力する。
また、患者の心臓１００において心室細動が生じた場合には、心室細動が生じていることを判定回路７が判定し、判定回路７による判定に基づいて、第二出力部１０がコンデンサ１１に電力を供給する。さらに、第二出力部１０は、コンデンサ１１が満充電となった後、切替手段１２によって信号用リードピン２１，２２を接地し、コンデンサ１１からの電力を、電力用リードピン２３を通じて第一電極４１および第二電極４２へ出力する。
【００４３】
図４および図５に示すように、電力用リードピン２３は、外装本体２５ａの中心軸線Ｏと同軸に配置されている。このため、電力用リードピン２３と外装本体２５ａの内周面との沿面距離（最短距離ａ１）は、外装本体２５ａの内部に電力用リードピン２３を配置した場合に内周面からの沿面距離（最短距離ａ１）が最大となる配置になっている。その結果、電力用リードピン２３と外装本体２５ａとの位置関係は、電力用リードピン２３と外装本体２５ａとの間において、最も放電が起こりにくい位置関係となっている。
【００４４】
一方、信号用リードピン２１，２２と外装本体２５ａの内周面との沿面距離（最短距離ｂ１）は、電力用リードピン２３と外装本体２５ａとの間の沿面距離（最短距離ａ１）よりは短いが、信号用リードピン２１，２２を通じて供給されるペーシング信号によっては外装本体２５ａとの間で放電が起こらない距離になっている。
また、信号用リードピン２１，２２と電力用リードピン２３との間の沿面距離（最短距離ｃ１）は、信号用リードピン２１，２２と外装本体２５ａとの間の沿面距離（最短距離ｂ１）と同等の距離となっている。このため、信号用リードピン２１，２２から電力用リードピン２３への放電は起こらない。
【００４５】
また、切替手段１２によって信号用リードピン２１，２２をグラウンドに接地し、その後電力用リードピン２３に電力を出力するので、万が一信号用リードピン２１，２２と電力用リードピン２３との間で放電が起こっても、電位センサー３３や制御回路５に高電圧が印加される可能性を抑えることができる。
【００４６】
以上説明したように、本実施形態の医療機器用気密端子２０および医療機器１によれば、外装部材２５の内部において外装部材２５との最短距離が最も長くなる位置に電力用リードピン２３が配置されているので、外装部材２５と電力用リードピン２３との間で放電が起こりにくい。
【００４７】
さらに、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２のうち、より高電圧且つ大電流の電力を供給するための電力用リードピン２３が、外装部材２５との最短距離が最も長くなる位置に配置されているので、高電圧や大電流の導通であっても放電が起こりにくい状態を保持しつつ、医療機器用気密端子２０をより小型にすることができる。
【００４８】
（変形例１）
次に、上述の実施形態の変形例１の医療機器用気密端子２０Ａについて図６を参照して説明する。図６は、本変形例の医療機器用気密端子２０Ａの構成を示す半断面図である。
図６に示すように、本変形例の医療機器用気密端子２０Ａは、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の直線距離よりも長い点において、上述の医療機器用気密端子２０と構成が異なっている。
【００４９】
医療機器用気密端子２０Ａは、外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向に沿った長さが上述の絶縁部材２４よりも長い絶縁部材２４Ａを有する。絶縁部材２４Ａは、外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向の両端から内部へそれぞれ挿入された第一絶縁部材２４Ａ１と第二絶縁部材２４Ａ２とが外装本体２５ａの内部で互いに密着固定されて形成されている。
本変形例では、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の沿面距離は、絶縁部材２４Ａの外面に沿って、上述の最短距離ｃ１よりも長い距離ｃ２＋ｃ３、あるいは距離ｃ２＋ｃ４となっている。また、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離は、上述の直線距離ａ１よりも長い距離ａ２にさらに距離ｃ３あるいは距離ｃ４を足した距離となっている。このため、絶縁部材２４Ａを有する本変形例の医療機器用気密端子２０Ａは、上述の医療機器用気密端子２０よりもさらに放電が起こりにくくなっている。
【００５０】
（変形例２）
次に、上述の実施形態の変形例２の医療機器用気密端子２０Ｂについて図７（Ａ）および図７（Ｂ）を参照して説明する。図７は、本変形例の医療機器用気密端子２０Ｂの構成を示す図で、（Ａ）は平面図、（Ｂ）は半断面図である。
図７（Ａ）および図７（Ｂ）に示すように、本変形例の医療機器用気密端子２０Ｂは、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の直線距離よりも長い点において、上述の医療機器用気密端子２０と構成が異なっている。
【００５１】
医療機器用気密端子２０Ｂは、外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向に沿った長さが上述の絶縁部材２４よりも長い絶縁部材２４Ｂを有する。絶縁部材２４Ｂは、上述の絶縁部材２４Ａとは異なり、１部材からなる。外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向に測った絶縁部材２４Ｂの寸法は、外装本体２５ａを中心軸線Ｏ方向に測った寸法よりも大きい。すなわち、絶縁部材２４Ｂは、外装本体２５ａの軸方向の両方向へそれぞれ外装部材２５の内部から突出している。絶縁部材２４Ｂの外周面において、外装部材２５の中心軸線Ｏ方向における両端は、端へ行くに従って縮径するテーパー形状になっている。また、絶縁部材２４Ｂの中心軸線Ｏ方向の両端において、信号用リードピン２１，２２よりも電力用リードピン２３に近い部分は、外周面のテーパー形状とは逆向きのテーパー形状になっている。
【００５２】
本変形例では、絶縁部材２４Ｂに形成されたテーパー形状によって、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の沿面距離は、上述の絶縁部材２４の場合における直線距離ｃ１よりも長い距離ｃ５となっている。また、絶縁部材２４Ｂに形成されたテーパー形状によって、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離は、上述の絶縁部材２４の場合における直線距離ａ１よりも長い距離ａ３＋ａ４となっている。このため、絶縁部材２４Ｂを有する本変形例の医療機器用気密端子２０Ｂは、上述の医療機器用気密端子２０よりもさらに放電が起こりにくくなっている。
【００５３】
また、本変形例では、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との間の沿面距離が、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との間の直線距離よりも長い。このため、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との間の放電が、上述の医療機器用気密端子２０よりもさらに起こりにくくなっている。
【００５４】
以上、本発明の実施形態について図面を参照して詳述したが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲の設計変更等も含まれる。
たとえば、上述の実施形態では、医療機器１の例として、ＩＣＤを例に挙げて説明したが、医療機器１はＩＣＤには限られない。たとえば、心室再同期療法（Cardiac Resynchronization Therapy, CRT）に使用される両室ペーシング機能付き植込み型除細動器（Cardiac Resynchronization Therapy Defibrillator, CRT-D）に対しても同様の医療機器用気密端子２０を設けることができ、上述の実施形態と同様の効果を奏する。
【００５５】
また、上述の実施形態では、医療機器１の例として、心室細動に対して除細動を行う構成を例示したが、これに限られるものではなく、心房細動に対して除細動を行う医療機器１においても同様の効果を奏する。
【００５６】
また、電力用リードピン２３へ高電圧大電流の電気が通電されることによって信号用リードピン２１，２２との間で放電が起こった場合には信号用リードピン２１，２２を通じて検出される電位変化にノイズが生じることとなるが、このノイズを差し引くノイズキャンセル回路を制御回路５に設けることによって、ノイズによる電位変化の検出不良を抑えることができる。
【００５７】
また、上述の実施形態および各変形例では、信号用リードピン２１，２２が２つ設けられている例を示したが、信号用リードピンは、１つであってもよく、また、２つより多くてもよい。図８は、医療機器用気密端子の他の構成例を示す平面図である。たとえば図８に示すように、信号用リードピンを３つ設ける場合には、中心軸線Ｏ方向に見たときに中心軸線Ｏ回りに１２０°置きに信号用リードピンを３つ配置（図８に符号Ｘ１，Ｘ２，およびＸ３で示す。）することにより、各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３の間隔を離し、放電を抑えることができる。
また、図８に示すように、電力用リードピン２３と各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３との間の最短距離は、各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３と外装部材２５との間の最短距離よりも長くなっていてもよい。これにより、外装部材２５の大きさに上限がある場合に、電力用リードピン２３と各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３との間で放電が起こる可能性を低減することができる。なお、この場合においても、各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３は、外装部材２５との間で放電が起こらない程度の間隔を空けて配置されていることが好ましい。
また、電力用リードピン２３は２つ以上設けられていてもよい。
【００５８】
また、本発明において、外装部材２５の形状は特に限定されるものではなく、円筒の内面状の内周面を有する形状以外であっても構わない。この場合、外装部材２５の内部に配置された絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の最短距離よりも長くなるように信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持していることが好ましい。
【符号の説明】
【００５９】
１ 医療機器
３ 筐体
４ 電池（電源）
５ 制御回路
６ 電位検出部
９ 第一出力部
１０ 第二出力部
１２ 切替手段
１３ コネクタユニット
２０、２０Ａ、２０Ｂ 医療機器用気密端子
２１、２２ 信号用リードピン
２３ 電力用リードピン
２４、２４Ａ、２４Ｂ 絶縁部材
２５ 外装部材
２５ａ 外装本体
２５ｂ フランジ部
３０ ペーシングリード（リード）
４３ 除細動リード（リード）
ａ１、ｂ１、ｃ１ 最短距離
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療機器用気密端子およびこれを備える医療機器に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来、体内に留置されて疾病の治療や予防に使用される様々な医療機器が知られている。このような医療機器の例として、生体組織に電気信号や電気刺激を与えることで検査や治療等を行うものがある。当該電気信号や電気刺激は、医療機器本体内に設けられた信号発生部で発せられ、体内に留置された電極等にリード（導線）等を介して送られる。信号発生部とリードとの間には、本体の内外の気密あるいは水密を維持しつつ当該電気信号や電気刺激を中継する目的で、気密端子が配置されることが多い。
【０００３】
医療機器に使用される気密端子の例として、特許文献１には、絶縁体を貫通するグラウンドピンと、絶縁体を貫通する複数のリードピン（リード線）とを有するマルチピン（多極）タイプの医療機器用気密端子（フィードスルー）が記載されている。特許文献１に記載の医療機器用気密端子において、グラウンドピンは、グラウンドピンおよびリードピンが内部に配置された金属製の外装部材（フェルール）に直接ロウ付けされている。この医療機器用気密端子によれば、医療装置内の重要な電気信号を、電磁妨害波から回避することができるという。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】特開２００５−４０５８５号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、特許文献１に記載の医療機器用気密端子に設けられた複数のリードピンの１つに高電圧且つ大電流の電力を供給すると、高電圧且つ大電流の電力が供給されたリードピンと他のリードピンとの間、あるいは高電圧且つ大電流の電力が供給されたリードピンと外装部材との間で放電（スパーク）が起こるおそれがある。
【０００６】
本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、その目的は複数のリードピン間、あるいはリードピンと外装部材との間における放電が起こりにくい医療機器用気密端子および医療機器を提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
上記課題を解決するために、この発明は以下の手段を提案している。
本発明の医療機器用気密端子は、電気信号を中継する少なくとも１つの信号用リードピンと、前記電気信号よりも高電圧且つ大電流な電力を中継する少なくとも１つの電力用リードピンと、前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持する絶縁部材と、前記絶縁部材が内部に収容され前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンと絶縁された導体からなる外装部材と、を備え、前記絶縁部材は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の最短距離が、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の最短距離よりも長くなるように前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持していることを特徴とする医療機器用気密端子である。
【０００８】
また、前記外装部材は、円筒の内面状の内周面が形成された外装本体を有し、前記電力用リードピンは、前記外装本体の中心軸と同軸上に中心軸を有する略円柱状に形成されていることが好ましい。
【０００９】
また、前記信号用リードピン、前記電力用リードピン、および前記外装部材は、生体適合性を有する金属材料からなることが好ましい。
【００１０】
また、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことが好ましい。
【００１１】
また、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことが好ましい。
【００１２】
本発明の医療機器は、体内に配置され、リードを通じて体内組織に対して電気的刺激を与える植込み型の医療機器であって、体内に配置され、前記電気的刺激を与えるための駆動波形を生成する制御回路、および前記制御回路を駆動するための電源が設けられた中空の筐体と、前記筐体に固定され、前記リードを接続可能なコネクタユニットと、前記筐体内の前記制御回路と前記コネクタユニットとを前記筐体内の気密を維持して接続する本発明の医療機器用気密端子と、を備える医療機器である。
【００１３】
また、前記制御回路は、前記体内組織が発する電位を検出する電位検出部と、前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電気信号の制御波形を生成して出力する第一出力部と、前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電力を出力する第二出力部と、を有し、前記電位検出部および前記第一出力部は前記信号用リードピンに電気的に接続され、前記第二出力部は前記電力用リードピンに電気的に接続されていることが好ましい。
【００１４】
また、前記医療機器は、ペーシング機能を有する植込み型除細動器であってもよい。
【発明の効果】
【００１５】
本発明の医療機器用気密端子および医療機器によれば、複数のリードピン間、あるいはリードピンとフェルールとの間における放電が起こりにくい医療機器用気密端子および医療機器を提供することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】本発明の一実施形態の医療機器用気密端子を備える医療機器の構成を示す斜視図である。
【図２】同医療機器の概略構成を示すブロック図である。
【図３】同医療機器の一部の構成を示す斜視図である。
【図４】同医療機器用気密端子を示す平面図である。
【図５】同医療機器用気密端子を示す半断面図である。
【図６】同医療機器用気密端子の変形例の構成を示す半断面図である。
【図７】同医療機器用気密端子の他の変形例の構成を示す図で、（Ａ）は半断面図、（Ｂ）は平面図である。
【図８】同医療機器用気密端子の他の構成例を示す平面図である。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
本発明の一実施形態の医療機器用気密端子２０およびこれを備える医療機器１について説明する。図１は、本実施形態の医療機器用気密端子２０を備える医療機器１の構成を示す斜視図である
医療機器１は、ペーシング機能を有する植込み型除細動器（Implantable Cardioverter Defibrillator, ICD）である。
図１に示すように、医療機器１は、ペーシングおよび除細動のための電気エネルギーを発生する本体２と、本体２に固定されたコネクタユニット１３と、心臓１００に取り付けられるペーシングリード３０および除細動電極４０とを備えている。
【００１８】
本体２は、中空に形成された筐体３を有し、筐体３の内部には、電源としての電池４、および体内の組織に電気的刺激を与えるための駆動波形を生成する制御回路５が設けられている。
筐体３は、生体適合性が高い材料によって形成されている。具体的には、筐体３の材料としては、チタンやタンタル、ステンレス鋼、あるいはこれらの合金を挙げることができる。また、本実施形態では、筐体３は導体からなり、医療機器１の制御回路５のグラウンド電位と同電位となるように制御回路５と電気的に接続されている。
【００１９】
図２は、医療機器１の概略構成を示すブロック図である。
図１および図２に示すように、筐体３の内部に設けられた制御回路５は、電位検出部６、判定回路７、出力部８、および切替手段１２を備える。
電位検出部６は、ペーシングリード３０の先端に設けられた電位センサー３３と電気的に接続されており、電位センサー３３によって検出された電位の変化が入力されるようになっている。また、電位検出部６は、電位センサー３３によって検出された電位の変化を心電図として記憶するようになっている。なお、電位検出部６は、体外に設けられたモニター装置５０との間で無線通信を行って心電図を出力するようになっていてもよい。
【００２０】
判定回路７は、電位検出部６に入力された心電図を参照し、心臓１００が正常な拍動を保っているか否かを判定するものである。判定回路７は、電位検出部６において一定時間以上電位変化が検出されなかった場合には心臓１００の拍動が停止していると判定し、心臓１００自身のペースメーカー（洞房結節）による正常な活動電位とは異なる電位変化が検出された場合には心室細動が生じていると判定する。判定回路７は、心臓１００の拍動が停止している場合には出力部８へペーシング開始信号を出力し、心室細動が生じていると判定した場合には出力部８へ除細動開始信号を出力するようになっている。
【００２１】
出力部８は、ペーシングのための電気信号の制御波形を生成して電気信号を出力するための第一出力部９と、除細動のための電力を出力するための第二出力部１０とを備える。出力部８は、第一出力部９と第二出力部１０との動作を排他制御により切り替えて駆動するようになっている。
第一出力部９は、判定回路７から出力されたペーシング開始信号を受け付け、ペーシング信号を出力する。ペーシング信号は、外部からの信号によって心臓１００を拍動させるために電圧、電流、および周期が予め設定された電気信号である。
【００２２】
第二出力部１０は、電気エネルギーを蓄えるコンデンサ１１を有している。第二出力部１０は、判定回路７から出力された除細動開始信号を受け付けてコンデンサ１１に電力を蓄え、満充電になった後に高電圧大電流の電力を出力するようになっている。コンデンサ１１から出力される電圧は、除細動を行うために必要な電圧に調整されている。本実施形態では、コンデンサ１１から出力される電圧が数百ボルト程度になるように設定されている。また、第二出力部１０は、電位検出部６が検出した電位変化を参照して、電力の出力タイミングを心室の拍動と同期させるようになっている。
【００２３】
切替手段１２は、第二出力部１０が電力を出力するときに、後述する各信号用リードピン２１，２２と筐体３とを導通させ、各信号用リードピン２１，２２を接地させるための手段である。切替手段１２は、第二出力部１０によって駆動されるようになっている。
【００２４】
図３は、医療機器１の一部の構成を分解して示す斜視図である。図４は、医療機器用気密端子２０を示す平面図である。図５は、医療機器用気密端子２０を示す半断面図である。
図１および図３に示すように、筐体３には、コネクタユニット１３に向けられた面に貫通孔３ａが形成されており、貫通孔３ａは、医療機器用気密端子２０によって塞がれている。
【００２５】
医療機器用気密端子２０は、筐体３内の制御回路５とコネクタユニット１３とを電気的に接続するための端子である。
図４および図５に示すように、医療機器用気密端子２０は、２つの信号用リードピン２１，２２と、１つの電力用リードピン２３と、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持する絶縁部材２４と、絶縁部材２４が内部に収容された外装部材２５とを備える。
【００２６】
２つの信号用リードピン２１，２２は、それぞれ円柱状に形成されており、一端２１ａ，２２ａが筐体３の内部に配置され、他端２１ｂ，２２Ｂが筐体３の外部でコネクタユニット１３の内部に配置されている。２つの信号用リードピン２１，２２のうちの一方は、筐体３内の制御回路５からコネクタユニット１３へペーシング信号を中継するためのものである。２つの信号用リードピン２１，２２のうちの他方は、後述するペーシングリード３０の電位センサー３３からの信号をコネクタユニット１３から制御回路５へ中継するためのものである。
図３に示すように、２つの信号用リードピン２１，２２は、それらの一端２１ａ，２２ａが制御回路５の電位検出部６と第一出力部９とにそれぞれ配線によって接続されている。各信号用リードピン２１，２２と配線との接続方法としては、たとえば半田付けや溶接などを採用することができる。
【００２７】
図３ないし図５に示すように、電力用リードピン２３は、円柱状に形成されており、一端２３ａが筐体３の内部に配置され、他端２３ｂが筐体３の外部でコネクタユニット１３の内部に配置されている。電力用リードピン２３は、筐体３内の制御回路５からコネクタユニット１３へと、コンデンサ１１からの上記電力を中継するためのものであり、一端が制御回路５の第二出力部１０に配線によって接続されている。
【００２８】
各信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３の材質は、生体適合性を有する材質であることが好ましい。たとえば、各信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３の材料として、チタンやタンタル、白金、あるいはステンレス鋼などを採用することができる。
【００２９】
図３および図４に示すように、絶縁部材２４は、円柱形状の外形形状を有し、中心軸線Ｏと同軸をなす第一貫通孔２４ａと、第一貫通孔２４ａと平行に設けられた２つの第二貫通孔２４ｂ，２４ｃとが形成されている。絶縁部材２４は、絶縁性を有する材料によって形成されている。たとえば、絶縁部材２４の材料として樹脂やガラス、あるいはセラミックスなどを採用することができる。
第一貫通孔２４ａには、電力用リードピン２３が挿通されている。第一貫通孔２４ａに挿通された電力用リードピン２３は、その両端がともに突出された状態で絶縁部材２４に固定されている。
各第二貫通孔２４ｂ，２４ｃは、第一貫通孔２４ａを間に挟むように互いに離間して設けられている。各第二貫通孔２４ｂ，２４ｃには、２つの信号用リードピン２１，２２がそれぞれ挿通されている。第二貫通孔２４ｂ，２４ｃに挿通された信号用リードピン２１，２２は、その両端がともに突出された状態で絶縁部材２４に固定されている。
【００３０】
外装部材２５は、円筒の内面状の内周面が形成された外装本体２５ａと、外装本体２５ａの径方向外側へ向かって広がるフランジ部２５ｂとを有する。外装部材２５の材質としては、生体適合性を有する金属材料を採用することができる。このような金属材料としては、筐体３の材料と同様に、たとえばチタンやタンタル、白金などの金属や、Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖやコバール、ステンレス鋼などの合金を採用することができる。
【００３１】
外装本体２５ａの内周面は、絶縁部材２４の外周面と密着している。これにより、外装本体２５ａと絶縁部材２４との間は気密および水密が確保されている。外装部材２５と絶縁部材２４とは、圧入や接着などの方法によって固定されている。また、詳細は後述するが、外装本体２５ａの内周面と、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３とは、絶縁部材２４によって絶縁された位置関係になっている。
本実施形態では、外装本体２５ａの外周面は円柱面状である。本実施形態では、筐体３に形成された貫通孔３ａは、外装本体２５ａが通過可能であり、かつフランジ部２５ｂが通過不能である大きさの円形の開口となるように、外装部材２５の形状に合わせて形成されている。
【００３２】
フランジ部２５ｂは、筐体３の貫通孔３ａの開口の周縁に接触可能であり、筐体３と溶接等により固定されている。本実施形態では、外装部材２５は筐体３の外側から貫通孔３ａに差し込まれており、フランジ部２５ｂは、筐体３の外表面に接している。
【００３３】
次に、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と、外装部材２５との位置関係について説明する。
図４および図５に示すように、外装部材２５内に設けられた絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離ａ１が最大となるように、電力用リードピン２３を保持している。本実施形態では、外装本体２５ａの内周面が円筒の内面状であるので、電力用リードピン２３は外装本体２５ａの中心軸線Ｏと同軸に配置されている。
【００３４】
また、絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離ａ１が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の最短距離（たとえば図４、図５に示す最短距離ｃ１）よりも長くなるように、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持している。
本実施形態では、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｂ１は、外装部材２５と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｃ１と等しい。また、図５に示すように、本実施形態では、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離ａ１、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｂ１、および外装部材２５と信号用リードピン２１，２２との最短距離ｃ１は、それぞれ絶縁部材２４の外面に沿って測った沿面距離と等しい。
【００３５】
図１および図３に示すように、コネクタユニット１３は、各信号用リードピン２１，２２の他端にそれぞれ接続され、ペーシングリード３０に形成された後述する２極プラグ３１を受入れる信号用アダプタ１４と、電力用リードピン２３の他端に接続され、除細動用リードに形成された後述するプラグを受入れる電力用アダプタ１５とを、カバー１６内に有する。
【００３６】
なお、本実施形態の医療機器１は、出力部８、医療機器用気密端子２０、信号用アダプタ１４および電力用アダプタ１５からなる出力系統を２系統有している（図１参照）。各出力系統は互いに独立して動作することができるようになっている。本明細書では片方の出力系統のみについて説明するが、他方の出力系統についてもその構成、作用、および効果は同様である。
【００３７】
図１に示すように、ペーシングリード３０は、信号用アダプタ１４に差し込み接続可能な２極プラグ３１と、２極プラグ３１のそれぞれの端子に一端が固定された２本の導線が絶縁皮膜で覆われた被覆線３２と、被覆線３２の他端に固定された電位センサー３３およびペーシング電極３４とを有する。
本実施形態では、２極プラグ３１が信号用アダプタ１４に接続されたときには、電位センサー３３は電位検出部６に電気的に接続され、ペーシング電極３４は制御回路５の第一出力部９に電気的に接続されるようになっている（図２参照）。
【００３８】
除細動電極４０は、同一の構造を有する第一電極４１および第二電極４２と、第一電極４１と第二電極４２とにそれぞれ接続された導線を有する除細動リード４３とを備える。
図１に示すように、第一電極４１は、右室側の心嚢膜上に設置され、第二電極４２は、第一電極４１と心臓１００を挟んで対向する（図１参照。）ように、左室側の心嚢膜上に設置される。
【００３９】
除細動リード４３は、第一電極４１および第二電極４２に接続された導線が絶縁性の被覆材によって被覆された被覆線４４と、第一電極４１および第二電極４２が接続された側の端と反対側の端において導線に接続され電力用アダプタ１５に差し込み接続可能な単極プラグ４５を有している。除細動リード４３の単極プラグ４５が電力用アダプタ１５に接続されたときには、第一電極４１および第二電極４２は、制御回路５の第二出力部１０に電気的に接続されるようになっている。
【００４０】
除細動リード４３は、電気的な絶縁を保って本体２から第一電極４１および第二電極４２に電気エネルギーを伝達できるものであれば、その構成は特に限定されない。
【００４１】
以上に説明した構成の医療機器用気密端子２０および医療機器１の作用について説明する。
医療機器１の使用時には、図１に示すように、第一電極４１、第二電極４２、ペーシング電極３４、および電位センサー３３は患者の心臓１００に取り付けられ、本体２は患者の胸部、上腹部、あるいは腋下などの皮下に取り付けられる。
【００４２】
医療機器１の動作時には、制御回路５の電位検出部６（図２参照）は、電位センサー３３からの電位変化の信号を受け付けて記憶する。また、制御回路５の判定回路７は、患者の心臓１００において頻脈あるいは徐脈などの異常が生じた場合にこれらの異常を判定する。さらに、判定回路７による判定に基づいて、第一出力部９はペーシング信号をペーシング電極３４へ出力する。
また、患者の心臓１００において心室細動が生じた場合には、心室細動が生じていることを判定回路７が判定し、判定回路７による判定に基づいて、第二出力部１０がコンデンサ１１に電力を供給する。さらに、第二出力部１０は、コンデンサ１１が満充電となった後、切替手段１２によって信号用リードピン２１，２２を接地し、コンデンサ１１からの電力を、電力用リードピン２３を通じて第一電極４１および第二電極４２へ出力する。
【００４３】
図４および図５に示すように、電力用リードピン２３は、外装本体２５ａの中心軸線Ｏと同軸に配置されている。このため、電力用リードピン２３と外装本体２５ａの内周面との沿面距離（最短距離ａ１）は、外装本体２５ａの内部に電力用リードピン２３を配置した場合に内周面からの沿面距離（最短距離ａ１）が最大となる配置になっている。その結果、電力用リードピン２３と外装本体２５ａとの位置関係は、電力用リードピン２３と外装本体２５ａとの間において、最も放電が起こりにくい位置関係となっている。
【００４４】
一方、信号用リードピン２１，２２と外装本体２５ａの内周面との沿面距離（最短距離ｂ１）は、電力用リードピン２３と外装本体２５ａとの間の沿面距離（最短距離ａ１）よりは短いが、信号用リードピン２１，２２を通じて供給されるペーシング信号によっては外装本体２５ａとの間で放電が起こらない距離になっている。
また、信号用リードピン２１，２２と電力用リードピン２３との間の沿面距離（最短距離ｃ１）は、信号用リードピン２１，２２と外装本体２５ａとの間の沿面距離（最短距離ｂ１）と同等の距離となっている。このため、信号用リードピン２１，２２から電力用リードピン２３への放電は起こらない。
【００４５】
また、切替手段１２によって信号用リードピン２１，２２をグラウンドに接地し、その後電力用リードピン２３に電力を出力するので、万が一信号用リードピン２１，２２と電力用リードピン２３との間で放電が起こっても、電位センサー３３や制御回路５に高電圧が印加される可能性を抑えることができる。
【００４６】
以上説明したように、本実施形態の医療機器用気密端子２０および医療機器１によれば、外装部材２５の内部において外装部材２５との最短距離が最も長くなる位置に電力用リードピン２３が配置されているので、外装部材２５と電力用リードピン２３との間で放電が起こりにくい。
【００４７】
さらに、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２のうち、より高電圧且つ大電流の電力を供給するための電力用リードピン２３が、外装部材２５との最短距離が最も長くなる位置に配置されているので、高電圧や大電流の導通であっても放電が起こりにくい状態を保持しつつ、医療機器用気密端子２０をより小型にすることができる。
【００４８】
（変形例１）
次に、上述の実施形態の変形例１の医療機器用気密端子２０Ａについて図６を参照して説明する。図６は、本変形例の医療機器用気密端子２０Ａの構成を示す半断面図である。
図６に示すように、本変形例の医療機器用気密端子２０Ａは、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の直線距離よりも長い点において、上述の医療機器用気密端子２０と構成が異なっている。
【００４９】
医療機器用気密端子２０Ａは、外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向に沿った長さが上述の絶縁部材２４よりも長い絶縁部材２４Ａを有する。絶縁部材２４Ａは、外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向の両端から内部へそれぞれ挿入された第一絶縁部材２４Ａ１と第二絶縁部材２４Ａ２とが外装本体２５ａの内部で互いに密着固定されて形成されている。
本変形例では、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の沿面距離は、絶縁部材２４Ａの外面に沿って、上述の最短距離ｃ１よりも長い距離ｃ２＋ｃ３、あるいは距離ｃ２＋ｃ４となっている。また、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離は、上述の直線距離ａ１よりも長い距離ａ２にさらに距離ｃ３あるいは距離ｃ４を足した距離となっている。このため、絶縁部材２４Ａを有する本変形例の医療機器用気密端子２０Ａは、上述の医療機器用気密端子２０よりもさらに放電が起こりにくくなっている。
【００５０】
（変形例２）
次に、上述の実施形態の変形例２の医療機器用気密端子２０Ｂについて図７（Ａ）および図７（Ｂ）を参照して説明する。図７は、本変形例の医療機器用気密端子２０Ｂの構成を示す図で、（Ａ）は平面図、（Ｂ）は半断面図である。
図７（Ａ）および図７（Ｂ）に示すように、本変形例の医療機器用気密端子２０Ｂは、信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の直線距離よりも長い点において、上述の医療機器用気密端子２０と構成が異なっている。
【００５１】
医療機器用気密端子２０Ｂは、外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向に沿った長さが上述の絶縁部材２４よりも長い絶縁部材２４Ｂを有する。絶縁部材２４Ｂは、上述の絶縁部材２４Ａとは異なり、１部材からなる。外装本体２５ａの中心軸線Ｏ方向に測った絶縁部材２４Ｂの寸法は、外装本体２５ａを中心軸線Ｏ方向に測った寸法よりも大きい。すなわち、絶縁部材２４Ｂは、外装本体２５ａの軸方向の両方向へそれぞれ外装部材２５の内部から突出している。絶縁部材２４Ｂの外周面において、外装部材２５の中心軸線Ｏ方向における両端は、端へ行くに従って縮径するテーパー形状になっている。また、絶縁部材２４Ｂの中心軸線Ｏ方向の両端において、信号用リードピン２１，２２よりも電力用リードピン２３に近い部分は、外周面のテーパー形状とは逆向きのテーパー形状になっている。
【００５２】
本変形例では、絶縁部材２４Ｂに形成されたテーパー形状によって、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の沿面距離は、上述の絶縁部材２４の場合における直線距離ｃ１よりも長い距離ｃ５となっている。また、絶縁部材２４Ｂに形成されたテーパー形状によって、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の沿面距離は、上述の絶縁部材２４の場合における直線距離ａ１よりも長い距離ａ３＋ａ４となっている。このため、絶縁部材２４Ｂを有する本変形例の医療機器用気密端子２０Ｂは、上述の医療機器用気密端子２０よりもさらに放電が起こりにくくなっている。
【００５３】
また、本変形例では、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との間の沿面距離が、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との間の直線距離よりも長い。このため、電力用リードピン２３と信号用リードピン２１，２２との間の放電が、上述の医療機器用気密端子２０よりもさらに起こりにくくなっている。
【００５４】
以上、本発明の実施形態について図面を参照して詳述したが、具体的な構成はこの実施形態に限られるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲の設計変更等も含まれる。
たとえば、上述の実施形態では、医療機器１の例として、ＩＣＤを例に挙げて説明したが、医療機器１はＩＣＤには限られない。たとえば、心室再同期療法（Cardiac Resynchronization Therapy, CRT）に使用される両室ペーシング機能付き植込み型除細動器（Cardiac Resynchronization Therapy Defibrillator, CRT-D）に対しても同様の医療機器用気密端子２０を設けることができ、上述の実施形態と同様の効果を奏する。
【００５５】
また、上述の実施形態では、医療機器１の例として、心室細動に対して除細動を行う構成を例示したが、これに限られるものではなく、心房細動に対して除細動を行う医療機器１においても同様の効果を奏する。
【００５６】
また、電力用リードピン２３へ高電圧大電流の電気が通電されることによって信号用リードピン２１，２２との間で放電が起こった場合には信号用リードピン２１，２２を通じて検出される電位変化にノイズが生じることとなるが、このノイズを差し引くノイズキャンセル回路を制御回路５に設けることによって、ノイズによる電位変化の検出不良を抑えることができる。
【００５７】
また、上述の実施形態および各変形例では、信号用リードピン２１，２２が２つ設けられている例を示したが、信号用リードピンは、１つであってもよく、また、２つより多くてもよい。図８は、医療機器用気密端子の他の構成例を示す平面図である。たとえば図８に示すように、信号用リードピンを３つ設ける場合には、中心軸線Ｏ方向に見たときに中心軸線Ｏ回りに１２０°置きに信号用リードピンを３つ配置（図８に符号Ｘ１，Ｘ２，およびＸ３で示す。）することにより、各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３の間隔を離し、放電を抑えることができる。
また、図８に示すように、電力用リードピン２３と各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３との間の最短距離は、各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３と外装部材２５との間の最短距離よりも長くなっていてもよい。これにより、外装部材２５の大きさに上限がある場合に、電力用リードピン２３と各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３との間で放電が起こる可能性を低減することができる。なお、この場合においても、各信号用リードピンＸ１，Ｘ２，Ｘ３は、外装部材２５との間で放電が起こらない程度の間隔を空けて配置されていることが好ましい。
また、電力用リードピン２３は２つ以上設けられていてもよい。
【００５８】
また、本発明において、外装部材２５の形状は特に限定されるものではなく、円筒の内面状の内周面を有する形状以外であっても構わない。この場合、外装部材２５の内部に配置された絶縁部材２４は、電力用リードピン２３と外装部材２５との間の最短距離が、信号用リードピン２１，２２と外装部材２５との間の最短距離よりも長くなるように信号用リードピン２１，２２および電力用リードピン２３を保持していることが好ましい。
【符号の説明】
【００５９】
１ 医療機器
３ 筐体
４ 電池（電源）
５ 制御回路
６ 電位検出部
９ 第一出力部
１０ 第二出力部
１２ 切替手段
１３ コネクタユニット
２０、２０Ａ、２０Ｂ 医療機器用気密端子
２１、２２ 信号用リードピン
２３ 電力用リードピン
２４、２４Ａ、２４Ｂ 絶縁部材
２５ 外装部材
２５ａ 外装本体
２５ｂ フランジ部
３０ ペーシングリード（リード）
４３ 除細動リード（リード）
ａ１、ｂ１、ｃ１ 最短距離
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電気信号を中継する少なくとも１つの信号用リードピンと、
前記電気信号よりも高電圧且つ大電流な電力を中継する少なくとも１つの電力用リードピンと、
前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持する絶縁部材と、
前記絶縁部材が内部に収容され前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンと絶縁された導体からなる外装部材と、
を備え、
前記絶縁部材は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の最短距離が、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の最短距離よりも長くなるように前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持していることを特徴とする医療機器用気密端子。
【請求項２】
前記外装部材は、円筒の内面状の内周面が形成された外装本体を有し、
前記電力用リードピンは、前記外装本体の中心軸と同軸上に中心軸を有する略円柱状に形成されている
ことを特徴とする請求項１に記載の医療機器用気密端子。
【請求項３】
前記信号用リードピン、前記電力用リードピン、および前記外装部材は、生体適合性を有する金属材料からなることを特徴とする請求項１または２に記載の医療機器用気密端子。
【請求項４】
前記信号用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の医療機器用気密端子。
【請求項５】
前記電力用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の医療機器用気密端子。
【請求項６】
体内に配置され、リードを通じて体内組織に対して電気的刺激を与える植込み型の医療機器であって、
体内に配置され、前記電気的刺激を与えるための駆動波形を生成する制御回路、および前記制御回路を駆動するための電源が設けられた中空の筐体と、
前記筐体に固定され、前記リードを接続可能なコネクタユニットと、
前記筐体内の前記制御回路と前記コネクタユニットとを前記筐体内の気密を維持して接続する請求項１から５のいずれか一項に記載の医療機器用気密端子と、
を備える医療機器。
【請求項７】
前記制御回路は、
前記体内組織が発する電位を検出する電位検出部と、
前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電気信号の制御波形を生成して出力する第一出力部と、
前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電力を出力する第二出力部と、
を有し、
前記電位検出部および前記第一出力部は前記信号用リードピンに電気的に接続され、
前記第二出力部は前記電力用リードピンに電気的に接続されている
ことを特徴とする請求項６に記載の医療機器。
【請求項８】
前記医療機器は、ペーシング機能を有する植込み型除細動器であることを特徴とする請求項６または７に記載の医療機器。
【請求項１】
電気信号を中継する少なくとも１つの信号用リードピンと、
前記電気信号よりも高電圧且つ大電流な電力を中継する少なくとも１つの電力用リードピンと、
前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持する絶縁部材と、
前記絶縁部材が内部に収容され前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンと絶縁された導体からなる外装部材と、
を備え、
前記絶縁部材は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の最短距離が、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の最短距離よりも長くなるように前記信号用リードピンおよび前記電力用リードピンを保持していることを特徴とする医療機器用気密端子。
【請求項２】
前記外装部材は、円筒の内面状の内周面が形成された外装本体を有し、
前記電力用リードピンは、前記外装本体の中心軸と同軸上に中心軸を有する略円柱状に形成されている
ことを特徴とする請求項１に記載の医療機器用気密端子。
【請求項３】
前記信号用リードピン、前記電力用リードピン、および前記外装部材は、生体適合性を有する金属材料からなることを特徴とする請求項１または２に記載の医療機器用気密端子。
【請求項４】
前記信号用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記信号用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の医療機器用気密端子。
【請求項５】
前記電力用リードピンと前記外装部材との間の沿面距離は、前記電力用リードピンと前記外装部材との間の直線距離よりも長いことを特徴とする請求項１から３のいずれか一項に記載の医療機器用気密端子。
【請求項６】
体内に配置され、リードを通じて体内組織に対して電気的刺激を与える植込み型の医療機器であって、
体内に配置され、前記電気的刺激を与えるための駆動波形を生成する制御回路、および前記制御回路を駆動するための電源が設けられた中空の筐体と、
前記筐体に固定され、前記リードを接続可能なコネクタユニットと、
前記筐体内の前記制御回路と前記コネクタユニットとを前記筐体内の気密を維持して接続する請求項１から５のいずれか一項に記載の医療機器用気密端子と、
を備える医療機器。
【請求項７】
前記制御回路は、
前記体内組織が発する電位を検出する電位検出部と、
前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電気信号の制御波形を生成して出力する第一出力部と、
前記電位検出部が検出した電位に基づいて前記電力を出力する第二出力部と、
を有し、
前記電位検出部および前記第一出力部は前記信号用リードピンに電気的に接続され、
前記第二出力部は前記電力用リードピンに電気的に接続されている
ことを特徴とする請求項６に記載の医療機器。
【請求項８】
前記医療機器は、ペーシング機能を有する植込み型除細動器であることを特徴とする請求項６または７に記載の医療機器。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【公開番号】特開２０１２−９０７３２（Ｐ２０１２−９０７３２Ａ）
【公開日】平成２４年５月１７日（２０１２．５．１７）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１０−２３９９３１（Ｐ２０１０−２３９９３１）
【出願日】平成２２年１０月２６日（２０１０．１０．２６）
【出願人】（００００００３７６）オリンパス株式会社 (11,466)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年５月１７日（２０１２．５．１７）
【国際特許分類】
【出願日】平成２２年１０月２６日（２０１０．１０．２６）
【出願人】（００００００３７６）オリンパス株式会社 (11,466)
【Ｆターム（参考）】
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