JP3341309B2 - Endoscope probe for MRI - Google Patents
Endoscope probe for MRIInfo
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Description
【０００１】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
からの核磁気共鳴信号を測定し、核の密度分布や緩和時
間分布等を映像化する核磁気共鳴撮影装置(以下、ＭＲ
Ｉ装置と呼ぶ）、及びそれに用いるＭＲＩ用プローブの
うち、特に、生体内に挿入若しくは侵入可能なＭＲＩ装
置及びＭＲＩ用内視鏡プローブに関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to a nuclear magnetic resonance imaging apparatus (hereinafter, referred to as a nuclear magnetic resonance imaging apparatus) which measures nuclear magnetic resonance signals from hydrogen, phosphorus and the like in a subject and visualizes a nuclear density distribution and a relaxation time distribution. MR
In particular, the present invention relates to an MRI device and an MRI endoscope probe which can be inserted or penetrated into a living body among MRI probes used therefor.
【０００２】[0002]
【従来の技術】核磁気共鳴撮影装置では、静磁場と直交
する方向に高周波磁場を送受信して核磁気共鳴信号を得
る。従来、被検体（例えば、人）の関心部位を取り巻く
各種の頭部用コイルや腹部用コイル，心臓等の動きの影
響を受けにくい表面コイル（ループアンテナ）等を用い
被検体の検査，撮像が行われてきた。しかし、さらに高
感度，高空間分解能で画像化することが重要なテーマと
なっている。2. Description of the Related Art A nuclear magnetic resonance imaging apparatus transmits and receives a high-frequency magnetic field in a direction orthogonal to a static magnetic field to obtain a nuclear magnetic resonance signal. Conventionally, inspection and imaging of an object using various types of head coils and abdominal coils surrounding a site of interest of the object (for example, a person), a surface coil (loop antenna) that is not easily affected by movement of the heart, and the like. Has been done. However, imaging with higher sensitivity and higher spatial resolution is an important theme.
【０００３】高感度，高空間分解能化を実現する方法と
して体内挿入用小型プローブを用いたＭＲＩ内視鏡があ
る。一般に、ＭＲＩ内視鏡では生体の胃や食道，腸，血
管などを撮影する。従来例として、小型のループアンテ
ナを用いた直腸用ＭＲＩ内視鏡（特開平２−277440 号
公報）がある。As a method for realizing high sensitivity and high spatial resolution, there is an MRI endoscope using a small probe for insertion into the body. In general, an MRI endoscope images the stomach, esophagus, intestines, blood vessels, and the like of a living body. As a conventional example, there is an MRI endoscope for rectum using a small loop antenna (Japanese Patent Laid-Open No. 2-277440).
【０００４】図１のように内視鏡プローブとしてループ
アンテナを用いる場合、ループアンテナはループ１１の
面と垂直方向の高周波磁場を受信する。即ち、プローブ
はループ１１の面の上下の生体部分１３で感度を有す
る。なおＭＲＩでは、静磁場方向と直交した面内の高周
波磁場を受信するので、ループ１１の面の法線が、静磁
場方向１２と直交するようにループアンテナを配置す
る。When a loop antenna is used as an endoscope probe as shown in FIG. 1, the loop antenna receives a high-frequency magnetic field perpendicular to the plane of the loop 11. That is, the probe has sensitivity in the living body parts 13 above and below the plane of the loop 11. In MRI, since a high-frequency magnetic field in a plane orthogonal to the static magnetic field direction is received, the loop antenna is arranged so that the normal to the surface of the loop 11 is orthogonal to the static magnetic field direction 12.
【０００５】一方、通信の分野における高周波電磁場の
送受信には、ループアンテナ以外にダイポールアンテナ
が広く用いられている（電子通信学会編：「アンテナ工
学ハンドブック」，オーム社）。またダイポールアンテ
ナの片方のモノポール部分を、バラン構造を有するスリ
ーブとしたスリーブ・アンテナは、その指向性が全方向
性であることを利用して、移動無線用などに用いられて
いる。On the other hand, for transmitting and receiving high-frequency electromagnetic fields in the field of communication, dipole antennas other than loop antennas are widely used (edited by the Institute of Electronics and Communication Engineers: "Antenna Engineering Handbook", Ohmsha). A sleeve antenna in which one monopole portion of a dipole antenna has a sleeve having a balun structure is used for mobile radio and the like by utilizing its omnidirectional directivity.
【０００６】[0006]
【発明が解決しようとする課題】これまで、ＭＲＩ用内
視鏡プローブとしてループアンテナが用いられてきた
が、ループアンテナは導体でループを構成するため小型
化が難しく、血管などへの挿入は困難であった。また、
ループアンテナの小型化のためループ面積を小さくする
と、視野（感度を有する部分）が狭くなるという問題が
あった。また、ダイポールアンテナやスリーブ・アンテ
ナも、通信用に用いられているのみで、直ちにＭＲＩ用
プローブに利用できる状況ではなかった。Until now, a loop antenna has been used as an endoscope probe for MRI. However, since the loop antenna is composed of a conductor and forms a loop, it is difficult to miniaturize the loop antenna and insert it into a blood vessel or the like. Met. Also,
If the loop area is reduced to reduce the size of the loop antenna, there is a problem that the field of view (the part having sensitivity) becomes narrow. In addition, dipole antennas and sleeve antennas are also used only for communication, and cannot be used immediately for MRI probes.
【０００７】本発明の目的は、このような問題を解消す
るため、血管など非常に細い場所への挿入が可能で、か
つ挿入部位で広範囲に撮像可能な小型のＭＲＩ用プロー
ブとそれを用いたＭＲＩ装置を提供することにある。An object of the present invention is to solve such a problem by using a small MRI probe which can be inserted into a very narrow place such as a blood vessel and which can image a wide area at the insertion site and a small MRI probe. An MRI apparatus is provided.
【０００８】[0008]
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は、静磁場発生部と高周波磁場送受信用プロ
ーブとを含むＭＲＩ装置において、静磁場内に置かれた
被検体からの核磁気共鳴信号を計測するプローブとし
て、被検体内部に挿入可能な、一点または複数の点から
給電されたダイポールアンテナを用いる。ダイポールア
ンテナが静磁場の方向とほぼ平行に配置され、ダイポー
ルアンテナのモノポール部分の長さを変え周波数帯域を
選択する。モノポール部分を、メッシュ状金属，導電性
プラスチック、またはベローのように変形可能な導体で
構成する。さらに、ダイポールアンテナの片方のモノポ
ール部分を、バラン構造を有するスリーブとしたスリー
ブ・アンテナを用いる。In order to achieve the above object, the present invention relates to an MRI apparatus including a static magnetic field generating unit and a high frequency magnetic field transmitting / receiving probe. As a probe for measuring a resonance signal, a dipole antenna that can be inserted into a subject and is fed from one or more points is used. A dipole antenna is arranged substantially parallel to the direction of the static magnetic field, and changes the length of the monopole portion of the dipole antenna to select a frequency band. The monopole portion is made of a mesh-shaped metal, a conductive plastic, or a deformable conductor such as a bellows. Further, a sleeve antenna in which one of the monopole portions of the dipole antenna has a sleeve having a balun structure is used.
【０００９】[0009]
【作用】ＭＲＩ用内視鏡プローブとしてダイポールアン
テナまたはダイポールアンテナと等価なスリーブ・アン
テナを用いることにより、小型化が可能となり、血管な
ど、径の小さい管内に挿入可能なプローブが実現でき、
微小領域の撮影が可能となる。あるいはダイポールアン
テナのモノポール部分の長さを調節する手段を設けるこ
とにより、周波数帯域を選ぶことができる。あるいはモ
ノポール部分を変形の容易な導体を用いて形成するの
で、折り曲げ可能となり、ＭＲＩ用内視鏡プローブの直
径を１mm以下で作成することにより、カテーテルのよう
にして、血管など生体内の微小部分に挿入することがで
きる。By using a dipole antenna or a sleeve antenna equivalent to a dipole antenna as an endoscope probe for MRI, it is possible to reduce the size and realize a probe that can be inserted into a small-diameter tube such as a blood vessel.
Imaging of a minute area becomes possible. Alternatively, a frequency band can be selected by providing a means for adjusting the length of the monopole portion of the dipole antenna. Alternatively, since the monopole portion is formed using an easily deformable conductor, it can be bent. By making the diameter of the endoscope probe for MRI to be 1 mm or less, it is possible to form a microscopic body such as a blood vessel such as a blood vessel like a catheter. Can be inserted into the part.
【００１０】また、図２のように、ダイポールアンテナ
１５はその円周方向１６に高周波磁場を作る。従って、
図３のように静磁場方向１２とほぼ平行に挿入したダイ
ポールアンテナ１５に近接する生体部分１４で感度を有
し、血管など生体内の微小部分の撮像をダイポールアン
テナ１５を挿入した広範囲な領域で行なうことが可能と
なる。As shown in FIG. 2, the dipole antenna 15 generates a high-frequency magnetic field in the circumferential direction 16 thereof. Therefore,
As shown in FIG. 3, the sensitivity is obtained in the living body portion 14 close to the dipole antenna 15 inserted almost parallel to the static magnetic field direction 12, and imaging of a minute part in a living body such as a blood vessel is performed in a wide area where the dipole antenna 15 is inserted. It is possible to do.
【００１１】[0011]
【実施例】図４は本発明による第１の実施例であるダイ
ポールアンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示
す。ダイポールアンテナとは、図４に示すように棒状導
体であるモノポール１を２個並べ、その間の部分に給電
するアンテナである。このモノポール１の直径を１mm以
下とし、水分の侵入を防ぐための絶縁皮膜８を装着する
ことにより、ＭＲＩ用内視鏡プローブをカテーテルのよ
うにして、例えば血管など生体内の微小部分７に挿入す
る。このとき、モノポール１の部分を、同軸給電線３の
外部導体３ｂと同様にメッシュ状金属や導電性プラスチ
ック，ベローなどの変形の容易な導体を用いて形成し、
折り曲げることを可能とすることにより、生体７への挿
入が容易になる。FIG. 4 shows an endoscope probe for MRI using a dipole antenna according to a first embodiment of the present invention. The dipole antenna is an antenna that arranges two monopoles 1 that are rod-shaped conductors as shown in FIG. 4 and feeds power to a portion therebetween. By making the diameter of the monopole 1 1 mm or less and attaching an insulating film 8 for preventing the invasion of moisture, the MRI endoscope probe can be used like a catheter on a minute part 7 in a living body such as a blood vessel. insert. At this time, the portion of the monopole 1 is formed using an easily deformable conductor such as a mesh-like metal, conductive plastic, or bellows, similarly to the outer conductor 3b of the coaxial feeder line 3.
By enabling the bending, insertion into the living body 7 is facilitated.
【００１２】一般に、ＭＲＩではプローブの共振周波数
をＮＭＲ共鳴周波数に合わせて使用する。ＮＭＲ共鳴周
波数は核種と静磁場強度によって決まり、代表的な核種
である水素の静磁場強度１.５ テスラでのＮＭＲ共鳴周
波数は約６３ＭＨｚ，静磁場強度４.７ テスラでのＮＭ
Ｒ共鳴周波数は約２００ＭＨｚである。静磁場強度１.
５ テスラのＭＲＩ装置で、半波長ダイポールアンテナ
を用いて、水素を対象に撮影を行うとき、ダイポールア
ンテナの全長は約２.４ｍ(アンテナの材料として一例と
して銅を仮定した）となる。また、静磁場強度４.７ テ
スラでは半波長ダイポールアンテナの全長は約０.７５
ｍ となる。Generally, in MRI, the resonance frequency of the probe is used in accordance with the NMR resonance frequency. The NMR resonance frequency is determined by the nuclide and the static magnetic field strength. A typical nuclide, hydrogen, has an NMR resonance frequency of about 63 MHz at a static magnetic field strength of 1.5 Tesla and NM at a static magnetic field strength of 4.7 Tesla.
The R resonance frequency is about 200 MHz. Static magnetic field strength 1.
When imaging with hydrogen using a half-wave dipole antenna using a 5 Tesla MRI apparatus, the total length of the dipole antenna is about 2.4 m (assuming copper as an example of the antenna material). At a static magnetic field strength of 4.7 Tesla, the total length of the half-wave dipole antenna is about 0.75.
m.
【００１３】必要に応じて図４のようにモノポール１を
数個に分割して、それぞれをスライド可能にすること
で、モノポールの長さを調節することにより、周波数帯
域を撮影する核に固有の共鳴周波数に合わせることがで
きる。また、従来技術と同様に給電部のコンデンサ２を
可変にすることにより周波数の微調整を行うことができ
る。なお、モノポール１の部分を折り返す、あるいは螺
旋状に巻くことにより、よりアンテナ長を短縮させるこ
とができる。If necessary, the monopole 1 is divided into several parts as shown in FIG. 4 and each of them is made slidable. It can be tuned to a unique resonance frequency. Further, the frequency can be finely adjusted by making the capacitor 2 of the power supply unit variable, as in the prior art. The antenna length can be further reduced by folding back or spirally winding the monopole 1.
【００１４】また、一般にＭＲＩ装置では静磁場と直交
する方向に高周波磁場を送受信して核磁気共鳴信号を得
る。図２のように、ダイポールアンテナ１５はその円周
方向１６に高周波磁場を作るので、図３のように静磁場
方向１２と平行にダイポールアンテナ１５を挿入する
と、挿入されている近接する生体部分１４で感度を有す
る。ＭＲＩ分野で公知の技術を用いて位置情報を得るこ
とにより、図５に示すように、ダイポールアンテナ１５
が挿入されている広範囲にわたり、血管内壁２１の微細
構造や、心臓の弁２２など生体内の微小部分を撮像でき
る。In general, an MRI apparatus transmits and receives a high-frequency magnetic field in a direction orthogonal to a static magnetic field to obtain a nuclear magnetic resonance signal. As shown in FIG. 2, since the dipole antenna 15 generates a high-frequency magnetic field in the circumferential direction 16, when the dipole antenna 15 is inserted parallel to the static magnetic field direction 12 as shown in FIG. With sensitivity. By obtaining position information using a technique known in the MRI field, as shown in FIG.
The microstructure of the inner wall 21 of the blood vessel and minute parts in the living body such as the valve 22 of the heart can be imaged over a wide range in which is inserted.
【００１５】図６は、本発明による第２の実施例であ
り、スリーブ・アンテナを利用したＭＲＩ用内視鏡プロ
ーブを示す。一般にスリーブ・アンテナはスリーブ４の
長さを１／４波長にすると、等価的に図７に示すような
ダイポールアンテナ５に置き換えることができる。従っ
て、スリーブ４の長さを調節する手段を設けることによ
り、周波数帯域を選ぶことができる。このＭＲＩ用内視
鏡プローブのスリーブ４の部分を、同軸給電線３の外部
導体３ｂと同様にメッシュ状金属や導電性プラスチッ
ク，ベローなどの変形の容易な導体を用いて形成し、折
り曲げることを可能とし、直径を１mm以下で作成するこ
とにより、カテーテルのようにして、血管など生体内の
微小部分に挿入し、ＭＲＩ分野で公知の技術を用いて生
体を撮像できる。FIG. 6 shows an MRI endoscope probe according to a second embodiment of the present invention, which utilizes a sleeve antenna. Generally, when the length of the sleeve 4 is reduced to 1/4 wavelength, the sleeve antenna can be equivalently replaced with a dipole antenna 5 as shown in FIG. Therefore, by providing a means for adjusting the length of the sleeve 4, the frequency band can be selected. The sleeve 4 of the endoscope probe for MRI is formed by using easily deformable conductors such as mesh-like metal, conductive plastic, and bellows, like the outer conductor 3b of the coaxial feeder line 3, and bent. By making it possible and making the diameter 1 mm or less, it can be inserted into a minute part in a living body such as a blood vessel like a catheter, and the living body can be imaged using a technique known in the MRI field.
【００１６】静磁場強度４.７ テスラでは、図８のＭＲ
Ｉ用内視鏡プローブのモノポール１の長さとスリーブ４
の長さをそれぞれ０.３７５ｍ にすることにより、大腿
静脈からＭＲＩ用内視鏡プローブを挿入し、挿入された
広範囲の領域にわたり、血管内壁２１の微細構造や、心
臓の弁２２など生体内の微小部分を撮像できる。At a static magnetic field strength of 4.7 Tesla, the MR of FIG.
Length and sleeve 4 of monopole 1 of endoscope probe for I
The length of each is 0.375 m 2, so that an MRI endoscope probe is inserted from the femoral vein, and the microstructure of the inner wall 21 of the blood vessel and the in vivo An image of a minute part can be taken.
【００１７】なお、本発明はここに示した例に限らず、
図９のように複数の点から給電されたダイポールアンテ
ナにも適用可能であり、同様に生体内の微小部分に挿入
することができる。The present invention is not limited to the example shown here,
As shown in FIG. 9, the present invention can be applied to a dipole antenna fed from a plurality of points, and can be similarly inserted into a minute part in a living body.
【００１８】[0018]
【発明の効果】本発明によればＭＲＩ用内視鏡プローブ
としてダイポールアンテナを用いることにより、小型か
つ単純な構成で、血管などの微小な場所へ内視鏡を挿入
し、挿入された広範囲の領域で生体を撮像できるＭＲＩ
装置を実現することができる。According to the present invention, by using a dipole antenna as an endoscope probe for MRI, an endoscope can be inserted into a small place such as a blood vessel with a small and simple configuration, and a wide range of the inserted endoscope can be inserted. MRI that can image a living body in an area
The device can be realized.
【図１】ループアンテナを用いる内視鏡プローブの従来
例の説明図。FIG. 1 is an explanatory diagram of a conventional example of an endoscope probe using a loop antenna.
【図２】ダイポールアンテナが作る高周波磁場の方向を
示す説明図。FIG. 2 is an explanatory diagram showing a direction of a high-frequency magnetic field generated by a dipole antenna.
【図３】ダイポールアンテナの軸方向と静磁場方向との
関係、及びダイポールアンテナが感度を有する生体部分
を示す説明図。FIG. 3 is an explanatory diagram showing a relationship between an axial direction of a dipole antenna and a direction of a static magnetic field, and a living body part to which the dipole antenna has sensitivity.
【図４】本発明による第１の実施例であるダイポールア
ンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示す説明図。FIG. 4 is an explanatory view showing an MRI endoscope probe using a dipole antenna according to the first embodiment of the present invention.
【図５】本発明による第１の実施例のＭＲＩ用内視鏡プ
ローブを用いて撮像できる血管内壁と心臓の弁など生体
部分を示す説明図。FIG. 5 is an explanatory view showing a living body part such as an inner wall of a blood vessel and a valve of a heart which can be imaged using the endoscope probe for MRI of the first embodiment according to the present invention.
【図６】本発明による第２の実施例であるスリーブ・ア
ンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示す断面図。FIG. 6 is a sectional view showing an MRI endoscope probe using a sleeve antenna according to a second embodiment of the present invention.
【図７】スリーブ・アンテナの斜視図。FIG. 7 is a perspective view of a sleeve antenna.
【図８】本発明による第２の実施例のＭＲＩ用内視鏡プ
ローブを用いて撮像できる血管内壁と心臓の弁など生体
部分を示す説明図。FIG. 8 is an explanatory diagram showing a living body part such as an inner wall of a blood vessel and a valve of a heart which can be imaged using an MRI endoscope probe according to a second embodiment of the present invention.
【図９】複数の点から給電されるダイポールアンテナを
示す説明図。FIG. 9 is an explanatory diagram showing a dipole antenna fed from a plurality of points.
１…モノポール、２…コンデンサ、３…同軸給電線、３
ａ…同軸給電線の内部導体、３ｂ…同軸給電線の外部導
体。1 monopole, 2 capacitor, 3 coaxial feeder, 3
a: inner conductor of the coaxial feeder; 3b: outer conductor of the coaxial feeder.
フロントページの続き (72)発明者 村上 芳樹 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社 日立製作所 中央研究所内 (72)発明者 松永 良国 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社 日立製作所 中央研究所内 (56)参考文献 実開 昭58−59210（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)Continued on the front page (72) Inventor Yoshiki Murakami 1-280 Higashi-Koikekubo, Kokubunji-shi, Tokyo Inside Hitachi, Ltd. Central Research Laboratory (72) Inventor Ryokoku Matsunaga 1-280 Higashi-Koikekubo, Kokubunji-shi, Tokyo Hitachi, Ltd. Central Research Center In-house (56) References Japanese Utility Model Showa 58-59210 (JP, U) (58) Field surveyed (Int. Cl. 7 , DB name) A61B 5/055 JICST file (JOIS)
Claims (2)
さを変えることにより，周波数帯域を選択することを特
徴とするＭＲＩ用内視鏡プローブ。 1. The length of a monopole portion of a dipole antenna
By selecting different frequency bands,
MRI endoscope probe.
ナの片方のモノポール部分を，バラン構造を有するスリ
ーブとしたスリーブ・アンテナを用いたことを特徴とす
るＭＲＩ用内視鏡プローブ。 2. The dipole antenna according to claim 1, wherein
Attach one of the monopoles to a slot with a balun structure.
Characterized by the use of sleeved antennas
Endoscope probe for MRI.
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Families Citing this family (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6263229B1 (en) | 1998-11-13 | 2001-07-17 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Miniature magnetic resonance catheter coils and related methods |
| US5928145A (en) * | 1996-04-25 | 1999-07-27 | The Johns Hopkins University | Method of magnetic resonance imaging and spectroscopic analysis and associated apparatus employing a loopless antenna |
| US6675033B1 (en) * | 1999-04-15 | 2004-01-06 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Magnetic resonance imaging guidewire probe |
| WO2000062672A1 (en) * | 1999-04-15 | 2000-10-26 | Surgi-Vision | Methods for in vivo magnetic resonance imaging |
| US6453189B1 (en) * | 1999-11-16 | 2002-09-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Probe for magnetic resonance imaging |
| US20070088416A1 (en) | 2001-04-13 | 2007-04-19 | Surgi-Vision, Inc. | Mri compatible medical leads |
| JP3996438B2 (en) * | 2002-05-16 | 2007-10-24 | 株式会社日立メディコ | Catheter RF antenna |
| JP2006512104A (en) | 2002-05-29 | 2006-04-13 | サージ−ビジョン インク | Magnetic resonance probe |
| US20040024308A1 (en) * | 2002-08-02 | 2004-02-05 | Wickline Samuel A. | Method and apparatus for intracorporeal medical imaging using self-tuned coils |
| US7096057B2 (en) | 2002-08-02 | 2006-08-22 | Barnes Jewish Hospital | Method and apparatus for intracorporeal medical imaging using a self-tuned coil |
| WO2004036803A2 (en) * | 2002-10-15 | 2004-04-29 | Given Imaging Ltd. | Device, system and method for transfer of signals to a moving device |
| US10080889B2 (en) | 2009-03-19 | 2018-09-25 | Greatbatch Ltd. | Low inductance and low resistance hermetically sealed filtered feedthrough for an AIMD |
| US10350421B2 (en) | 2013-06-30 | 2019-07-16 | Greatbatch Ltd. | Metallurgically bonded gold pocket pad for grounding an EMI filter to a hermetic terminal for an active implantable medical device |
| US10272252B2 (en) | 2016-11-08 | 2019-04-30 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an AIMD having a composite brazed conductive lead |
| US10596369B2 (en) | 2011-03-01 | 2020-03-24 | Greatbatch Ltd. | Low equivalent series resistance RF filter for an active implantable medical device |
| US11198014B2 (en) | 2011-03-01 | 2021-12-14 | Greatbatch Ltd. | Hermetically sealed filtered feedthrough assembly having a capacitor with an oxide resistant electrical connection to an active implantable medical device housing |
| US9931514B2 (en) | 2013-06-30 | 2018-04-03 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
| USRE46699E1 (en) | 2013-01-16 | 2018-02-06 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
| US10249415B2 (en) | 2017-01-06 | 2019-04-02 | Greatbatch Ltd. | Process for manufacturing a leadless feedthrough for an active implantable medical device |
| US10912945B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-09 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an active implantable medical device having a feedthrough capacitor partially overhanging a ferrule for high effective capacitance area |
| US10905888B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-02 | Greatbatch Ltd. | Electrical connection for an AIMD EMI filter utilizing an anisotropic conductive layer |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0670902A (en) | 1994-03-15 |
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