JP2009045425A - Ｍｒｉ適合性を高めるために能動医療装置のリードワイヤ又は回路と直列にガイドワイヤと共に配置するように適応可能なタンクフィルタ - Google Patents
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Abstract
【課題】電磁干渉（ＥＭＩ）タンクフィルタアセンブリを提供する。
【解決手段】能動医療装置（ＡＭＤ）のリードワイヤのためのタンクフィルタ。タンクフィルタは、誘導子に並列のコンデンサを含む。並列コンデンサ及び誘導子は、ＡＭＤのリードワイヤと直列に配置され、キャパシタンス及びインダクタンスの値は、選択した周波数でタンクフィルタが共鳴するように選択される。タンクフィルタを通る通路は、リードワイヤを埋込み位置に配置するためのガイドワイヤの選択的かつ摺動可能な通過を可能にする。タンクフィルタの全Ｑを低減して、選択した周波数の範囲に沿ってリードワイヤを通る電流を減衰させるために、誘導子のＱは、相対的に最大にすることができ、コンデンサのＱは、相対的に最小にすることができる。好ましい形態では、タンクフィルタは、能動型埋め込み医療装置のためのＴＩＰ及び／又はＲＩＮＧ電極内に統合される。
【選択図】図８
【解決手段】能動医療装置（ＡＭＤ）のリードワイヤのためのタンクフィルタ。タンクフィルタは、誘導子に並列のコンデンサを含む。並列コンデンサ及び誘導子は、ＡＭＤのリードワイヤと直列に配置され、キャパシタンス及びインダクタンスの値は、選択した周波数でタンクフィルタが共鳴するように選択される。タンクフィルタを通る通路は、リードワイヤを埋込み位置に配置するためのガイドワイヤの選択的かつ摺動可能な通過を可能にする。タンクフィルタの全Ｑを低減して、選択した周波数の範囲に沿ってリードワイヤを通る電流を減衰させるために、誘導子のＱは、相対的に最大にすることができ、コンデンサのＱは、相対的に最小にすることができる。好ましい形態では、タンクフィルタは、能動型埋め込み医療装置のためのＴＩＰ及び／又はＲＩＮＧ電極内に統合される。
【選択図】図８
Description
本発明は、一般的に、電磁干渉（ＥＭＩ）タンクフィルタアセンブリに関し、より詳細には、望ましくない電磁干渉（ＥＭＩ）信号から誘発される電流を減少又は消失させるために、選択した周波数で医療装置の内部の電子部品又は関連する配線要素のインピーダンスを上昇させる心臓ペースメーカー、除細動器、及び神経刺激器などのような能動型埋め込み医療装置（ＡＩＭＤ）に用いられる種類に関する。本発明は、ガイドワイヤが選択的に摺動可能に通ることができる帯域消去フィルタを通る改良通路を組み込んでいる。本発明はまた、様々な商業、遠隔通信、軍事、及び宇宙用途にも適用可能である。本発明はまた、外部着用薬物ポンプ、ＥＫＧ／ＥＣＧ電極、神経刺激器、及び心室補助装置などを含む広範囲の外部医療装置にも適用可能である。本発明はまた、患者の内部又は表面に一時的に挿入することができ、又はＭＲＩのような医療診断処置中に患者が着用するか又は接続することができる広範囲のプローブ、カテーテル、及びモニタリングリードワイヤなどにも適用可能である。
心臓ペースメーカー、埋込み型除細動器、及び他の種類の能動型埋め込み医療装置の磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）及び他の種類の病院診断機器との適合性は、大きな問題となっている。「Ｓｔ．Ｊｕｄｅ Ｍｅｄｉｃａｌ、Ｍｅｄｔｒｏｎｉｃ」及び「Ｂｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ ＣＲＭ」（前Ｇｕｉｄａｎｔ）を含む米国の主要な心臓ペースメーカー製造業者のウェブサイトを参照すると、ペースメーカー及び埋込み型除細動器と共にＭＲＩを用いることは、一般的に禁忌であることが分る。同様の禁忌は、Ｓｉｅｍｅｎｓ、ＧＥ、及びＰｈｉｌｌｉｐｓのようなＭＲＩ機器製造業者の使用説明書に見られる。また、Ｒｏｇｅｒ Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ Ｌｕｃｈｉｎｇｅｒにより「Ｓｗｉｓｓ Ｆｅｄｅｒａｌ Ｉｎｓｔｉｔｕｔｅ ｏｆ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ Ｚｕｒｉｃｈ」に提出された学位論文である「磁気共鳴映像法における心臓ペースメーカーの安全性」；Ｃ．Ｇａｂｒｉｅｌ、Ｓ．Ｇａｂｒｉｅｌ、及びＥ．Ｃｏｒｔｏｕｔによる「生物組織の誘電特性：Ｉ．文献調査」；Ｓ．Ｇａｂｒｉｅｌ、Ｒ．Ｗ．Ｌａｕ、及びＣ．Ｇａｂｒｉｅｌによる「生物組織の誘電特性：ＩＩ．測定及び周波数の範囲０Ｈｚ〜２０ＧＨｚ」；Ｓ．Ｇａｂｒｉｅｌ、Ｒ．Ｗ．Ｌａｕ、及びＣ．Ｇａｂｒｉｅｌによる「生物組織の誘電特性：Ｉｌｌ．組織の誘電スペクトルの母数モデル」；及び「Ａｄｖａｎｃｅｄ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ Ｅｌｅｃｔｒｏｍａｇｎｅｔｉｃｓ」、Ｃ．Ａ．Ｂａｌａｎｉｓ、Ｗｉｌｅｙ、１９８９年も参照されたい。この全ては、本明細書において引用により埋め込まれている。
しかし、文献を広範囲に再精査すると、ＭＲＩは、禁忌であるにも関わらず、実際にはペースメーカー患者に用いられることが多いことが示されている。心臓ペースメーカーを有する患者でのＭＲＩの安全性及び実行可能性は、徐々に重要性が高まっている問題である。患者のペースメーカーシステムに及ぼすＭＲＩの影響は、一部の症例報告で遡及的に分析されたのみである。新世代のペースメーカーに関するＭＲＩは、０．５テスラ（Ｔ）までで行うことができることを示すいくつかの論文がある。他の論文では、非ペースメーカー依存性患者に対しては高い制御条件下で１．５Ｔに達する。ＭＲＩは、医学の最も価値のある診断ツールの１つである。ＭＲＩは、勿論、撮像に広く用いられているが、介入医学（外科手術）のような実時間処置にも徐々に用いられるようになっている。更に、ＭＲＩは、切除カテーテル、神経刺激器ＴＩＰ、及び脳深部プローブなどを案内するために実時間で用いられる。ペースメーカー患者への絶対禁忌とは、ペースメーカー及びＩＣＤ着用者にＭＲＩが許されないことを意味する。これは、胸郭及び腹部領域を走査するのに特に当て嵌まる。しかし、臓器及び他の身体組織を撮像するための診断ツールとしてＭＲＩには途方もない価値があるために、多くの医師は、単純に危険を冒して着手し、ペースメーカー患者にＭＲＩを行う。文献には、この場合に医師が取る必要がある一部の事前注意が示されており、これには、特定の吸収率に関してＭＲＩの印加電力を制限する段階と、ペースメーカーを固定又は非同期ペーシングモードにＳＡＲプログラムする段階と、救急職員及び救急蘇生機器を待機させる（「レベルＩＩ」プロトコル）段階と、処置が完了した後に注意して再プログラムしてペースメーカー及び患者を評価する段階とが含まれる。ＭＲＩ処置後何日も後に起こる心臓ペースメーカーの潜在的な問題（例えば、ペーシングパルストラップの増大又は減少）が報告されている。
ＭＲＩユニットに用いられる電磁場には３種類ある。第１の種類は、Ｂ0と名付けられた主静磁場であり、これを用いて身体組織中の陽子を整列させる。磁場強度は、臨床に用いられる殆どの現在入手可能なＭＲＩユニットでは、０．５〜３．０テスラまで変動する。新しいＭＲＩシステム磁場の一部は、４〜６テスラほどの高さまで上げることができる。２００５年１１月５日及び６日に開催された最近の「国際磁気共鳴医学会議（ＩＳＭＲＭ）」では、ある一定の研究システムが、１１．７テスラ程の高さまで上がり、これは、２００７年中には準備ができることになると報告された。１．５ＴのＭＲＩシステムは、地球の磁場強度の１００、０００倍を超える。この規模の静磁場は、心臓ペースメーカー内のある一定の構成要素及び／又はそのリードワイヤシステムを含む患者に埋込まれたあらゆる磁性材料に強力な磁気力学的力を誘発することができる。静的ＭＲＩ磁場が、ペースメーカーリードワイヤシステム、及び従ってペースメーカー自体内に電流（ｄＢ／ｄｔ）を誘発する可能性はなさそうである。電流を誘発するためには、導体を横切る時に磁場を時間変動性とするか（ｄＢ／ｄｔ）、又は導体自体が磁場内を移動するか（ｄＢ／ｄｘ）のいずれかとする必要があることは物理の基本原理である。
磁気共鳴映像機器により生成される第２の種類の場は、身体コイル又は頭部コイルにより生成されるパルスＲＦ場であり、これは、Ｂ1とも呼ばれる。これは、組織の陽子のエネルギ状態及び違法なＭＲＩ信号を変えるのに用いられる。ＲＦ場は、中央領域では均一であり、２つの主要な要素を有する。すなわち、（１）磁場は、実際の平面で環状に分極し、（２）電界は、マクスウェル方程式により磁場に関連付けられる。一般的に、ＲＦ場は、測定の間にオン及びオフを切り換えられ、通常は、周波数は、静磁場強度に応じて２１ＭＨｚ〜６４ＭＨｚ〜１２８ＭＨｚである。パルス化されたＲＦの周波数は、以下に表されるように、主静磁場の磁場強度と共に変動する；Ｌａｍｏｕｒ方程式：パルスＲＦ周波数（ＭＨｚ）＝（４２．５６）（静磁場強度（Ｔ）；ここで、４２．５６ＭＨｚ／テスラは、Ｈ+陽子に対するＬａｍｏｕｒ定数である。
第３の種類の電磁場は、ＧX、Y、Zと呼ばれる時間変動性磁気勾配場であり、これは、空間的位置決めのために用いられる。勾配場により、異なる向き及び１〜２．２ｋＨｚ程度の作動周波数に従ってその強度が変動する。Ｘ、Ｙ、及びＺ方向の磁場勾配のベクトルは、３つの組の互いに直交するように位置決めされたコイルにより生成され、これは、測定の間のみオンに切り換えられる。場合によっては、勾配場は、自然な心調律（心拍）を上昇させることが示されている。これは、完全には理解されていないが、再現性のある現象である。勾配場に誘発される命に関わる可能性がある心室性不整脈が一部報告されている。しかし、これと対照的に、勾配場は、何ら有意な有害影響を生じないと考える研究者もいる。
上述のように、第３の種類の電磁場は、時間変動性の磁気勾配場であり、ＧX、ＧY、及びＧZと呼ばれる。ＧZ勾配は、ｚ方向のＢ0場を歪め、それによって特定の厚みの身体「スライス」を生成するのに用いられる。ＧX及びＧY場は、特定の陽子に位相及び周波数「標識」を導入し、ｘ−ｙ画像を生成することを可能にするのに用いられる。
これらの場は、ほぼ１〜２．２ｋＨｚで作動し、これは、３つの個別の互いに直交するように方向付けされたコイルにより生成される。これらの場は、画像生成プロトコルの間のみ活性であり、ヒト生理機能に有害な影響を及ぼすことが示されている。これらの影響は、主に、大きな領域に移動磁場を印加することによって誘導電圧が生成されるためである。次のものは、ファラデーの電磁誘導の法則：
Ｖ＝Ａ（ｄＢ／ｄｔ）
であり、Ａがループの面積であり、ｄＢ／ｄｔが時間に関する磁束の変化である場合には、勾配場により生成される誘導電圧が十分に高い場合には、末梢神経刺激（ＰＮＳ）を誘発することができることが示されている。これは、比較的大きなＭＲＩ勾配で行う間の疼痛又は他の不快感の感覚として文献に報告されている。更に極端な動物試験では、心臓刺激が検出されるが、これは、達成するのに、ＰＮＳよりもほぼ８０倍大きいエネルギを要する。ＰＮＳ又は心刺激が起こらないようにするために、業界標準は、ｄＢ／ｄｔをほぼ２０Ｔ／秒に制限している。
Ｖ＝Ａ（ｄＢ／ｄｔ）
であり、Ａがループの面積であり、ｄＢ／ｄｔが時間に関する磁束の変化である場合には、勾配場により生成される誘導電圧が十分に高い場合には、末梢神経刺激（ＰＮＳ）を誘発することができることが示されている。これは、比較的大きなＭＲＩ勾配で行う間の疼痛又は他の不快感の感覚として文献に報告されている。更に極端な動物試験では、心臓刺激が検出されるが、これは、達成するのに、ＰＮＳよりもほぼ８０倍大きいエネルギを要する。ＰＮＳ又は心刺激が起こらないようにするために、業界標準は、ｄＢ／ｄｔをほぼ２０Ｔ／秒に制限している。
関心が寄せられているのは、勾配場が、典型的に埋込みリードシステムを有するＡＩＭＤに及ぼす影響である。単極リードシステムを備えるＡＩＭＤの場合には、ＡＩＭＤカン、リードシステム、遠位ＴＩＰ、及び身体組織（帰り道として）の間に回路ループが形成される。このようなループにより生成される平均面積は、ほぼ２２５ｃｍ2であり、上限は、約３５０ｃｍ2である。２０Ｔ／秒を最大にしてこれを考えると、ループの最大誘導電圧は、０．７００Ｖであることが分る。誘導電圧をペーシングＴＩＰで見ると、それは、一般的に、ループの誘導電圧よりも一桁小さい（リードシステム及び装置インピーダンスが比較的大きいことによる）。これは、ＡＩＭＤが心臓組織を刺激するのに必要な典型的なペーシング閾値よりも遥かに低い。
電圧及びＥＭＩが埋込み又は外部リードワイヤシステムに導かれる方法に注意することは有用である。非常に低い周波数（ＶＬＦ）では、電流が患者の身体中に循環し、差動電圧降下が生じるために、電圧は、心臓ペースメーカーを投入した時に誘発される。単極システムでは、ペースメーカーハウジングと例えばＴＩＰ電極との間でベクトルが変位するために、身体組織にわたる電圧降下は、オームの法則及び循環ＲＦ信号により検知することができる。高周波数では、埋込みリードワイヤシステムは、実際に、電流がその長さに沿って誘発されるアンテナとして働く。これらのアンテナは、身体組織の減衰効果のためあまり効率的でない。しかし、これは、非常に高電力磁場及び／又は身体共鳴により相殺することができる。非常に高い周波数（例えば、携帶電話周波数）では、ＥＭＩ信号は、リードワイヤシステムの第１の領域（例えば、心臓ペースメーカーのヘッダブロック）にのみ導かれる。これは、用いる信号の波長、及びそれがどこでシステムに効率的に結合されるかに関係がある。
埋込みリードワイヤシステム内への磁場結合は、ループ面積に基づいている。例えば、心臓ペースメーカーでは、心臓ペースメーカーハウジングから出て右心室に位置するその遠位ＴＩＰまでリードワイヤによって形成されるループが存在する。帰り道は、右心室のＴＩＰ電極から戻ってペースメーカーケース又はハウジングまでほぼ真っ直ぐに体液及び組織を通る。これは、患者のＸ線から平方センチメートルで測定することができる囲まれた領域を形成する。平均ループ面積は、２００〜２２５平方センチメートルである。これは、平均であり、大きな統計的変動を免れない。例えば、腹部移植片を有する大きな大人の患者では、埋込みループ面積は、遥かに大きい（４５０平方センチメートルよりも大きい）。
ここで、ＭＲＩの特定の場合に関して、磁気勾配場は、囲まれたループ領域を通って誘発されると考えられる。しかし、身体コイルにより生成されるパルスＲＦ場は、アンテナ影響により主にリードワイヤシステム内に誘発されるであろう。
ＭＲＩには、一部の潜在的な問題が存在し、それには、以下のものが含まれる。
（１）ペースメーカーリードスイッチの閉鎖。ペースメーカーリードスイッチは、「ホール効果」装置ともすることができ、患者の胸近くに保持されている永久磁石を検出するように設計される。この磁石配置により、医師は、又は患者でも、埋込み型医療装置を「磁石モード応答」として公知のものにすることができる。「磁石モード応答」は、製造業者によって変わるが、一般的に、それによってペースメーカーを定率又は非同期ペーシングモードにする。これは、通常は、短時間で行われ、診断目的には非常に有用である、しかし、ペースメーカーがＭＲＩスキャナに近づくと、ＭＲＩ静磁場が、ペースメーカーの内部リードスイッチを閉じる可能性があり、それによってペースメーカーが定率又は非同期ペーシングモードになる。更に悪いことには、リードスイッチは、反跳するか又は振動する可能性がある。非同期ペーシングは、患者の根底にある心臓調律と競合する可能性がある。これは、ペースメーカー／ＩＣＤ患者が一般的にＭＲＩを受けないように忠告される理由の１つである。殆どの患者に対しては、定率又は非同期ペーシングは問題ではない。しかし、心筋虚血のような不安定な状態の患者では、非同期ペーシングの間に生命に関わる心室細動に対する実質的な危険性がある。殆どの現代のペースメーカーでは、磁気リードスイッチ（又は、「ホール効果」装置）機能は、プログラマブルである。磁気リードスイッチ応答がオフに切り換わる場合には、同期的ペーシングは、強い磁場でも依然として可能である。勾配場により主磁場でリードスイッチが開放又は再閉鎖される可能性を除外することはできない。しかし、一般的に、リードスイッチは、強力な静磁場のために閉鎖されたままであると思われる。理論的には、勾配場で、ある一定のリードスイッチの向きによりリードスイッチを繰返し閉鎖及び再開放することができることが可能である。
（１）ペースメーカーリードスイッチの閉鎖。ペースメーカーリードスイッチは、「ホール効果」装置ともすることができ、患者の胸近くに保持されている永久磁石を検出するように設計される。この磁石配置により、医師は、又は患者でも、埋込み型医療装置を「磁石モード応答」として公知のものにすることができる。「磁石モード応答」は、製造業者によって変わるが、一般的に、それによってペースメーカーを定率又は非同期ペーシングモードにする。これは、通常は、短時間で行われ、診断目的には非常に有用である、しかし、ペースメーカーがＭＲＩスキャナに近づくと、ＭＲＩ静磁場が、ペースメーカーの内部リードスイッチを閉じる可能性があり、それによってペースメーカーが定率又は非同期ペーシングモードになる。更に悪いことには、リードスイッチは、反跳するか又は振動する可能性がある。非同期ペーシングは、患者の根底にある心臓調律と競合する可能性がある。これは、ペースメーカー／ＩＣＤ患者が一般的にＭＲＩを受けないように忠告される理由の１つである。殆どの患者に対しては、定率又は非同期ペーシングは問題ではない。しかし、心筋虚血のような不安定な状態の患者では、非同期ペーシングの間に生命に関わる心室細動に対する実質的な危険性がある。殆どの現代のペースメーカーでは、磁気リードスイッチ（又は、「ホール効果」装置）機能は、プログラマブルである。磁気リードスイッチ応答がオフに切り換わる場合には、同期的ペーシングは、強い磁場でも依然として可能である。勾配場により主磁場でリードスイッチが開放又は再閉鎖される可能性を除外することはできない。しかし、一般的に、リードスイッチは、強力な静磁場のために閉鎖されたままであると思われる。理論的には、勾配場で、ある一定のリードスイッチの向きによりリードスイッチを繰返し閉鎖及び再開放することができることが可能である。
（２）リードスイッチの損傷。リードスイッチに対する直接的な損傷は、理論的には可能であるが、公知の文献のいずれにも報告されていない。チューリッヒのＲｏｇｅｒ Ｃｈｒｉｓｔｏｐｈ Ｌｕｃｈｉｎｇｅｒが書いた論文では、リードスイッチが、ＭＲＩ機器の静磁場に露出された試験を報告している。これらの静磁場に長時間露出された後、リードスイッチは、試験前と同じ磁場強度付近では正常に機能した。
（３）ペースメーカーの変位。電池及びリードスイッチのようなペースメーカーの一部の部品は、強磁性材料を含み、従って、ＭＲＩの間に機械的力を受ける（試験は、「ＡＳＴＭ規格」によって実行する）。ペースメーカー変位は、磁気力又は磁気トルクに応答して起こる可能性がある（新しいペースメーカー及びＩＣＤが有する鉄材料は少なく、これが起こりにくい）。
（４）高周波数場。ＭＲＩに関連するパルスＲＦ周波数では、ＲＦエネルギは、吸収されて熱に変換される可能性がある。ＭＲＩの間にＲＦパルスにより蓄積される力は複雑であり、ＲＦパルスの動力継続時間及び形状、パルスの相対的長時間の平均、送信周波数、印加したＲＦパルス数／単位時間、及び用いたＲＦ送信機コイルの構成の種類に依存する。比吸収率（ＳＡＲ）は、どれだけ多くのエネルギが身体組織に導かれるかの尺度である。更に、加熱量も、撮像する様々な組織（すなわち、筋肉、脂肪など）の容積、組織の電気抵抗、及び撮像する解剖学的領域の構成に依存する。更に、ＡＩＭＤ及びその付随するリードワイヤのヒトの身体での配置に依存する一部の他の変数が存在する。例えば、それが左又は右胸移植片のいずれであるかに関して、どれだけの電流がペースメーカーリードワイヤシステムに導かれるかに違いが生じることになる。更に、リード及びリード長さの経路選択も、起こることになる誘導電流及び加熱の量に関して非常に決定的である。更に、遠位ＴＩＰ自体がそれ自体のアンテナとして働くために、遠位ＴＩＰ設計は、非常に重要である。更に、患者がＭＲＩ中腔中心線（ＩＳＯ中心）から離れて動くと、ＲＦを生成するのに必要な電界が指数関数的に増大するために、ＭＲＩ中腔内の位置も重要である。ＭＲＩ環境で加熱される原因は、２要素から成る。すなわち、（ａ）リードへのＲＦ場結合が起こる可能性があり、これが有意な局所的加熱を引き起こすこと、並びに（ｂ）ＲＦ送信の間に誘発される電流が身体組織に流入する可能性があり、埋込みリードの遠位ＴＩＰ電極に隣接して局所的にオームの法則の加熱が引き起こされることである。ＭＲＩスキャナのＲＦ場は、隣接する心筋組織の一部を破壊するのに十分なリードワイヤ電流を誘発するのに十分なエネルギを生じる可能性がある。更に、組織切除も観察されている。この加熱による影響は、ＭＲＩの間にモニタすることによっては容易に検出することができない。加熱が起こったことの指標には、ペーシング閾値の上昇、静脈切除、喉頭切除、心筋穿孔及びリード貫入、又は瘢痕組織により引き起こされる不整脈も含まれるであろう。ＭＲＩのこのような長期間加熱影響は、まだあまり研究されていない。
（４）高周波数場。ＭＲＩに関連するパルスＲＦ周波数では、ＲＦエネルギは、吸収されて熱に変換される可能性がある。ＭＲＩの間にＲＦパルスにより蓄積される力は複雑であり、ＲＦパルスの動力継続時間及び形状、パルスの相対的長時間の平均、送信周波数、印加したＲＦパルス数／単位時間、及び用いたＲＦ送信機コイルの構成の種類に依存する。比吸収率（ＳＡＲ）は、どれだけ多くのエネルギが身体組織に導かれるかの尺度である。更に、加熱量も、撮像する様々な組織（すなわち、筋肉、脂肪など）の容積、組織の電気抵抗、及び撮像する解剖学的領域の構成に依存する。更に、ＡＩＭＤ及びその付随するリードワイヤのヒトの身体での配置に依存する一部の他の変数が存在する。例えば、それが左又は右胸移植片のいずれであるかに関して、どれだけの電流がペースメーカーリードワイヤシステムに導かれるかに違いが生じることになる。更に、リード及びリード長さの経路選択も、起こることになる誘導電流及び加熱の量に関して非常に決定的である。更に、遠位ＴＩＰ自体がそれ自体のアンテナとして働くために、遠位ＴＩＰ設計は、非常に重要である。更に、患者がＭＲＩ中腔中心線（ＩＳＯ中心）から離れて動くと、ＲＦを生成するのに必要な電界が指数関数的に増大するために、ＭＲＩ中腔内の位置も重要である。ＭＲＩ環境で加熱される原因は、２要素から成る。すなわち、（ａ）リードへのＲＦ場結合が起こる可能性があり、これが有意な局所的加熱を引き起こすこと、並びに（ｂ）ＲＦ送信の間に誘発される電流が身体組織に流入する可能性があり、埋込みリードの遠位ＴＩＰ電極に隣接して局所的にオームの法則の加熱が引き起こされることである。ＭＲＩスキャナのＲＦ場は、隣接する心筋組織の一部を破壊するのに十分なリードワイヤ電流を誘発するのに十分なエネルギを生じる可能性がある。更に、組織切除も観察されている。この加熱による影響は、ＭＲＩの間にモニタすることによっては容易に検出することができない。加熱が起こったことの指標には、ペーシング閾値の上昇、静脈切除、喉頭切除、心筋穿孔及びリード貫入、又は瘢痕組織により引き起こされる不整脈も含まれるであろう。ＭＲＩのこのような長期間加熱影響は、まだあまり研究されていない。
（５）印加した高周波数場によるペーシング速度の変更。ＲＦ場は、望ましくない高速心臓ペーシング（ＱＲＳ群）速度を誘発する可能性があることが観察されている。急速ペーシングを説明するのに様々な機構が提唱されている。すなわち、直接組織刺激、ペースメーカー電子機器の干渉、又はペースメーカー再プログラミング（又はリセット）である。これらの全ての場合に、リードシステムインピーダンスを上昇させ（ＲＦ電流を低減し）、貫通コンデンサの有効性を高め、ＡＩＭＤ電子機器に非常に高度な保護を生じさせることが望ましいと考えられる。これは、ペースメーカーペーシング速度の変更及び／又はペースメーカー再プログラミングの可能性を遙かに低くすることになる。
（６）時間変動性磁気勾配場。時間変動性勾配のＭＲＩ磁場総強度に対する寄与は、無視することができるが、これらの場は、急速に印加されて除去されるために、ペースメーカーシステムは影響を受ける可能性がある。磁場の時間変化率は、どれだけの電磁気力（ＥＭＦ）、及び従ってどれだけの電流がリードワイヤシステム内に導かれる可能性があるかに直接関連する。Ｌｕｃｈｉｎｇｅｒは、時間変動性場が６０テスラ／秒までの今日の勾配システムを用いても、誘発された電流は、心細動の生物学的閾値よりも下に留まりそうであることを報告している。時間変動性磁気勾配場による誘導電圧の理論的な上限は、２０ボルトである。０．１ミリ秒を超える間のこのような電圧は、直接心臓の歩調をとるのに十分なエネルギとすることができる。
（７）加熱。時間変動性磁気勾配場により誘発される電流により、局所加熱が起こる可能性がある。研究者は、計算した勾配場の加熱効果は、ＲＦ場により引き起こされるものと比較すると遥かに小さいために無視することができると感じている。
埋込み型除細動器（ＩＣＤ）には、付加的な問題が起こる可能性がある。ＩＣＤは、別の大きな電池を用い、これが、更に高い磁気力を引き起こす可能性がある。ＩＣＤのプログラマブル感度は、通常は、ペースメーカーに対するものよりも遥かに高く、従って、ＩＣＤは、心室性頻脈性不整脈を誤って検出し、不適切に治療を行う可能性がある。この場合、治療には、抗頻脈性不整脈ペーシング、電気除細動、又は除細動（高電圧ショック）療法を含むことができる。ＭＲＩ磁場は、危険な心室不整脈の検出又は細動の検出を阻止する可能性がある。更に、ペースメーカーリードの加熱問題に同等のＩＣＤリードの加熱問題も存在する可能性がある。別の懸案事項は、血管壁の切除である。更に、古い型式のＩＣＤは、ＭＲＩパルスＲＦ場によりも重大な影響を受けるという報告もある。この場合、複数のマイクロプロセッサがリセットされ、ＩＣＤがＭＲＩ処置の後に機能することができない永久的な損傷が起こる場合もあった。更に、ＩＣＤは、ＭＲＩ磁場に露出される時に異なる種類の問題も示した。すなわち、ＭＲＩに露出される間、ＩＣＤは、不適切にＭＲＩのＲＦ場又は勾配場を危険な心室不整脈として検知することがある。この場合、ＩＣＤは、高エネルギストレージコンデンサを変化させ、心臓に高電圧ショックを与えようとすることになる。しかし、この充電回路には、高エネルギストレージコンデンサを完全に充電させるように機能するのに必要な変圧器が存在する。主静的場（Ｂ0）の場が存在すると、この変圧器のフェライトコアは、飽和する傾向があり、それによってその効率が低下する。これは、高エネルギストレージコンデンサは、完全に充電することができないことを意味する。低電圧ショックを繰り返すことが文献に報告されている。このようにショックを繰り返すこと及び電池を充電するこの非効率的な試みにより、時期尚早なＩＣＤ電池の枯渇が引き起こされる可能性がある。電池寿命が短縮することは、勿論、非常に望ましくない状態である。
要約すると、心臓ペースメーカーのような能動型埋め込み医療装置を有するＭＲＩ患者は、有害な影響が起こる危険性がある可能性を示すいくつかの研究が存在する。しかし、ＭＲＩは、ペースメーカー患者の四肢を撮像する（すなわち、ＡＩＭＤが中腔の外側にある）には安全であるとすることができるいくつかの事例の報告が存在する。これらの事例報告は、興味が持たれるものであるが、全てのＭＲＩを安全とすることができると科学的に完全に確証されているわけではない。上述のように、ペースメーカーリードワイヤ長さを変化させるだけで、どれだけの熱が生成されるかに大きな影響が及ぼされる可能性がある。素人の観点から見ると、これは、携帶電話のアンテナの典型的な長さを古い自動車によく見られる垂直ロッドのアンテナに比較して観察することによって容易に説明することができる。携帯電話の比較的短いアンテナは、携帶電話信号の非常に高い周波数波長（ほぼ９５０ＭＨｚ）と効率的に結合するように設計されている。自動車の典型的なＡＭ及びＦＭラジオでは、これらの波長の信号は、携帯電話の比較的短いアンテナに効率的に結合することにはならない。このために、自動車のアンテナは比較的長い。これと同様の状況は、ＭＲＩシステムにも存在する。ＲＦパルス周波数が１２８ＭＨｚになることになる例えば３．０テスラＭＲＩシステムを考えると、１２８ＭＨｚ波長の分数として効率的に結合することになるある一定の正確な埋込みリード長さが存在する。身体組織の影響を無視すると、例として、基本波長方程式（メートル）は、３００を周波数（ＭＨｚ）で割ったものである。従って、３．０テスラＭＲＩシステムでは、波長は、２．３４メートル又は２３４センチメートルである。次に、正確な％波長アンテナは、この％とされることになり、５８．５９センチメートルである。これは、ある一定のペースメーカーリードワイヤ移植片の長さの範囲に完全に含まれる。一般的に、病院は、様々なリードの在庫品目を維持することになり、移植する医師が、患者の大きさ、移植部位、及び他の因子により選択することになる。従って、埋込み又は有効なリードワイヤ長さは、かなり変動する可能性がある。別の変数は、過剰なリードワイヤに関するものである。一般的に、医師は、ペースメーカーリードワイヤを挿入した後、過剰なリードワイヤを全て胸筋ポケット内に巻き付けることになる。これは、過剰なリードの１巻回、２巻回、又は３巻回ともなることがある。それによってその特定の領域にループが形成されるが、得られる長さの長い線は、右心室に下がって入り、これが、次に、ＭＲＩのＲＦパルス周波数と効率的に結合することになる。ここで見られるように、繰り出されるリードの長さの量は、患者の幾何学形状によりかなり変動する可能性がある。ＭＲＩ周波数と効率的に結合しないある一定の埋込みリードワイヤ長さもあり、非常に効率的に結合し、それによって加熱に対して最悪の場合になるものもある。埋込みリードワイヤの実際の状況は、身体組織の誘電率及び誘電特性が様々であり、それに伴って波長がシフトするために更に複雑である。
ペースメーカー、ＩＣＤ、及び神経刺激器の機能に及ぼされるＭＲＩシステムの影響は、静磁場の強度、パルスシーケンス（用いる勾配及びＲＦ場）、撮像する解剖学的領域、及び多くの他の因子を含む様々な因子に依存する。これを更に複雑にしているのは、各製造業者のペースメーカー及びＩＣＤ設計が、異なる挙動を示すという事実である。殆どの専門家は、ペースメーカー患者に対するＭＲＩは、安全と考えるべきではないと今でもなお結論する。逆説的に、これは、患者がＭＲＩを受けるべきではないことを意味するものでもない。医師は、ペースメーカー患者の状態を考えて評価し、ＭＲＩの可能な危険性をその強力な診断ツールの利益に対して比較考察すべきである。ＭＲＩ技術が進歩するにつれ（急速撮像で薄い組織スライスに印加された高磁場勾配が時間と共に変化することを含む）、状況は、継続的に変化し、更に複雑になることになる。この逆説の例は、肺ガンの疑いがあるペースメーカー患者である。このような腫瘍のＲＦ切除治療には、実時間の高精度焦点ＭＲＩによってのみ可能になる定位撮像を必要とする可能性がある。患者の寿命が文字通り危険に露出されており、患者のインフォームドコンセントが得られている場合には、医師は、上述のペースメーカーシステムに付随する全ての危険に関わらず、ＭＲＩを行う決断を下すことができる。
インシュリン薬物ポンプシステムは、有意なアンテナ構成要素（例えば、埋込みリードワイヤ）を持たないという事実により、主要な電流懸案事項には見えない。しかし、埋込み型ポンプは、この時、磁気蠕動システムに影響しており、ＭＲＩの前に非活性化すべきである。ソレノイドシステムに基づくことになる新しい（未公開の）システムが存在するが、これも同様の問題を有することになる。
ＭＲＩが、能動型埋め込み医療装置を有する患者に継続的に用いられることになるのは明らかである。電気焼灼手術及び砕石術などを含む一部の他の病院の処置が存在し、これも、ペースメーカー患者が受ける可能性がある。従って、ＭＲＩのような診断処置に対する能動型埋め込み医療装置システムの不感受性を改善することになる回路保護装置が必要とされている。
ここに見られるように、ＭＲＩ及び他の医療診断処置により埋込みリードワイヤシステムに及ぼされる望ましくない影響の多くは、リードワイヤシステムの望ましくない誘導電流に関するものである。それによってリードワイヤ又は組織インタフェースの遠位ＴＩＰのいずれかが過熱されることになる可能性がある。２００６年ＳＭＩＴ会議では、ＦＤＡは、埋込みリードが十分に加熱されたために重篤な火傷が起こり、複数の切断術が必要となった神経刺激器患者に関して報告した。ペースメーカー患者では、これらの電流は、心臓を直接刺激し、時に危険な不整脈が起こる可能性がある。ペースメーカー、ＩＣＤ、又は神経刺激器患者がＭＲＩ又は同様の医療診断処置中に遭遇する可能性がある問題に関する以上の説明は、一般的な必要性の単なる例である。更に、外部薬物ポンプ、外部神経刺激器、ＥＫＧリード、（皮膚パッチ）又は心室補助装置のような外部装置を装着した患者も、ＭＲＩ処置中に問題に遭遇する可能性がある。リードワイヤの過熱、遠位ＴＩＰの過熱、又は電磁干渉に関する以上の全ての説明は、全て、懸案事項である。本発明の新しい共鳴タンクフィルタは、全ての他の装置にも同様に適用可能である。更に、ＭＲＩのようなある一定の実時間医療撮像処置中に用いられるプローブ及びカテーテルにも適用可能である。本発明は、様々な埋込み及び外部医療装置システムの両方に適用可能である。一般的に、本発明は、高ＲＦ電力医療診断処置を受ける患者を保護する回路保護装置である。
更に、左心室（ＬＶ）リードワイヤ移植片は、医療業界で更に一般的になっている。右心房及び右心室にリードワイヤを配置することは比較的容易である。リードワイヤを左心室の外側の静脈系に配置することは著しく困難である。一般的に、リードワイヤの左心室への配置は、ガイドワイヤを下向きに右心房に、及び上向きに冠状静脈洞を通って経路を判断することによって行われる。従って、リードワイヤを静脈システムの左心室に配置するためにガイドワイヤがそれを通って選択的に摺動可能に通過することができる帯域消去フィルタを通る通路が必要とされている。
従って、医療装置リードワイヤシステムに沿った様々な位置に配置することができ、かつ電流が医学的治療装置の選択した周波数で循環しないようにもする新しい共鳴ＥＭＩタンクフィルタアセンブリが必要とされている。好ましくは、このような新しいタンクフィルタは、１．５テスラで作動するＭＲＩシステムに用いるために６４ＭＨｚ又はその付近（又は、３テスラシステムでは１２８ＭＨｚ）で共鳴し、かつ遠隔通信、軍事、及び宇宙などを含む他の磁場にも広く適用されるように設計されることになる。更に、このようなタンクフィルタは、左心室のような正確な移植可能位置に摺動可能にリードワイヤを配置するためにガイドワイヤも含む必要がある。本発明は、これらの必要性を満たし、他の関連する利点をもたらすものである。
本発明は、遠位ＴＩＰ及び／又は医療装置リードワイヤ又は回路に沿う様々な位置に配置される新しい共鳴タンクフィルタから成る。これらのタンクフィルタは、電流が医療装置の選択した周波数で循環するのを阻害又は防止する。例えば、１．５テスラで作動するＭＲＩシステムに対しては、Ｌａｍｏｕｒ方程式に説明するように、パルスＲＦ周波数は６４ＭＨｚである。本発明の新しいタンクフィルタは、６４ＭＨｚ又はその付近で共鳴し、従って、その選択した周波数でリードワイヤシステムに高インピーダンス（理想的には開回路）を生じるように設計することができる。例えば、本発明の新しいタンクフィルタは、ペースメーカーリードワイヤの遠位ＴＩＰに配置されると、ＲＦ電流が遠位ＴＩＰを通り、身体組織内に流れるのを有意に低減することになる。更に、新しいタンクフィルタは、例えば、ＥＭＩがペースメーカーのリードワイヤを流れるのも低減し、それによって敏感な電子回路に付加的な保護をもたらす。本明細書に説明する実施形態の全ては、脳深部刺激器、脊髄刺激器、薬物ポンプ、プローブ、及びカテーテルなどを含む広範囲の他の埋込み型及び外部医療装置にも等しく適用可能であることは当業者には明らかであろう。本発明は、医療装置及び／又はそれに付随するリードワイヤシステムに望ましくない電流及び付随する加熱を減少又は消失させることに関する必要性の全てを満たすものである。更に、本明細書に説明する新しいタンクフィルタ構造は、遠隔通信、軍事、及び宇宙などを含む他の学問分野にも広く適用される。
誘導子と並列にコンデンサを電気的に設計することは、タンクフィルタとして公知である。更に、ほぼ理想的なタンクフィルタが共鳴周波数である場合には、非常に高インピーダンスを示すことになることも公知である。ＭＲＩ機器は、個別の周波数で作動される非常に大きなＲＦパルス磁場を生成するために、これは、特定の共鳴タンクフィルタには理想的な状況である。タンクフィルタは、１つの単周波数を消失させるのに広帯域通過フィルタよりも更に効率的である。タンクフィルタは、この１つの周波数を標的にするために遥かに小さくし、容積効率を上げることができる。更に、ＭＲＩがリードワイヤシステムに結合する方法により、様々なループ及び関連電流が生成される。例えば、心臓ペースメーカーの遠位ＴＩＰでは、直流電磁力（ＥＭＦ）が生成される可能性があり、これが、遠位ＴＩＰを通って付随する心筋組織に入る電流ループになる。この電流システムは、能動型埋込み医療装置付近、例えば心臓ペースメーカー付近に導かれる電流から大部分が切り離される。ここに、ＭＲＩは、その関連電流で別のループを構成することができる。従って、１つ又はそれよりも多くのタンクフィルタは、リードワイヤシステムの様々な導かれたＥＭＩ及び関連電流の全てを完全に制御することが要求される場合がある。
ヒト移植片のためのタンクフィルタを設計する主な欠点は、大きさが非常に小さく、生体適合性があり、かつ信頼性が高い必要があることである。同軸性の幾何学形状が好ましい。同軸が好ましい理由は、リードワイヤが２つの主な方法のうちの一方でヒト身体の部位に配置されるからである。これには、ガイドワイヤリード挿入が含まれる。例えば、心臓ペースメーカーの用途では、胸筋ポケットが生成される。次に、医師は、肋骨の間を少し切り、鎖骨下静脈に接近する。ペースメーカーリードワイヤは、下向きにこの静脈システムを通り、大動脈弓を通り、右心房を通り、三又弁を通って、例えば、右心室内にスタイラスで案内／経路指定される。リードワイヤ（特に神経刺激器のためのもの）をヒト身体に導入する別の主な方法は、トンネリングである。トンネリングでは、外科医は、特別な道具を用いて皮膚の下及び筋肉を通り、例えば、上向きに首を通ってトンネルを作り、迷走神経又は脳深部に接近する。両方の技術では、リードワイヤ及び遠位ＴＩＰにおいてそれに付随する電極が非常に小さいことが非常に重要である。本発明は、インダクタンス要素で並列タンク回路を設けるように構成された最新の微小同軸又は直線的コンデンサを用いることによってこれらの問題を解決する。従来技術のコンデンサは公知であり、セラミック円板状貫通コンデンサ、及び同様に単層及び多層管状コンデンサ及び多層矩形コンデンサ、及び厚膜溶着コンデンサから成る。本発明は、新しい方法で並列誘導子を組み込むようにこれらの以前の管状、貫通、又は矩形技術の全てを適応させる設計手法を示すものである。いくつかの他のコンデンサ技術を本発明に適応させることができることは当業者には明らかであろう。これには、フィルムコンデンサ、ガラスコンデンサ、タンタルコンデンサ、電解コンデンサ、及び積層フィルムコンデンサなどが含まれる。
上述のように、キャパシタンスの値及び付随する並列誘導子を調節して特定の共鳴周波数（ＳＲＦ）を達成することができる。本明細書に説明する新しいタンクフィルタは、埋込み型医療装置システム全体内のいくつかの部位に適応させることができる。すなわち、新しいタンクフィルタは、医療装置リードワイヤシステム又は遠位ＴＩＰのあらゆる部品に又はその付近に組み込むことができる。更に、新しいタンクフィルタは、リードワイヤシステムに沿うあらゆる部位に配置することができる。好ましい実施形態では、タンクフィルタは、ＡＩＭＤリードワイヤの中腔内径及び遠位ＴＩＰをガイドワイヤを覆って摺動させることによって移植可能位置に配置される。従って、ガイドワイヤは、その配置後に遠位ＴＩＰ及びＡＩＭＤリードワイヤから摺って除去される。ガイドワイヤを除去した後、ＡＩＭＤリードワイヤは、所定位置に適切に残される。別の実施形態では、タンクフィルタは、実際にＡＩＭＤの内部に配置される。
本発明は、新しい同軸又は直線的タンクフィルタであり、一般的に能動型埋め込み医療装置のリードワイヤを進入及び退出させる時点で用いられるＥＭＩフィルタと呼応して働くようにも設計される。例えば、２００４年４月１５日に提出された「ヒト移植用途のための誘導子コンデンサＥＭＩフィルタ」という名称の米国特許第６、９９９、８１８号；２００５年３月３１日出願の「能動型埋め込み医療装置の磁気共鳴映像法のような医療的処置に対する脆弱性を低減するための装置及び方法」という名称の米国特許出願出願番号第１１／０９７、９９９号；２００５年１１月３日出願の「磁気共鳴映像法のような医療的処置の間に埋込みリードワイヤに発生する熱量を低減するためにフィルタを調節させる方法」という名称の米国特許出願出願番号第１１／１６３、９１５号；及び２００６年４月３日出願の「能動型埋め込み医療装置のＲＦ距離遠隔測定ピンアンテナのための低損失帯域通過フィルタ」という名称の米国特許出願第６０／７６７、４８４号を参照されたい。この全ての内容は、本明細書において引用により埋め込まれている。これらの４つ全ての文書は、低域ＥＭＩフィルタ回路のための新しい誘導子コンデンサ組合せを説明している。ＡＩＭＤ密封貫通部での受動ローパスフィルタの回路要素の数を増大させることにより、ＡＩＭＤの入力インピーダンスを主に規定する上述のフィルタの総キャパシタンス値を低減することができることに特に関心が寄せられている。キャパシタンス値を低減してＡＩＭＤの入力インピーダンスを上昇させることが重要である。ＡＩＭＤの入力インピーダンスを増大させると、ＭＲＩ機器のＲＦパルス周波数に伴うような高周波数でリードワイヤシステムを流れることになる電流量が減少することになる。従って、本発明の特徴は、新しいタンクフィルタが従来技術のローパスフィルタと協調して用いられるように設計されることである。
本発明はまた、プローブ及びカテーテルにも適用可能である。例えば、切除プローブは、心臓の外部又は内部の組織を選択的に焼灼するか又は焼いて、洞結節から又は房室結節外部からの不整脈を制御するのに用いられる。これらの処置は、実時間ＭＲＩ撮像の間に最高の性能を発揮する。しかし、主な関心事項は、ＭＲＩシステムから導かれる電流のために不適切な時に遠位ＴＩＰが過熱されることである。本発明の新しいタンクフィルタは、ヒト身体内又はその表面に用いられるあらゆるプローブ、ＴＩＰ、又はカテーテルに適応させることができることが当業者には明らかであろう。
本発明の他の特徴及び利点は、一例として本発明の原理を説明する添付図面と合わせて以下の更に詳細な説明から明らかになるであろう。
添付図面は、本発明を例示するものである。
添付図面は、本発明を例示するものである。
説明のために図に示すように、本発明は、能動型医療装置リードワイヤ又は回路と直列にタンクフィルタを配置し、患者及び／又は医療装置が、ＭＲＩ及び他の医療処置中に発生するもののような望ましくない電磁干渉信号を受けないようにすることにある。本発明はまた、リードワイヤ又は能動型医療装置に用いられるこのようなタンクフィルタを設計、製造、及び調節することである。本明細書で更に完全に説明するように、本発明は、ＭＲＩのような医療診断処置中に患者に一時的に挿入される可能性があるか、又は患者が装着するか又は結合される可能性がある高範囲の外部医療装置、プローブ、カテーテル、及びモニタリングリードワイヤなどに適用可能である。
以下の説明では、多くの場合に、様々な実施形態に示す機能的に同等の要素を同じ参照番号を用いて言及することになる。
以下の説明では、多くの場合に、様々な実施形態に示す機能的に同等の要素を同じ参照番号を用いて言及することになる。
図１は、現在用いられている様々な種類の能動埋込み型及び外部医療装置１００を示している。図１は、いくつかの埋込み医療装置を示す一般的なヒト身体のワイヤ形成図である。１００Ａは、移植蝸牛刺激装置及び圧電サウンドブリッジ変換器などの群を含むことができる一群の補聴装置を示している。１００Ｂは、様々な神経刺激器及び脳刺激器を示している。神経刺激器は、迷走神経を刺激して、例えば、てんかん、肥満、及びうつ病を治療するのに用いられる。脳刺激器は、ペースメーカー状装置であり、てんかん発作の開始を検知するために、また、脳組織に電気刺激を与えててんかん発作が実際に起こることを防止するために、脳の深部に埋込まれた電極を含む。脳深部刺激器に付随するリードワイヤは、実時間ＭＲＩ撮像を用いて配置されることが多い。最も一般的には、このようなリードワイヤは、実時間ＭＲＩの間に配置される。１００Ｃは、当業技術で公知の心臓ペースメーカーを示している。１００Ｄは、左心補助装置（ＬＶＡＤ）の群及び人工心臓を含み、これには、近年導入されたＡｂｉｏｃｏｒとして公知の人工心臓を含む。１００Ｅは、インシュリン、化学療法薬物、及び鎮痛剤などを分取するのに用いることができる薬物ポンプの群全体を含む。インシュリンポンプは、受動装置から、センサ及び閉ループシステムを有するものにまで進化している。すなわち、血糖レベルが実時間でモニタされることになる。これらの装置は、検知回路も外部埋込みリードワイヤも持たない受動ポンプよりもＥＭＩに感受性が高い傾向がある。１００Ｆは、骨折を迅速に治癒させるための様々な骨成長刺激器を含む。１００Ｇは、尿失禁装置を含む。１００Ｈは、疼痛寛解脊髄刺激器及び抗振戦刺激器の群を含む。更に、１００Ｈは、疼痛を遮断する他の種類の神経刺激器の群全体も含む。１００Ｉは、一群の埋込み型除細動器（ＩＣＤ）装置を含み、また、うっ血性心不全装置（ＣＨＦ）の群も含む。更に、これは、当業技術では心臓再同期療法装置としても知られ、そうでなければＣＲＴ装置として公知である。１００Ｊは、外部着用パックを示している。このパックは、外部インシュリンポンプ、外部薬物ポンプ、外部神経刺激器、又は心室補助装置とすることができる。１００Ｋは、外部プローブ又はカテーテルの挿入を示している。これらのプローブは、例えば、大腿動脈に挿入することができ、又はヒト身体のあらゆる他のいくつかの部位に挿入することができる。１００ｌは、様々な部位に配置することができる様々な種類のＥＫＧ／ＥＣＧ外部皮膚電極の１つを示している。１００ｍは、頭に配置される外部ＥＥＧ電極である。
今度は図２を参照すると、従来技術の能動型埋め込み医療装置（ＡＩＭＤ）１００が示されている。一般的に、ＡＩＭＤ１００は、例えば、図示のようにチタンハウジング１０２に封入された心臓ペースメーカー１００Ｃとすることができる。チタンハウジングは、密封されているが、リードワイヤ１０４が密封シールに入りかつ出る必要がある点が存在する。これは、密封端子アセンブリ１０６を設けることによって達成される。密封端子アセンブリは公知であり、一般的に、ＡＩＭＤ１００のチタンハウジング１０２にレーザ溶接されたフェルール１０８から成る。付随ＥＭＩフィルタを備える密封端子アセンブリ１０６は、図３に更に良好に示されている。再び図２を参照すると、リードワイヤ対１０４ａ及び１０４ｂ及びリードワイヤ対１０４ｃ及び１０４ｄから成る４つのリードワイヤが示されている。これは、典型的な二室二極式心臓ペースメーカーとして公知のものである。
ヘッダブロック１１２に差し込むように設計されているＩＳ１コネクタ１１０は、ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩ規格ＩＳ−１により覆われた低電圧（ペースメーカー）コネクタである。埋込み型除細動器（ＩＣＤ）のような高電圧装置は、ＡＮＳＩ／ＡＡＭＩのＤＦ−１として公知の標準型で覆われる。高電圧及び低電圧コネクタの両方がＩＳ−４シリーズとして公知の新しい微小コネクタシリーズに統合されることになる新しい標準型が開発中である。これらのコネクタは、一般的に、ペースメーカー用途では、心臓１１４の右心室及び右心房に下って経路指定される。更に、リードワイヤを左心室の外側に結合する新しい発生装置も市場に導入されている。これらは、２心室装置として公知であり、心臓の再同期及びうっ血性心不全（ＣＨＦ）の治療に非常に有効である。
再び図２を参照すると、例えば右心室内に経路指定することができると考えられる双極リードワイヤ１０４ａ及び１０４ｂを例えば見ることができる。双極リードワイヤ１０４ｃ及び１０４ｄは、右心房まで経路指定することができる。更に、ＩＳ−１又はＤＳ−１コネクタブロックに結合されていないＲＦ遠隔測定ピンアンテナ１１６も存在する。これは、装置１００の外側から送信される遠隔測定（プログラミング）信号を拾うための短いスタブアンテナとして働く。
また、本明細書に説明するものの全ては、他の種類のＡＩＭＤにも等しく適用可能であることは、当業者には明らかである。これには、埋込み型除細動器（上述のＤＦ−１コネクタを用いる）、神経刺激器（脳深部刺激器、脊髄刺激器、移植蝸牛刺激装置、及び失禁刺激器などを含む）、及び薬物ポンプが含まれる。本発明はまた、様々な低侵襲性ＡＩＭＤに適用可能である。例えば、ある一定の病院カテーテル実験室処置では、ＩＣＤのようなものを挿入して一時的に用いることができる。更に、心室補助装置もこの種のカテゴリに含むことができる。このリストは、制限的であることを意味するものではなく、現在本明細書に説明している新しい技術の用途の例を示すのみである。
図３は、図２の全体的に線３−３に沿って取った拡大断片断面図である。ここでは、ＲＦ遠隔測定ピン１１６及び双極リードワイヤ１０４ａ及び１０４ｃの断面を見ることができ、これらのリードワイヤは、ＩＳ−１ヘッダブロック１１２（図２）の内部コネクタ１１８に結合することによって心室まで経路指定されるであろう。これらのコネクタは、プラグ１１０を受け入れるように設計され、それによって医師は、静脈システムを通って下り、適切な心室１１４内に入るようにリードワイヤを通すことができる。トンネルを作って脳深部電極又は神経刺激器リードを通しても同じであることは当業者には明らかであろう。
図３に戻ると、密封端子アセンブリ１０６に結合された従来技術の貫通コンデンサ１２０を見ることができる。これらの貫通コンデンサは、当業技術で公知であり、米国特許第５、３３３、０９５号、第５、７５１、５３９号、第５、９０５、６２７号、第５、９５９、８２９号、第５、９７３、９０６号、第５、９７８、２０４号、第６、００８、９８０号、第６、１５９、５６０号、第６、２７５、３６９号、第６、４２４、２３４号、第６、４５６、４８１号、第６、４７３、２９１号、第６、５２９、１０３号、第６、５６６、９７８号、第６、５６７、２５９号、第６、６４３、９０３号、第６、６７５、７７９号、第６、７６５、７８０号、及び第６、８８２、２４８号に説明かつ例示されており、この全ては、本明細書において引用により埋め込まれている。この場合には、外部金属化端子面１２２を有し、埋込み電極板の組１２４及び１２６を含む矩形四極貫通コンデンサ１２０が示されている。電極板の組１２４は、接地電極板の組として知られ、コンデンサ１２０の外側の端子面１２２を終端とする。これらの接地電極板１２４は、熱硬化導電性ポリイミド又は同等の材料１２８（同等の材料には、半田、ろう付け、及び導電性エポキシなどを含むことになる）を用いて、密封端子アセンブリ１０６のフェルール１０８に電気的及び機械的に結合される。次に、密封シール端子アセンブリ１０６は、ＡＩＭＤ１００のハウジング１０２全体にレーザ溶接１３０されたチタンフェルール１０８を有するように設計される。これは、連続密封シールを形成し、それによって体液がＡＩＭＤの電子に浸入して損傷を引き起こさないようにする。
また、金ろう付け１３２、１３４、及び１３８などにより、リードワイヤ１０４及び絶縁体１３６が密封されることは必須である。金ろう付け１３２は、チタンフェルール１０８からアルミナセラミック絶縁体１３６まで濡らす。次に、セラミックアルミナ絶縁体１３６は、各リードワイヤ１０４に１３４でも金ろう付けされる。更に、ＲＦ遠隔測定ピン１１６は、アルミナセラミック絶縁体１３６に１３８でも金ろう付けされる。このような密封端子を作る様々な他の方法も存在することは、当業者には明らかであろう。これには、金ろう付けを必要とすることなく、リードを直接フェルールにガラス密封する段階を含むであろう。
図３に示すように、ＲＦ遠隔測定ピン１１６は、貫通コンデンサ１２０の領域に含まれない。この理由は、貫通コンデンサ１２０が、非常に広帯域の単一要素の低域ＥＭＩフィルタであり、これが、典型的に４００ＭＨｚを超える望ましい遠隔測定周波数を除去することになるからである。
図４は、図３の全体的に線４−４に沿って取った底面図である。密封端子絶縁体１３６をチタンフェルール１０８全体に完全に密封する金ろう付け１３２を見ることができる。更に、密封端子１０６を形成する金ろう付け１３２に接触する熱硬化導電性接着剤１２８として示されるコンデンサ取付材料の重なりも見ることができる。
図４は、図３の全体的に線４−４に沿って取った底面図である。密封端子絶縁体１３６をチタンフェルール１０８全体に完全に密封する金ろう付け１３２を見ることができる。更に、密封端子１０６を形成する金ろう付け１３２に接触する熱硬化導電性接着剤１２８として示されるコンデンサ取付材料の重なりも見ることができる。
図５は、貫通コンデンサ１２０の等角投影図である。ここに見られるように、端子面１２２は、コンデンサの内部接地板の組１２４に接続する。これは、図６に最も良く見られ、ここでは、典型的にセラミック層にスクリーン印刷される接地板の組１２４が取り出され、端子面１２２に露出される。図７には、コンデンサの活性電極板の組１２６を示している。図６では、リードワイヤ１０４が接地電極板の組１２４と非電気的に通信することが見られる。しかし、図７では、リードワイヤ１０４の各々が活性電極板の組１２６と電気的に接触することが見られる。キャパシタンスの量は、部分的には、接地電極板領域を覆う活性電極板領域１２６の重なりにより判断される。キャパシタンスの量は、活性電極板の組１２６の面積を増大させることによって増大させることができる。更に、付加的な層を加えることによってキャパシタンスを増大させることができる。この特定の用途では、６つの電極層、すなわち、３つの接地板１２４及び３つの活性電極板の組１２６（図３）のみを示している。しかし、１０、６０、又は１００を超えるこのような組を並列に配置し、それによってキャパシタンス値を大幅に増大させることができる。更に、キャパシタンス値は、誘電厚み又は接地電極の組１２４と活性電極の組１２６との間の間隔にも関連する。誘電厚みを低減すると、キャパシタンスが有意に増大し、同時に電圧定格は減少する。これらの関係は、理想的には、次式：Ｃ＝ｎκＡ／ｔにより表され、ここで、ｎは、板の組の数、κは、物質の誘電定数、Ａは有効キャパシタンス面積、ｔは、対向する板の間の厚みである。これによって設計者がキャパシタンス値を選択する自由度が大きくなる。
図８は、単極能動型埋め込み医療装置システム１００の全体図である。能動型埋め込み医療装置１００のハウジング１０２は、一般的に、チタン、ステンレス鋼などであり、１つの導電性電極として働く。装置ハウジングの内部は、ＡＩＭＤ電子機器である。通常は、ＡＩＭＤは、電池を含むが、必ずしもそうでなくてもよい。例えば、Ｂイオンは、外部パルス磁場からエネルギを受け取ることができる。リードワイヤ１０４は、身体組織に埋め込まれる点１４０までＡＩＭＤハウジングと絶縁する関係で経路指定される。脊髄刺激器１００Ｈの場合には、遠位ＴＩＰ１４０を脊髄内に置くことができる。脳深部刺激器１００８の場合には、遠位電極１４０は、脳組織の深部などに配置されることになる。心臓ペースメーカー１０００の場合には、単極遠隔電極１４０は、一般的に、心臓右心室に配置されることになる。
図９は、双極システムであることを除けば図８に非常に類似する。この場合、帰り道は、２つの遠位電極１４０と１４０’の間である。心臓ペースメーカー１００Ｃの場合には、これは、双極リードワイヤシステムとして知られ、電極の１つは、遠位ＴＩＰ１４２として公知であり、血液プールに浮遊することになる他方の電極は、ＲＩＮＧ１４４（図１０参照）として公知である。これと対照的に、図８の帰り道は、遠位電極１４０から身体組織を通って埋込み型医療装置１００の導電性ハウジング１０２までの間である。
図１０は、典型的に心臓ペースメーカー１００Ｃに用いられる遠位ＴＩＰ１４２及びＲＩＮＧ１４４を備える双極リードワイヤシステムを更に示している。これらの用途の全てで、患者は、ＭＲＩスキャナ又は医療診断処置中に用いられる他の強力なエミッタの磁場に露出される可能性がある。リードワイヤシステム１０４に直接導かれるＲＦ電流は、リードワイヤシステムの抵抗（Ｉ2Ｒ）損によるか、又は身体組織を流れる電流により引き起こされる加熱により加熱を引き起こす可能性がある。これらの電流が過剰になった場合には、これに伴う加熱により、身体組織に損傷を与えることがあり、破壊的切除を引き起こすこともある。
遠位ＴＩＰ１４２は、心臓の実際の心筋組織に隣接するか又はその内部に固定して埋込まれるように設計される。ＲＩＮＧ１４４は、血液プールに浮遊するように設計される。ペースメーカー心室には、血液が流れ（すなわち、潅流）、熱伝導性であり、従って、ＲＩＮＧ１４４構造は、実質的に冷却される。しかし、遠位ＴＩＰ１４２は、周りの身体組織により熱的に絶縁されており、ＭＲＩ磁場のＲＦパルス電流のため容易に加熱される可能性がある。従って、心臓ペースメーカー用途では、本発明の新しいタンク概念は、ＲＩＮＧ１４４電極とは対照的に、遠位ＴＩＰ１４２により多く関するものであることになる（しかし、本発明の概念は、両方に適用することができる）。神経刺激器電極に典型的であるような潅流が不良な領域に対しては、ＴＩＰ及びＲＩＮＧ電極の両方が、本発明のタンク回路を有するべきである。
図１１は、上述のリードワイヤシステム１０４に配置される誘導子Ｌ及びコンデンサＣの理想的な並列組合せを示す概略図である。この組合せは、特定の周波数（ｆr）で共鳴することになる理想的な並列タンク回路フィルタ１４６を形成する。（理想的とは、簡単にするためにモデルから抵抗損失を省略していることを意味する。）
図１２は、図１１の並列Ｌ−Ｃタンク回路１４６での共鳴ｆrの周波数を与え、この場合、ｆrは共鳴周波数（ヘルツ）、Ｌはインダクタンス（ヘンリー）、Ｃはキャパシタンス（ファラド）である。臨床ＭＲＩシステムの静磁場強度は、０．５テスラから３テスラまで変動し、新しい研究用機械では、１１．４Ｔ程の高さまで上がる。静磁場に伴うパルスＲＦ場は、Ｌａｍｏｕｒ方程式：ｆ＝γHＴにより与えられ、ここで、Ｔは磁場強度（テスラ）、γは水素の磁気回転比（４２．５８ＭＨｚ／Ｔ）である。従って、３テスラＭＲＩシステムのパルスＲＦ場は、ほぼ１２８ＭＨｚである。
図１２を参照すると、理想的なタンクフィルタの共鳴周波数ｆｒは、以下の方程式を用いることによって予測することができることが分る。
ここで、ｆrは共鳴周波数、Ｌは、誘導子構成要素のインダクタンス（ヘンリー）、Ｃは、コンデンサ構成要素のキャパシタンス（ファラド）である。この方程式には、３つの変数ｆr、Ｌ、及びＣがある。共鳴周波数ｆrは、関連のＭＲＩシステムの関数である。上述のように、１．５ＴのＭＲＩシステムは、ほぼ６４ＭＨｚで作動するＲＦシステムを用い、３．０Ｔシステムは、１２８ＭＨｚのＲＦを用いるなどである。関連のＭＲＩシステムを判断することにより、Ｌ及びＣのみが残る。これらのパラメータの一方を人為的に設定することによってフィルタ設計者は、残りの変数を解くだけでよい。これは、図１２に示している。
しかし、この方程式は、理想的な誘導子及びコンデンサ要素にしか対応しない。実際の誘導子及びコンデンサ構成要素は、直列抵抗要素を示し、これは、図１６の回路図に示されている。これらの抵抗構成要素は、材料及び設計を考慮するためのものであり、この構成要素のそれぞれの誘電及び容量値に独立である必要はない。
Ｐ−Ｓｐｉｃｅのような回路モデル化プログラムで、抵抗要素を反応要素と共にモデル化することにより、ＲL及びＲCは、図１６に示すように有意な寄与をもたらすことが分る。回路の合計の実際の抵抗が増大すると、タンクフィルタの３ｄＢ帯域幅が幅広くなる。３ｄＢ帯域幅が幅広くなることは、フィルタ周波数の範囲が広くなることに対応するために、これは、本発明では望ましい効果である。例えば、「理想的な」タンクフィルタは、６４ＭＨｚ（１．５ＴのＭＲＩに対して）でのみ共鳴することになり、３．０ＴのＭＲＩ（１２８ＭＨｚ）に減衰効果を持たない。しかし、実際の抵抗性に寄与するタンクフィルタは、３ｄＢ帯域幅が有意に増大することを示すことになり、設計者が適切な構成要素を選択すれば、タンクフィルタは、６４ＭＨｚ及び１２８ＭＨｚの両方でフィルタ処理することができる。
このようにフィルタ処理を増大させると、性能に欠点が生じる。タンクにより消散されるエネルギが有限であるために、タンクの帯域幅を広くすることも共鳴時の回路の最大減衰を鈍らせる効果を有する。減衰が低下しすぎると、ＭＲＩのＲＦパルス周波数でのフィルタ処理機能は、悪影響を受ける可能性がある。
更に、誘導子構成要素の直列抵抗にも関心が寄せられている。誘導子構成要素は、低周波数では電流経路として働くために、直列抵抗は、できるだけ小さくし、望ましい低周波数生物学的信号感知信号又は治療送出信号をフィルタで除去しないようにすべきである。このために、まず誘導性構造部品を選択し、次に、必要な容量性構成要素を計算することが好ましい。この場合、次に図１２の左側を行い（共鳴方程式をＣに関して解き）、回路に必要なコンデンサを判断する。
好ましい方法では、比較的高いインダクタンス（＞１００ｎＨ）を選択すべきである。タンクフィルタの選択性は、Ｌ／Ｃ比により決定される。従って、インダクタンス値が低すぎると、選択したＭＲＩパルス周波数で適切な量の減衰も適切な３ｄＢの帯域幅も得られない。図１２の方程式を用いると、６４ＭＨｚシステムを満たすのに必要なキャパシタンスは、４１ｐＦであることが分る。しかし、低周波数で保証するためには、誘導子には、比較的低い直列抵抗が必要であることは当業者には明らかである。誘導子の直列抵抗は、材料特性及びデザインの幾何学形状の関数であるために、構成要素を注意深く選択することが重大な意味を有する。
もう一度図１２を参照すると、誘導子及びコンデンサの値を適切に選択すれば、並列タンク共鳴周波数は、２１．３ＭＨｚ（．０５Ｔ）、６４ＭＨｚ（１．５Ｔ）、及び１２８ＭＨｚ（３．０Ｔ）などとすることができることが分る。図１２を参照すると、この計算では、最初に誘導子値Ｌが１５０ナノヘンリーに等しいと仮定することが分る。１５０ナノヘンリーは、ヒトの身体の内部の小さな幾何学形状に関する場合には、非常に大きな誘導子は実際的でないという事実から導かれる。これに加えて、このような誘導子にフェライト材料又は鉄コアを用いることは、２つの理由で好ましくない。すなわち、１）ＭＲＩスキャナの静磁場は、このようなフェライト内で磁気双極子を整列させ、従って、誘導子を無効化すると考えられ、２）フェライト材料が存在すると、ＭＲＩ画像にアーチファクトが引き起こされることになる。これは、心臓の右心室を撮像する場合には、例えば、画像のかなり大きな面積が、これらのフェライト材料が存在するために及びＭＲＩ磁場と相互作用する様式のために消失することになる。更に、誘導子は、主静磁場が存在する間には変動しないことも重要である。
また、共鳴未満、特に、非常に低い生物学的周波数である場合には、リードワイヤシステム内の電流は、誘導子要素を通って流れることにも注意すべきである。従って、誘導子要素の直列抵抗は、かなり低いことが重要である。逆に、非常に低い周波数では、電流は、コンデンサ要素を通って流れない。しかし、高周波数では、コンデンサ要素のリアクタンスは、遥かに低い値まで低下するが、実際に、高周波数がタンクフィルタを通過することが望ましい場合はない（ＡＩＭＤの遠隔測定ピンを除く）。従って、殆ど全ての用途で、コンデンサの抵抗損失が特に重要ということはない。これは、コンデンサの等価直列抵抗（ＥＳＲ）としても公知である。コンデンサＥＳＲの成分は、コンデンサの消散率である（低周波数現象）。共鳴よりも遥かに高い周波数では、本明細書に説明するような並列タンク回路１４６の構成要素として用いる時に、コンデンサの消散率又はＥＳＲ全体がどれだけ高いかは特に重要ではない。
再び図１２を参照すると、図示の共鳴周波数ｆr方程式をＣに関して解くことによるキャパシタンスの計算を見ることができる。インダクタンス値を１５０ナノヘンリーとすると、キャパシタンス４１．３ピコファラドを必要とすることになることが分る。高誘電定数を与える適切なセラミック誘電体は、当業技術で公知であり、キャパシタンス解析的に非常に効率がよい。更に、それは、生体適合性材料で作ることができ、それによって本発明に用いるのに理想的な選択項目になる。
図１３は、図１１の理想的な並列タンク回路１４６に対するインピーダンス対周波数を示すグラフである。ここに見られるように、理想的な（ゼロ抵抗の）回路構成要素を用いると、図１１に示す並列タンク回路１４６に対して点ＡとＢの間で測定したインピーダンスは、共鳴周波数ｆrに近づくまではゼロである。共鳴周波数では、これらの理想的な構成要素は、互いに組み合わせて無限インピーダンスに近づける。これは、図１４に示すコンデンサと並列の誘導子のインピーダンスに対する方程式Ｚabから得られる。誘導リアクタンスが容量リアクタンスに等しい場合には、２つの虚数ベクトルが互いに相殺し、合計してゼロになる。図１４及び図１５の方程式を参照すると、Ｚabのためのインピーダンス方程式では、ＸL＝ＸCである場合は、分母にゼロが現れることになることが分る。これは、分母がゼロに近づくとインピーダンスが無限に近づく効果を有する。これは、１つの特定の周波数では、図１１の点Ａと点Ｂの間のインピーダンスが、非常に高く現れる（スイッチを開くのに類似する）ことになることを意味する。従って、例えば、心臓ペースメーカーの場合には、心臓ペースメーカーを単一の一般的なＭＲＩシステムと適合性があるように設計することができるであろう。例えば、患者用資料、及び場合によってはデジタル的に保存された埋込みＲＦＩＤチップ上の情報に含まれた装置使用説明書では、ペースメーカーリードワイヤシステムは、３テスラのＭＲＩシステムと適合するように設計されていることにも注意することができるであろう。従って、この特定の装置では、遠位ＴＩＰのタンクフィルタ１４６は、Ｌ及びＣ値が、１２８ＭＨｚで共鳴するように注意深く選択され、ＭＲＩパルス周波数で高いか又はほぼ無限のインピーダンスを示す場所に組み込まれるであろう。
図１６は、この場合には誘導子Ｌ及びコンデンサＣが理想的でないことを除けば図１１の並列タンク回路１４６の概略図である。すなわち、コンデンサＣは、そうでなければ消散率又は等価直列抵抗（ＥＳＲ）として業界で公知のそれ自体の内部抵抗ＲCを有する。更に、誘導子Ｌは、抵抗ＲLも有する。受動要素で受けるものに対しては、誘導子Ｌは、ある程度の並列キャパシタンス（ＣP）も有することになることは理解されるであろう。この寄生キャパシタンスは、隣接する巻回に付随するキャパシタンスから生じる。しかし、意図されるインダクタンス値が非常に低いために、ＭＲＩのＲＦパルス周波数では、誘導子の並列キャパシタンスは無視することができると想定することができる。更に、コンデンサＣは、直列に現れることになるある程度の内部インダクタンスも有することができる。しかし、本明細書に説明する新しいコンデンサは、非常に小さいか又は同軸であり、直列インダクタンスは無視することができる。従って、図１６に示す回路は、本明細書に説明する新しい並列タンク回路１４６のための非常に良好な近似モデルである。
これは、周波数極限で図１６のタンク回路１４６を見ると最も良好に理解される。非常に低い周波数では、誘導リアクタンス方程式は、ＸL＝２πｆＬである。周波数ｆがゼロに近づくと（ＤＣ）、これは、誘導子が短絡回路のように見えることを意味する。一般的に、生物学的信号は、低周波数、典型的に１０Ｈｚと１０００Ｈｚの間である。例えば、心臓ペースメーカー１０００では、関連の生物学的周波数の全ては、１０Ｈｚと１０００Ｈｚの間に現れる。これらの低周波数では、誘導リアクタンスＸLは、ゼロオームに近づくことになる。一方、この範囲にわたって、方程式ＸC＝１／（２πｆｃ）である容量リアクタンスＸCは、無限又は開回路のように見えることになる。従って、低周波数では、図１６の点Ａと点Ｂの間のインピーダンスは、実質的にＲLに等しい。従って、誘導子の抵抗（ＲL）は、できるだけ小さく維持し、生物学的信号の減衰又は身体組織への電気刺激パルスの減衰を最小限にすべきである。それによって生物学的信号及びペーシングパルスがタンクフィルタ１４６を自由に通過することができるようになる。それはまた、容量損失ＲCの量が特に重要ではないことを示している。実際、その損失が非常に高い周波数の信号（例えば、携帯電話からの望ましくないＥＭＩ）を自由に通過させないほどかなり高いことが望ましいであろう。更に、図１６に示す回路のＱは、タンク周波数帯域幅を少し広くすることができるように注意深く釣り合わせることが望ましい。言い換えると、好ましい実施形態では、６４ＭＨｚ及び１２８ＭＨｚの両方を遮断するのに十分な広いタンクを有し、それによって医療装置を１．５テスラ及び３テスラのＭＲＩシステムの両方での使用に適合させることが可能であろう。
図１７は、先に図８に示す単極ＡＩＭＤリードワイヤシステムに遠位電極１４０付近に本発明のタンクフィルタ１４６を加えた図である。上述のように、タンク回路１４６が存在すると、１つ又はそれよりも多くの特定のＭＲＩのＲＦパルス周波数で非常に高いインピーダンスが存在することになる。それによってこの選択した周波数で、電流が遠位電極１４０を通って身体組織内に循環することが防止される。これは、遠位ＴＩＰ加熱により組織損傷が引き起こされないように、患者に対する非常に高度の重要な保護を提供することになる。
もう一度図１７を参照すると、任意的なＲＦＩＤタグ２６０が能動型埋め込み医療装置の近くのリードワイヤに配置されているのが見られる。２００６年１月２５日出願の米国特許出願出願番号第１１／３０７、１４５号は、その内容が本明細書に組み込まれており、ＲＦＩＤタグを配置し、それらを心臓ペースメーカーなどのヘッダブロック内に密封する方法を説明している。埋込み型医療装置とリードワイヤシステムの間に「様々なものを組合せること」が続いて起こることは、当業技術ではよく見られる。これは、特に心臓ペースメーカーで事実である。例えば、Ｓｔ．ＪｕｄｅペースメーカーをＭｅｄｔｒｏｎｉｃリードワイヤと共に用いること及びその逆は非常によく見られる。更に、リードワイヤが、実際の能動型埋め込み医療装置よりも遥かに長くヒト体内に埋め込まれたままとされることもよく見られる。例えば、ペースメーカー患者には、リードワイヤが４０年以上埋め込まれる可能性があり、この場合、ペースメーカー自体は、５〜７年毎に胸筋ポケット内で交換されて差し込まれる。本発明のタンクフィルタは、あらゆるモデルペースメーカーと共に働いて、リードワイヤ及びその付随する遠位ＴＩＰのＭＲＩ処置中に過熱しないように設計される。従って、長期間にわたって、病院又はＭＲＩ実験室は、どの患者がＭＲＩ適合性のリードワイヤシステムを有していてどの患者が有していないかを識別することができることが非常に重要である。本発明の特徴は、適切に識別することができるように、ＲＦＩＤタグ２６０を埋込み型装置に固定又はそれに隣接して配置するか、又は電極ワイヤシステム内に配置することができることである。更に、ＲＦＩＤタグ２６０は、そのために遠位ＴＩＰタンクが設計された共鳴周波数のような重要な情報を含むことができる。例えば、ＲＦＩＤタグ２６０は、１．５Ｔ（６４ＭＨｚ）でＲＦＩＤ適合性であることを示すパルスを放出することができる。更に、能動型埋め込み医療装置は、頑強なＥＭＩフィルタも組込み、ＲＦＩＤエミッタ（読取装置又はスキャナ）がＡＩＭＤ自体の電子素子と干渉しないようにすることが重要である。本発明に理想的なＲＦＩＤ周波数は、身体組織を容易に穿通し、リードワイヤに取り付けられたＲＦＩＤタグ２６０により検出されることになる１３．５６ＭＨｚとされるであろう。ＲＦＩＤタグ２６０をリードワイヤに取り付けるのに用いることができる様々な固定法が存在し、これには、リードワイヤ自体の封入材料内に結合するか、又は結束又は縫合取付けによるものが含まれる。ＲＦＩＤタグ２６０は、リードワイヤ自体に直接取り付ける必要もない。例えば、当業技術では、ＲＦＩＤグは、ヒト身体のあらゆる部位、例えば手首付近に注入することができる。この場合、ＲＦＩＤタグ２６０は、リードワイヤシステム及び／又はＡＩＭＤ自体の存在又はＭＲＩ適合性に関する重要な情報を含むことになる。Ｖｅｒｉｃｈｉｐと呼ばれる会社は、動物及びヒトの識別のための埋込み型ＲＦＩＤタグを既に有している。Ｖｅｒｉｃｈｉｐ及び他の従来技術のＲＦＩＤタグの問題点は、真に密封ではないことである。ＲＦＩＤチップを保持するための新しい密封キャニスタは、２００６年１月２５日出願の米国特許出願出願番号第１１／３０７、１４５号に開示されており、その内容は、本明細書において引用により埋め込まれている。移植片及びリードワイヤシステム（例えば、４０年又はそれよりも長く埋込まれる可能性がある蝸牛又はペースメーカーリードワイヤ）の潜在的な長さのために、埋込みＲＦＩＤタグは、長期間にわたって信頼性があることが重要である。これは、少なくとも１×１０-7ｃｃ／秒を超える漏出速度まで真に密封である必要があることを意味する。従って、米国特許出願出願番号第１１／３０７、１４５号に説明するような密封アセンブリが好ましい実施形態である。
図１８は、スイッチを用いてその機能を示す新しいタンクフィルタ１４６の理想的な代表例である。誘導子Ｌは、スイッチＳLで置換した。誘導子のインピーダンスが非常に低い場合には、スイッチＳLは閉じられることになる。誘導子のインピーダンス又は誘導リアクタンスが高い場合には、スイッチＳLは開いて示されることになる。コンデンサ要素Ｃには、対応する類似性が存在する。容量リアクタンスが非常に低いインピーダンスに見える場合には、コンデンサスイッチＳCは、閉じて示されることになる。容量リアクタンスが非常に高いインピーダンスとして示される場合には、スイッチＳCは、開いて示されることになる。この類似性は、図１９、図２０、及び図２１を参照すると最も良く理解される。
図１９は、タンクフィルタ１４６の低周波数モデルである。低周波数では、コンデンサは、開回路のように見える傾向があり、誘導子は、短絡回路のように見える可能性が高い。従って、スイッチＳLは閉じ、スイッチＳCは開く。これは、タンクフィルタ１４６の共鳴周波数未満の周波数では、電流は、誘導子要素を通って流れることになるという指標である。これは、低周波数の生物学的信号が減衰しないという本発明の重要な考察である。例えば、心臓ペースメーカーでは、関連の周波数は、典型的に１０Ｈｚと１０００Ｈｚの間に収まる。ペースメーカーのペーシングパルスは、この典型的な周波数の範囲に収まる。更に、埋込み型医療装置は、同じ周波数の範囲で生物学的周波数も感知する。従って、このような信号は、タンクフィルタの誘導子要素を通って容易に流れることができることが必要である。品質係数（Ｑ）が非常に高く、かつ寄生直列抵抗が低くなるように、誘導子設計には多大な注意を払う必要がある。
図２０は、共鳴周波数での新しいタンクフィルタ１４６のモデルである。定義により、並列タンク回路が共鳴している時には、回路全体に対して非常に高いインピーダンスを示している。従って、スイッチＳL及びＳCの両方が開いて示される。例えば、このようにして、タンクフィルタ１４６が、選択したＭＲＩのＲＦパルス周波数でＭＲＩ電流がペースメーカーリードワイヤを通り、及び／又は身体組織内に流れることを防ぐ。
図２１は、高周波数でのタンクフィルタ１４６のモデルである。高周波数では、誘導子は、開回路のように見える可能性が高い。従って、スイッチＳLは開いて示される。高周波数では、理想的なコンデンサは、短絡回路のように見える可能性が高いために、スイッチＳCは閉じる。実際のコンデンサは、理想的でなく、高周波数での作動で劣化する可能性が高いことに注意すべきである。これは、コンデンサの等価直列インダクタンス及び等価直列抵抗によるものである。幸運なことには、本発明では、コンデンサ要素Ｃが高周波数でどれほど損失が多くなるかは重要でない。これは、例えば、携帯電話からの望まない電磁干渉がリードワイヤシステムを流れることを低減する働きのみをすることになる。従って、コンデンサ要素Ｃの品質係数は、誘導子要素Ｌの品質係数ほど重要でない。誘導リアクタンス（ＸL）の方程式は、図１５に与えられる。更に、図１５には、コンデンサリアクタンス方程式（ＸC）も与えられる。ここに見られるように、周波数にゼロを代入すると、非常に低い周波数では、誘導子は、短絡回路のように見える傾向があり、コンデンサは、開回路のように見える可能性が高いことが導かれる。同じ方程式に非常に高い周波数を代入することにより、非常に高い周波数では、理想的な誘導子は、無限又は開放インピーダンスのように見え、理想的なコンデンサは、非常に低いか又は短絡回路インピーダンスのように見えることが分る。
図２２は、各リードワイヤ１０４、１０４’の２つの新しいタンクフィルタ１４６を示すために書き直した図９の双極システムである。この場合、双極リードワイヤ１０４、１０４’の両方のＬ1及びＣ1から成るタンク回路Ｆr1が存在し、これは、１つの選択した周波数で共鳴するように設計される。１．５テスラＭＲＩシステムでは、これは、６４ＭＨｚとされることになる。次に、これらは、Ｆr2で共鳴するように設計された第２の組のタンクフィルタ１４６’と直列に配置される。これらは、Ｌ2、Ｃ2並列誘導子コンデンサ組合せから成る。これらは、３テスラＭＲＩシステムで作動するように設計することができ、従って、１２８ＭＨｚで共鳴するように設計されることになる。従って、電流は、両方の型のＭＲＩシステムにより遮断されることになる。この例でのトレードオフは、必要な付加的な構成要素のために、遠位電極１４０、１４０’が物理的に伸長されると考えられることである。図１７に関して説明したもののようなＲＦＩＤチップは、本発明によりタンクフィルタ１４６を組み込む時に各電極又はリードワイヤ１０４、１０４’を識別するために、各１０４、１０４’リードワイヤに付随することができる。代替的に、単一のＲＦＩＤチップは、リードワイヤ１０４、１０４’又は患者のあらゆる部位のいずれかに付随し、タンクフィルタ１４６を組み込む時にリードワイヤ１０４及び１０４’の両方を識別することができる。
図２３は、本明細書の設計工程を良好に示す意志決定ツリーブロック図である。ブロック１４８は、設計者が行う必要がある初期意志決定段階である。説明のために、都合のよいキャパシタンス値から開始することにする。このキャパシタンス値は、一般的に、ＡＩＭＤリードワイヤシステム及び他の因子に利用可能な空間量に関連することになる。実際的な目的では、これらの値は、一般的に、数十ピコファラドから約１０、０００ピコファラドまでのキャパシタンス値の範囲である。これは、本発明の範囲内で実質的に実施することができるキャパシタンスの量に実際的な境界を設ける。しかし、これは、本発明の一般的な原理を制限することは意図せず、ただ、好ましい実施形態を説明している。従って、好ましい実施形態では、一般的に１０ピコファラドから約４０００ピコファラドまでの範囲のキャパシタンス値が選択されることになり、次に、選択した遠隔測定周波数で自己共鳴するのに必要な対応するインダクタンス値に対して解く。図２３に戻ると、設計がＣを第１にするか又はＬを第１にするかが決定される。キャパシタンス値Ｃを第１にするように想定することに決めた場合には、左のブロック１５０に向う。ブロック１５０では、遠位ＴＩＰ１４２のタンクフィルタ１４６を全体的に実施する必要性の評価を行い、次に、実現可能なキャパシタンス値を考える。従って、意志決定ブロック１５０では、コンデンサ値を考える。次に、ブロック１５２で、インダクタンス（Ｌ）の必要な値について、図１２の共鳴タンク方程式ｆrを解く。次に、いくつかの誘導子設計を見て、空間及び他の設計の制約内にインダクタンス値が実現可能であるか否かを見る。インダクタンス値が実現可能であれば、ブロック１５４に進み、設計を最終判断する。インダクタンス値が物理的及び実際的な制約内に実現可能でなければ、ブロック１５０に戻り、新しいキャパシタンス値を考える必要がある。このループは、最終的に適合可能なコンデンサ及び誘導子設計に行き当たるまで何度も回ることができる。場合によっては、これのみを用いて最終的な設計を達成することはできないことになる。言い換えると、設計基準の全てを満たす結果を達成するために、特注コンデンサ値又は設計を用いる必要がある可能性がある。すなわち、タンクフィルタ１４６が必要な品質係数（Ｑ）を有するように内部損失ＲCが十分に高いコンデンサ設計及び内部損失ＲLが小さい誘導子設計は、大きさが十分に小さく、十分な電流及び高電圧処理機能などを有するのに十分な帯域幅（しかし、大き過ぎない）を有する。言い換えると、この意志決定ツリーを行う時には、全ての設計基準を考慮する必要がある。
ブロック１５０、１５２、及び１５４から成る左手側の意志決定ツリーを多数回行い、「ノー」が出続ける場合には、インダクタンスの実現可能な値を考え、ブロック１５６で始まる右手側の意志決定ツリーへ行く必要がある。次に、それが確実に働き、設計空間及び指針に適合することになるように、誘導子ＲLに対して十分に低い等価直列抵抗でインダクタンス（Ｌ）の実現可能な値を考える。そのインダクタンスの値を考えた後、次に意志決定ブロック１５８に進み、図１２の方程式Ｃを解いて必要なキャパシタンスの量を判断する。キャパシタンスＣの望ましい量を見出した後、キャパシタンスのその特注値が設計パラメータに適合することになるか否かを判断する。段階１６０で判断したキャパシタンス値が実現可能である場合には、先に進み、設計を完成させる。しかし、実現可能でない場合には、段階１５６まで戻り、Ｌの異なる値を考え、再び意志決定ツリーを行うことができる。これは、設計全体に対して実際的なＬ及びＣの組合せが見出されるまで何度も行われる。本発明においては、直列の個別の誘導子又は並列の個別のコンデンサを用いて同じ全体的な結果を達成することができる。例えば、誘導子要素Ｌの場合には、２つ、３つ、又はそれよりも多く（ｎ）のそれぞれの誘導子要素を直列に用いることが可能とされることになる。並列タンクフィルタ１４６に見られるコンデンサ要素にも同じことが言える。更に、並列のコンデンサを加えるか又は減らすことにより、インダクタンスと並列に共鳴することになる総キャパシタンスを調節することができる。
また、その隣接する巻回の間に相当な寄生キャパシタンスを有する単一の誘導性構成要素を用いることも可能である。設計者は、注意深く複数の巻回を用いれば、コイルが所定の周波数で自己共鳴するように十分な寄生キャパシタンスを生成することができる。この場合、所定の周波数は、ＭＲＩパルス周波数とされることになる。
また、タンク回路１４６全体の効率も、品質係数Ｑに関して測定されるが、この係数は、個別のコンデンサ及び誘導子に対して上述したものとは異なって定められる。回路Ｑは、一般的に、次式：
Ｑ＝ｆr／（Δｆ3dB）
を用いて表され、ここで、ｆrは共鳴周波数であり、図２４の点ａ及びｂで表されるΔｆ3dBは、タンクフィルタ１４６の帯域幅である。帯域幅は、一般的に、挿入損失図で測定した３ｄＢの損失点での２つの測定した周波数ｆ1及びｆ2の間の差として捕らえられ、共鳴周波数は、ｆ1とｆ2の間の平均である。この関係に見られるように、Ｑ値が高ければ、３ｄＢ帯域幅が狭くなる。
Ｑ＝ｆr／（Δｆ3dB）
を用いて表され、ここで、ｆrは共鳴周波数であり、図２４の点ａ及びｂで表されるΔｆ3dBは、タンクフィルタ１４６の帯域幅である。帯域幅は、一般的に、挿入損失図で測定した３ｄＢの損失点での２つの測定した周波数ｆ1及びｆ2の間の差として捕らえられ、共鳴周波数は、ｆ1とｆ2の間の平均である。この関係に見られるように、Ｑ値が高ければ、３ｄＢ帯域幅が狭くなる。
タンクフィルタを設計する時には、材料及び印加パラメータを考慮すべきである。殆どのコンデンサ誘電体は、１０年が経過する毎にキャパシタンス値が１％〜５％エージングするために、それによって共鳴周波数が、２．５％よりも大きくシフトすることになる可能性がある。高度Ｑフィルタでは、それによってタンク性能が有意に有害に低下することになる可能性がある。低度Ｑフィルタでは、共鳴シフト効果が最低になり、フィルタを通る周波数帯域を幅広くするであろう。しかし、低度Ｑフィルタでは、望ましいタンク周波数で望ましいものよりも低い減衰挙動も現れる（図２４、曲線１６２参照）。このために、本発明のタンクフィルタに最適なＱは、高度Ｑ誘導子Ｌ及び比較的低度ＱコンデンサＣを統合することになり、これは、図２４の曲線１６４に示されている中程度Ｑタンクフィルタになることになる。
従って、タンク回路の「Ｑ」又は品質係数は、非常に重要である。上述のように、低周波数で非常に低い損失回路を有し、生物学的信号が望ましくない減衰を起こさないようにすることが望ましい。品質係数は、フィルタの損失を判断するだけでなく、その３ｄＢ帯域幅にも影響を及ぼす。フィルタ応答曲線（ボード線図）をプロットすると、３ｄＢ帯域幅により、どれだけ急激にフィルタが上昇及び下降することになるかが判断される。図２４の曲線１６６を参照すると、１２８ＭＨｚで共鳴するタンクに対して、理想的応答は、１２８ＭＨｚで無限に減衰するが、１ＫＨｚ未満の低周波数でゼロ減衰するものとされることになる。空間が制限され、構成要素内の寄生損失が実在すれば、これは明らかに不可能である。言い換えると、（極低温以外で）内部抵抗ゼロの誘導子を構築することは不可能である。一方、完全な（理想的な）コンデンサを構築することも不可能である。コンデンサは、等価直列抵抗として公知の内部抵抗を有し、少量のインダクタンスも有する。従って、本発明の目的を達成するために回路を実際に実現化することは困難である。これは、タンク回路が微小であって高度に信頼性があり、完全に生体適合性があるようにする必要もあることも考慮する時に特に当て嵌まる。
回路の性能は、誘導子及びコンデンサの両方の効率に直接関係する。すなわち、各構成要素の効率が悪ければ、熱損失が大きくなることになり、これは、抵抗器要素を理想的な回路図に加えることによって表現することができる。タンク回路の低度Ｑの効果は、共鳴周波数周辺の共鳴ピークを広くすることである。低度Ｑコンデンサを故意に用いることにより、複数のＭＲＩのＲＦ周波数、例えば６４ＭＨｚ及び１２８ＭＨｚで比較的高いインピーダンス（高度減衰）を示すように共鳴の幅を広くすることができる。
再び図２４を参照すると、高度Ｑ誘導子が低度Ｑコンデンサとの組合せで用いられている曲線１６４を見ることができる。これは、非常に低い周波数では、タンク回路１４６のインピーダンスは、本質的にゼロ（１オーム未満）オーム（又は、ゼロｄＢ損失）であるという点で非常に望ましい効果である。これは、生物学的周波数が望ましくないほど減衰しないことを意味する。しかし、３ｄｂ帯域幅は、遥かに大きいことが分る。これは、複数のＲＦ周波数を遮断することになるために望ましい。周波数を更に高くすると、曲線１６４は、携帶電話及び電子レンジなどから他の高周波数ＥＭＩ信号を望ましく減衰することになる。従って、比較的高損失コンデンサと組み合わせて非常に低い損失誘導子を用い、中度又は低度Ｑタンクフィルタを達成することが望ましいことが多い。再び図２４を参照すると、回路全体又はそれぞれの構成要素のＱが低くなり過ぎていれば、タンクフィルタの全体的減衰が重大に劣化していることが分る。従って、構成要素設計とタンク回路Ｑとの間で注意深く均衡をとることが必要である。
図２５は、「医療器具開発協会（ＡＡＭＩ）ＰＣ６９ペースメーカーＥＭＣ作業部会」からの実際の患者のＸ線の写図である。この特定の患者は、心臓ペースメーカー１０００及び埋込み型電気除細動器１００１の両方が必要であった。対応するリードワイヤシステム１０４は、ここに見られるように、非常に複雑なアンテナ及びループ結合状況を発生させる。「ＡＡＭＩペースメーカーＥＭＣ作業部会」により提供された「埋込み型パルス発生器及び埋込み型電気除細動器のための有効なリードループ領域の推定」という名称の論文を参照されたい。
再び図２５を参照すると、ペースメーカー１０００から右心房及び右心室の両方に電極が存在することが分る。これらの両方は、ＴＩＰ及びＲＩＮＧ電極を伴う。業界では、これは二室二極式リードワイヤシステムとして公知である。従って、最小でも、本発明のタンクフィルタ１４６は、心臓ペースメーカーから右心房の遠位ＴＩＰ及び右心室の遠位ＴＩＰに配置される必要がある。更に、埋込み型電気除細動器（ＩＣＤ）１００１は、右心室内に直接埋込まれることも分る。更に、ＭＲＩに露出してもそのリードワイヤシステムに過剰な電流を誘発することができないように、そのショックＴＩＰ及び感知電極にもタンクフィルタを必要とする。最新の埋込み型電気除細動器（ＩＣＤ）は、ペーシング及び電気除細動（ショック）機能の両方を組み込んでいる。従って、図２５に示すように患者が２つの個別のＡＩＭＤシステムを有することは非常に稀になっている。しかし、電極の数は、同じのままである。更に、２心室ペースメーキング（左心室のペーシング）を含む新しい複合ペースメーカー／ｌＣＤシステムも存在する。これらのシステムは、９から更に１２個程の多くのリードワイヤを有することができる。
図２６は、新しい２心室リードワイヤシステムの１つの実際の患者の心臓Ｘ線の線図である。新しい２心室システムは、うっ血性心不全を治療するのに用いられており、リードを左心室の外側に埋込むことが可能になる。これは、非常に効率的なペーシングシステムになるが、リードワイヤシステム１０４は、非常に複雑である。図８、図９、図１０、及び図１１に示すようなリードワイヤシステム１０４は、ＲＦ場に露出されると、このようなリードワイヤシステム内に電流が誘発される可能性がある。２心室システムでは、タンクフィルタ１４６は、３つの遠位ＴＩＰの各々に必要とされることになる。
図２７は、遠位ＴＩＰ１４２及び遠位ＲＩＮＧ１４４電極を示す一室双極心臓ペースメーカーリードワイヤを示している。これは、ＲＩＮＧコイル１０４がＴＩＰコイル１０４’の回りに巻き付けられた螺旋巻き（同軸）システムである。これらの２つのリードが互いに並列に置かれた他の種類のペースメーカーリードワイヤシステムも存在する（２本巻きリードシステムとして公知）。
図２８は、図２７の領域２８〜２８の概略図である。遠位ＴＩＰ１４２及びＲＩＮＧ１４４電極の領域では、タンクフィルタ１４６及び１４６’は、それぞれのＲＩＮＧ及びＴＩＰ回路の各々と直列に配置される。ＲＩＮＧ回路ワイヤ１０４は、簡単にするために、コイル型の代わりに真っ直ぐに描かれている。従って、ＭＲＩパルスＲＦ周波数では、高インピーダンスが示されることになり、それによって望ましくないＭＲＩ誘発ＲＦ電流の流れが減少又は停止することになる。
ＴＩＰ１４２は、心筋組織と密接に接触して挿入されるように設計される。時間が経つと、それは、このような組織に封入されて完全に組み込まれか又は埋められるようになる。しかし、ＲＩＮＧ１４４は、血液プール、例えば、心室又は心房に浮遊するように設計される。血液が一定に潅流されると、ＲＩＮＧ１４４は、ＭＲＩのような医療診断処置中に幾分冷却される。しかし、心筋組織に埋め込まれたＴＩＰ１４２は、相対的に熱的に絶縁される。血液プールに浮遊するＲＩＮＧ電極が血液の流れにより適切に冷却されることになると常に考えることはできない。非常に低い血流速度及び潅流の問題に至る疾病を有するある一定の種類の患者が存在する。従って、好ましい実施形態では、遠位ＴＩＰ及びＲＩＮＧの両方が、本発明のタンクで濾過されることになる。従って、新しいタンクフィルタ１４６の作動は、遠位ＴＩＰが加熱されて関連する組織が損傷を受けないようにするために、ＲＩＮＧ１４４でよりもＴＩＰ１４２での方が重要である。殆どの心臓用途では、ＴＩＰタンクフィルタのみが、ＭＲＩ適合性のために必要とされる。
図２９及び図３０は、従来技術の管状貫通コンデンサ１６８を示している。当業技術では、これは、単一壁又は突出管状コンデンサとして知られ、市販のための電子用途には非常によく用いられる。このようなコンデンサ１６８は、引抜き−押出し工程で作られる。管は、望ましい長さで切断されて焼かれる（焼結される）。この場合の材料は、高Ｋセラミック誘電体１７０である。管１７０は、次に、図示のように外側１７２で金属化され、内側直径１７４でも金属化される。キャパシタンスは、内側及び外側直径金属被覆１７２、１７４（高Ｋ誘電体により分離された２つの同心円筒形）の間に形成される。フランジ１７６は、一般的に、隔壁に都合よく装着するために高温半田付着１７８によりコンデンサ１６８に結合させる。更に、貫通コンデンサ１６８を連続的に通過し、高温半田１８２を用いて内側直径金属被覆１７４に結合されたリードワイヤ１８０も存在する。この連続リードワイヤにより、全ての従来技術の貫通コンデンサは、新しい個別のリードを常に特徴とする本タンク発明から区別される。これらの従来技術の貫通コンデンサは、非常に効率的な低インダクタンスコンデンサであり、上述のように、様々な従来技術の電子低域ＥＭＩフィルタ用途に用いられている。
図３１は、従来技術の多層管状コンデンサ１８４の断面図である。これは、管押出し工程によって形成されていないことを除けば、図３０に示されているコンデンサ１６８と非常に類似する。このコンデンサ１８４は円筒形に巻かれ、埋込み電極板１８６、１８８を有し、円筒形である。次に、これを焼き、図示のようにその上端１９０及び底部端部１９２に金属被覆を配置する。リードワイヤ１９６まで電気結合１９４を作る。金属被覆１９２を電極の組１８８の断面の底部に付着させる。隔壁内に都合よく装着するために任意的なフランジ１９８を加える。このフランジは、高温半田及びろう付けなど２００を用いて取り付けられる。
図３２は、本発明の特徴を示す図２９及び図３０に示されている従来技術の単一壁管状コンデンサ１６８の修正である。図３２では、能動型埋め込み医療装置１００（図示せず）からのリードワイヤであるリードワイヤ１８０が存在することが分る。遠位ＴＩＰ１４２は、身体組織と接触する。この場合、これは、心臓ペースメーカーの心室の遠位ＴＩＰ１４２とすることができる。
図３３は、図３２に示す（受動固定翼は図示せず）高表面積遠位ＴＩＰ１４２の逆転図である。当業技術でよく見られる遠位ＴＩＰがいくつか存在する。一般的に、これらは、非常に表面積を大きくし、身体組織との電気性能が最適にされる。これらは、低分極ＴＩＰとして公知である。これらのＴＩＰ設計の一部は、組織炎症、壊死などを最小限にするためにある一定の薬物を溶出するようにも設計される。
図３４は、図３３に先に示した逆転遠位ＴＩＰの変形を示している。図３４は、当業技術では、その尖った点２０４及び螺旋コイルが、一般的に身体組織内に曲がりくねって入るように設計された能動固定螺旋ＴＩＰ１４２’として公知である。ＴＩＰ１４２’は、一般的にプラチナ又はチタンなどのような生体適合性材料から成るベース板２０２と、一般的にレーザ溶接２０６によりベース板に取り付けられた螺旋リードワイヤ２０４とを含む。
図３２に示す新しい構造は、図３２の線３５〜３５に沿って取った図３５の断面図を見ると良く理解される。図３５を参照し、図３０と比較すると、２つの間には相当な違いがあることが分る。最初に、新しいリードワイヤ１８０は、貫通コンデンサ１６８の中心を通って全部は通過しないという点で不連続である。代替的に、それは、誘導性構造２０８により置換される。構造２０８は、空心巻線又は等価非強磁性誘導子とすることが望ましいが、必ずしもそうでなくてもよい。この場合、空心巻線コイルは、管状コンデンサ要素の内部にあり、従って、体液に直接露出されることから保護される。上述のように、誘導子コイルを体液に組み込むことは、体液の誘電率が変動するために、また、その導電性特性のために問題がある。しかし、この用途は、軍事、宇宙、及び様々な他の商業用途を含む様々な非医療移植用途にも広く応用される。従って、誘導子２０８は、環状誘導子、フェライト又は鉄又は他の強磁性コアの回りのソレノイド誘導子、及び様々な強磁性材料を含むフェライトチップ誘導子などから成る群を含むこともできる。上述のように、ＭＲＩシステムが存在する時にこれらの強磁性材料を用いることは、理想的ではない。この理由は、強磁性材料が履歴挙動を示すことであり、それによって高磁場での電気的性能が変化することになる。更に、実質的なＭＲＩ画像アーチファクトも誘発されることになる。しかし、非医療用途では、誘導子Ｌが様々な材料で作ることができない理由はない。更に、装置は、同軸ＴＩＰ１４２と統合され、心臓病患者の心室又は心房に直ぐに移植することを可能にすることも分る。
図３６には、図３２及び図３５の新しいタンクフィルタ１４６のための理想的な概略図が示されている。上述のように、Ｃ（１６８）及びＬ（２０８）の値は、共鳴するように注意深く選択され、選択したＭＲＩパルス周波数又は周波数帯域で高インピーダンスＬ−Ｃタンクフィルタが達成されるようにする。
再び図３５を参照すると、リードワイヤ１８０と、点１８２でコンデンサ内側直径金属被覆１７４に電気的に取り付けられた導電性末端キャップ２１０との間には、電気的結合が必要であることが分る。更に、点１７８で遠位ＴＩＰ１４２とコンデンサ外部直径金属被覆１７２との間にも電気的結合が必要である。更に、誘導子渦巻２０８と導電性遠位ＴＩＰ１４２の間にも電気的結合１８３が必要である。この電気的結合では、誘導子要素２０８をコンデンサ要素１７０と並列に配置することにより、本発明の新しいタンクを形成する。ここでもまた、リードワイヤ１８０は、遠位ＴＩＰ１４２まで不連続であり、この不連続性は、誘導子渦巻２０８で置換される。電気的結合の全てが、適切な生体適合性材料であることが非常に重要である。例えば、電気的結合１８１は、適切なレーザ溶接とすることができる。電気的結合１８２及び１８３は、金又はプラチナ薄片負荷シリコーン、又はポリイミドなどのような生体適合性のある熱硬化導電性接着剤とすることができる。遠位ＴＩＰ１４２と内側直径金属被覆１７４との間に示されている間隙２１２は、空気とすることができるが、生体適合性のあるプラスチック熱硬化ポリマーのような絶縁体であることが好ましい。
図３７は、図３１に上述の従来技術の多層コンデンサ１８４の断面図である。図３７を参照すると、リードワイヤ１９６は不連続であることが分る。実際、リードワイヤ１９６は、点２１４で終端し、ここで、内部誘導子２０８に取り付けられるが、これは、他の用途で示すような空心巻線渦巻型誘導子とすることができ、又はフェライトチップ誘導子などとすることができる。更に、誘導子は、コンデンサ１８４の周りの外側に巻くことができる。上述のように、誘導子をコンデンサの外側に巻くということは、その巻回が直接体液に露出されることになり、これは望ましくないことになる。体液は、比較的導電性であり、電流が巻回間に流れるように導くことになる。更に、体液の誘電率は、巻回間の寄生キャパシタンスを変化させ、それによって並列タンクの共鳴周波数に影響を及ぼすことになる。リードワイヤ１９６とコンデンサ上部金属被覆層１９０との間には、電気的及び機械的取付け部１９４が存在する。この金属被覆は、電極板の組１８６に接触する。多層管状コンデンサ構造１８４の反対端には、遠位ＴＩＰ電極１４２が存在する。これは、点２１６で、誘導子２０８に電気的に取り付けられる。更に、反対側の電極板の組１８８にもコンデンサ終端部層１９２を通る電気的接触部が存在する。これは、多層コンデンサ１８４により生成されたキャパシタンスを取ってインダクタンスと並列に置く効果がある。これは、図３８の概略図を参照することによって最も良く理解される。特定の誘電率の材料では、キャパシタンス値は、電極板の組１８６及び１８８の相対重なり面積及びその間の誘電空間の厚みにより調節される。言い換えると、これは、特定の周波数で誘導子と自己共鳴するように、望ましいどのようなキャパシタンス値を有するようにも設計することができる。金属被覆１９２と遠位ＴＩＰ１４２の間には、任意的に絶縁ワッシャ２１８が配置される。
図３９は、従来技術の単極円板状貫通コンデンサ２２０を示している。これは、従来技術で公知の多層同軸コンデンサである。その利点の１つは、非常に高い周波数で作動することである。これは、同軸伝送線路の性質及び内部インダクタンスが非常に低いという事実によるものである。コンデンサ２２０は、重なる円形電極板の組２２２及び２２４を含む。電極板の組２２２は、活性電極板の組として公知であり、図示のように、コンデンサ内側直径金属被覆２２６に電気的に接続される。接地電極板の組２２４は、外側直径金属被覆２２８に取り付けられる。このような従来技術の貫通コンデンサは、能動型埋め込み医療装置のためのＥＭＩフィルタと共に用いられることが多い。これらは、一般的に、米国特許第４、４２４、５５１号、第５、９０５、６２７号、第６、００８、９８０号、第６、６４３、９０３号、第６、７６５、７７９号、及び他の多くに示されて説明されている。
図４０は、能動型埋め込み医療装置ハウジング２３４の密封端子２３２のフェルール２３０に装着された図３９の従来技術の貫通コンデンサ２２０を示している。全ての従来技術装置で、リードワイヤ２３８は連続である。密封端子２３２は、一般的に、例えば心臓ペースメーカーのチタンハウジング２３４に取り付けられる。アルミナセラミック又はガラスのような絶縁体２３６は、フェルール２３０内に配置され、体液に対する密封シールを形成する。端子ピン又はリードワイヤ２３８は、密封端子２３２を通って延び、絶縁体２３６及びコンデンサ２２０を通る整列した通路を通過する。金ろう付け２４０は、端子ピン２３８と絶縁体２３６の間に密封シール接合部を形成する。別の金ろう付け２４２は、アルミナ絶縁体２３６とチタンフェルール２３０の間に密封シール接合部を形成する。レーザ溶接２４４は、フェルール２３０とハウジング２３４の間に密封シール接合部を設ける。貫通コンデンサ２２０は、米国特許第５、３３３、０９５号により表面装着されているように示されており、内側直径金属被覆２２６間に、従って活性電極板の組２２２とリードワイヤ２３８との間に電気的結合２４６を有する。更に、外側直径電気的結合２４８も存在し、これは、コンデンサの外側直径金属被覆２２８、従って接地電極２２４をフェルール２３０に結合する。貫通コンデンサは、最小の直列インダクタンスを有する非常に効率的な高周波数装置である。このために、これは、非常に広い周波数の範囲にわたってＥＭＩローパスフィルタとして作動することができる。
図４１は、図３９及び図４０に示されている従来技術の貫通コンデンサ２２０の概略図である。
図４２は、本発明による図３９及び図４０の従来技術の貫通コンデンサの新しい適応である。末端キャップ２５０は、点２５２でコンデンサの外側直径金属被覆２２８と電気的に接触するように、貫通コンデンサ２２０の上部に設置する。短絡回路が起こらないように、末端キャップ２５０をコンデンサの内側直径金属被覆２２６から分離する空間又は空隙２５４が存在する。好ましい実施形態では、間隙２５４は、非導電性エポキシ又は熱硬化ポリマーのような絶縁材料、又はシリコーン円板のようなスペーサ円板、又は他の生体適合性のある材料で充填されることになる。もう一度図４２を参照すると、コンデンサ２２０内側直径内に含まれる新しい誘導子２０８が存在することが分る。本明細書で更に完全に以下に説明するように、誘導子２０８は、空心巻線渦巻及びチップ誘導子などとすることができる。この場合、リードワイヤシステム２３８及び２３８’は不連続である。すなわち、他の従来技術の貫通コンデンサと異なり、リードワイヤ２３８は、コンデンサ２２０の中心を通って全部は通過するわけではない。誘導子２０８は、部位２５６で端板２５０に結合される。更に、誘導子２０８は、反対端の点２５８で他のリードワイヤセグメント２３８’にも結合される。点２５６及び２５８での生体適合性のある電気的及び機械的な取付けは、レーザ溶接、ろう付け、及び機械的取付けなどにより達成することができる。一般的に、半田は、生体適合性があるとはほぼ考えられないという点で、半田を用いることは望ましくない。この例外は、図４２に示す構造全体をガラス封入材料又はサファイアで囲み、アセンブリ全体を密封し、それによって体液がこのタンクフィルタ構造（例えば、図１４０参照）に到達しないようにすることであろう。もう一度図４２の新しい貫通コンデンサ２２０の底部を参照すると、リードワイヤ２３８’からコンデンサの内側直径金属被覆２２６まで電気的結合２４６を作ることを可能にするように、リードワイヤ２３８’は、好都合な釘頭形で終端していることが分る。これは、図４３の概略図に示すように、並列誘導子２０８及びコンデンサ２２０から成る新しいフィルタタンク回路１４６を形成する。図４２に示す構造の特定の利点は、現在、セラミック貫通コンデンサに用いられている大量生産技術を用いることができることである。個別のリードを除けば、貫通コンデンサ自体に関しては、図３９の従来技術のコンデンサ２２０に比較して構造的な違いは存在しない。言い換えると、これは、タンクフィルタ構成、例えば、埋込み型医療装置の遠位ＴＩＰ１４２に都合よく用いるための貫通コンデンサの新しい適応である。このようなコンデンサの微小同軸構造は、例えば、静脈を通して挿入するか、又は身体組織にトンネルを掘って進むのに理想的である。
もう一度図４２を参照すると、コンデンサ２２０及び誘導子２０８及び末端キャップ２５０は、全て体液に露出されることが分る。更に、これは、様々な電気的結合の全てにも当て嵌まる。米国特許第７、１１３、３８７号に説明されているように、これらの材料の全てが長期間生体適合性があることが非常に重要であり、この特許は、本明細書において引用により埋め込まれている。もう一度図４２を参照すると、コンデンサ２２０は、米国特許第７、１１３、３８７号に説明するような生体適合性材料から構成されることになることが分る。好ましい実施形態では、コンデンサ電極は、高火度純プラチナか、又は金、プラチナ、及びパラジウムから成る三成分システムとされることになる。コンデンサの終端部２２８は、純金又はプラチナメッキ又は負荷ガラスフリットとされることになる。内側直径コンデンサ終端部２２６にも、同じことが当て嵌まるであろう。端板２５０は、プラチナ、プラチナイリジウム、チタン、又は他の適切な生体適合性材料とされる。個別のリードワイヤ２３８及び２３８’は、ＭＰ−３５Ｎ又は均等物から成ると考えられる。電気的結合２５６は、一般的に、レーザ溶接から成り、何ら異物を導入しないであろう。電気的結合材料２５２及び２４６は、適切な熱伝導性の生体適合性材料とされる。この例は、金又はプラチナ薄片負荷のＩＳＯ認定シリコーン、ポリイミド、及び熱硬化ポリマーなどであろう。
図４４は、リードワイヤシステムの中又は他の部位に配置される代わりに、新しいＬ−Ｃタンクが、今度は遠位ＴＩＰ１４２を終端部とすることを除けば、図４２に非常に類似する。遠位ＴＩＰ１４２は、心臓ペースメーカーの場合には、心筋組織と直接接触するように設計される。図４４のタンクフィルタ１４６の他の特徴の全ては、図４２のタンクフィルタ１４６の構造に非常に類似する。
図４５は、図４４に示す基板の遠位ＴＩＰタンク回路１４６の概略図である。
図４６は、本明細書で上述のような新しいタンク回路１４６のいずれも能動型埋め込み医療装置のハウジング２３４の内部に入れることができる更に別の新しい配列を示している。これの利点は、タンク誘導子及びコンデンサ構成要素が、体液から完全に保護されることである。例えば、図４２に上述のような新しい貫通コンデンサ配列は、能動型埋め込み医療装置の内部に入れることができる。これらの特定のＬＣタンクフィルタ１４６は、遠位ＴＩＰ及び／又はリードワイヤシステムに沿うあらゆる部位、並びに能動型埋め込み医療装置自体の内部に配置することができる。更に、これは、図３２、図３５、又は図３７に示すタンクフィルタ１４６にも当て嵌まる。言い換えると、本発明のタンクＬ−Ｃフィルタのいずれも、能動型埋め込み医療装置１００の内部に都合よく配置することができる。実際に行う時には、ＡＭＩＤの内部に設けられたタンクフィルタ１４６に加えて、遠位電極ＴＩＰタンクフィルタ１４６を有することが必要である場合がある。代替的な実施形態では、ＡＩＭＤの内部に配置された遠位ＴＩＰタンクフィルタ、付随するリードワイヤに沿って配置された１つ又はそれよりも多くの遠位ＴＩＰタンク、及び遠位電極ＴＩＰに配置されたタンクを有することが可能であろう。この理由は、ＭＲＩが埋込みリードワイヤシステムに結合される独特な方法に関係がある。インダクタンスが典型的な埋込みリードワイヤシステムに分配されるために、遠位ＴＩＰは、ＭＲＩのＲＦパルス周波数で能動型埋め込み医療装置自体と大半は分断される。言い換えると、ＭＲＩからのパルスＲＦ場は、遠位ＴＩＰに局所ループ電流を誘発する可能性があるが、同時に、リードワイヤシステムの他の部位にも電流を誘発する。更に、ＭＲＩのＲＦパルス磁場による高周波数電磁干渉が敏感なＡＩＭＤ回路に入ることも防ぐことが望ましい。例えば、心臓ペースメーカー用途では、これは、ＭＲＩ処置中にペースメーカーを誤作動させることによって患者の生命を危険に露出する可能性がある。従って、本発明の特徴は、本明細書に説明するようなタンクフィルタ１４６のいずれも、遠位組織電極と共にリードワイヤシステム内のどこにでも、及び／又はＡＩＭＤ自体の内部に配置することができることである。
図４７は、埋込みリードワイヤを組み込むか又はそうでなくてもよい従来技術の能動型埋め込み医療装置を示している。これは、業界では、Ｂｉｏｎ２６２として公知である。Ｂｉｏｎ２６２は、一般的に、２つの異なるカテゴリに入る。すなわち、ある一定のＢｉｏｎは、内部電池を有し、尿失禁及び他の用途に用いられる自立式刺激装置である。これらは、一般的に、大きな針の注入可能システムである。Ｂｉｏｎ２６２は、一般的に、末端キャップ電極２６６を有するセラミック管２６４に入れられる。末端キャップ電極２６６は、例えば、チタン又はプラチナとすることができ、一般的に、セラミック管２６４に溶接又はろう付けされて密封シールを作り、それによってセラミック管２６４内部にある敏感な電子素子を体液による損傷から保護する。更に、ここに示すような反対極性のＲＩＮＧ電極２６８も存在する。この特定の装置は、キャップ電極２６６とＲＩＮＧ電極２６８の間の身体組織を刺激する。
他の種類のＢｉｏｎは、電池を持たず、代わりに共鳴コイルを有する。この装置は、そのエネルギを外部着用されるか又は外部に配置されたパルス磁場パックから取得する。患者は、ウエスト又は肩周りに、例えば大きな電池及びこの磁場を生成する回路コイルを備えるいくつかの装置を着用することができる。Ｂｉｏｎは、この磁場と結合することによってそのエネルギを得ることになる。Ｂｉｏｎ２６２が受動的であるか又は内部電池を有するかに関わらず、ＭＲＩシステムのＲＦパルス周波数による一時的又は永久的な誤作動からＢｉｏｎの内部回路を保護することは依然として重要である。更に、神経又は筋肉の正確な位置に実質的に接触するためには、Ｂｉｏｎ２６２の直径が大き過ぎる場合もある。この場合、Ｂｉｏｎ２６２は、遠位ＴＩＰ１４２を備える付随するリードワイヤ２７０を有することができる。この場合、末端キャップ２６６及びリードワイヤは、絶縁されることになり、身体組織への電気的結合は、遠位ＴＩＰ１４２で起こることになる。リードワイヤ２７０及び遠位ＴＩＰ１４２の直径が小さければ、外科医は、正確な位置までトンネルを掘ってリードワイヤ２７０を進め、ＢｉｏｎＴＩＰ１４２を筋肉、神経、又は他の身体組織内の位置に配置することができ、その位置は正確とすることができる。しかし、リードワイヤ２７０は、アンテナとして働き、望ましくないＲＦ場をＭＲＩから取得するという点でペースメーカーリードワイヤと非常に類似する挙動を示す可能性がある。従って、遠位ＴＩＰ１４２と共にリードワイヤ２７０が過熱すること、及び／又は電磁干渉がＢｉｏｎ２６２の回路内に結合することに関心が寄せられている。従って、本発明の特徴は、新しいタンクフィルタ１４６をリードワイヤ２７０と直列に配置することができ、及び／又は図４８に示すようにＢｉｏｎ２６２の内部に配置することができることである。
図４８を参照すると、Ｂｉｏｎ装置２６２の内部で末端キャップ電極２６６に並列タンク回路１４６を配置することができる本発明の用途が見られる。それによって選択されたパルスＲＦ周波数、例えば、３テスラＭＲＩシステムから得られるものが、Ｂｉｏｎ２６２の敏感な電子素子に入って破損するか又は損傷を与えないようになっていると考えられる。このような配置は、内部回路を保護するだけでなく、ＭＲＩパルス電流が関連する身体組織に流入しないようにすることになるか、又は外部リードワイヤ２７０の場合には、ＲＦ電流がそのリードワイヤに流入しないことにもなるために、タンクフィルタのための好ましい実施形態である。代替的に、本発明の新しいタンク回路１４６は、接地電極２６８に配置することができる。更に、共鳴並列タンク回路は、キャップ２６６及び接地２６８電極の両方に配置することができる。好ましい実施形態では、これらは、異なる共鳴周波数とすることができる。例えば、それによってＢｉｏｎ２６２は、それぞれパルスＲＦ周波数が６４ＭＨｚ及び１２８ＭＨｚである１．５テスラ及び３テスラの両方のＭＲＩシステムに抵抗性であると考えられる。Ｂｉｏｎ２６２は、埋込みリードワイヤがあってもなくてもよいＡＩＭＤの単に一例である。他の例には、薬物ポンプなどが含まれる。従って、本発明は、ＭＲＩのようなある一定の病院及び他の医療診断処置に伴う高磁場から、付随するリードワイヤを持たない活性医療装置の電子回路を保護するのに非常に有用である。
図４９は、インラインＢｉｏｎ２６２’の斜視図である。ガラスシールビーズ２６４’全体を通過する焼結タンタル電極２６６’は、タンタルステムを有する。ガラスシールビーズ２６４’は、電子構成要素の全てに体液が浸入するのを防ぐ。Ｂｉｏｎ２６２’は、外部パルス磁場と結合させるのに用いられる埋込み銅コイル２７４及びフェライト２７６に都合良く取り付けるために、ショットキーダイオードワイヤ結合パッド及び他の構成要素を含む回路基板２７２を含む。上述のように、パルス外部磁場は、Ｂｉｏｎ２６２’が電圧を印加される方法である。水分ゲッター２７８は、体液がガラス２６４’を通ってゆっくりと穿通することになるという問題を解決する。イリジウム電極２６８’は、ガラスを通してタンタル管２８０に結合される。図４９のＢｉｏｎ２６２’は、本発明の特徴により修正され、新しいタンク回路１４６及び１４６’を示している。Ｂｉｏｎ２６２’が一種類のＭＲＩシステムとのみ適合することが望ましい場合には、１つの新しいタンク回路１４６のみを必要とすることになる。例えば、タンク回路１４６は、３テスラＭＲＩパルス周波数である１２８ＭＨｚで共鳴するように設計することができる。これは、開回路を生成することにより、ＭＲＩ電流が左手側電極２６６’から電子素子を通って右手側電極２６８’まで流れるのを防止することになる。一方、Ｂｉｏｎ２６２’が２つの種類のＭＲＩ磁場に適合することが望ましい場合には、図４９に示すような２つのタンク回路１４６及び１４６’を含むことができる。この場合、タンク回路１４６’は、タンク回路１４６と異なる選択されたＭＲＩ周波数で共鳴するように設計されることになる。
図５０は、複数のタンクの直列構成に本発明を用いることを示している。３つのタンク回路Ｔ1、Ｔ2、及びＴ3が存在することが分る。タンク回路Ｔ1は、Ｌ1及びＣ1の並列組合せから成り、タンクＴ2は、Ｌ2及びＣ2の並列組合せから成り、タンクＴ3は、Ｌ3及びＣ3の並列組合せから成る。患者が一種類のみではないＭＲＩシステムに露出されることを可能にすることが望ましいであろう。例えば、０．５テスラＭＲＩシステムでは、パルスＲＦ周波数は、２１ＭＨｚである。次に、Ｌ1及びＣ1が２１ＭＨｚで自己共鳴するように設計することが望ましい場合がある。１．５テスラＭＲＩシステムのパルスＲＦ周波数は、６４ＭＨｚである。従って、タンク回路Ｔ2は、６４ＭＨｚで自己共鳴することになるＬ2及びＣ2から成る並列誘導子及びコンデンサ配列を有することができる。現在典型的な３テスラのＭＲＩシステムのパルスＲＦ周波数は、１２８ＭＨｚである。従って、Ｌ3及びＣ3の並列組合せは、１２８ＭＨｚで自己共鳴するように設計することができる。これは、図５０のシステムのインピーダンスが、点Ａと点Ｂの間を測定すると、これらの選択したＭＲＩＲＦパルス周波数の３つ全てで非常に高く、これらの種類のＭＲＩシステムのいずれでも、リードワイヤ又は遠位ＴＩＰ電極を過熱する恐れなく患者がＭＲＩを受けることができることになることを意味するであろう。図５０に示す概略図の別の適応例は、例えば、ＭＲＩのために設計されたこれらの並列タンクフィルタ１４６の１つ又は２つ、及び場合によっては、患者を電気メス手術に対して保護するように設計された第３のタンクフィルタ１４６を有することになる。例えば、Ｂｏｖｉナイフ手術は、主に１つの特定の周波数で作動する。従って、ある一定の種類の電気メス手術及び選択されたＭＲＩ周波数にも不感受性とされることになる能動型埋め込み医療装置を設計することができると考えられる。本明細書に説明するような新しい設計を用いてあらゆる数の直列タンクフィルタ１４６を構成することができることは当業者には明らかであろう。
図５１は、先に示して説明した従来技術の空心巻線誘導子２０８の等角投影図である。空心巻線誘導子２０８は、複数の巻回を有し、最初にマンドレル（図示せず）の周りに巻かれる、次に、マンドレルを除去する。構造は、図示のように永久歪みを得る材料を選択することによってその形状を維持する。
図５２は、図５１の５２−５２の断面図から一般的に取った拡大図である。この拡大図は、空心巻線誘導子２０８の断面を示している。非強磁性誘導子を用いると、ＭＲＩ信号が存在する場合には、ＭＲＩの主静磁場が強磁性コアを飽和させることができるために有利である。これは、図５１に示す空心巻線誘導子の場合には当て嵌まらない。図５１の誘導子は、強磁性材料が存在しないために、ＭＲＩの静磁場の効果に影響されない。更に、空心巻線誘導子は、ＭＲＩ画像アーチファクトを殆ど生成しない。しかし、図５１に示すような空心巻線誘導子は、体液から保護されることが重要である。体液に浸漬されると、巻回間が迷走漏電流に露出されることになる。更に悪いことには、巻回間寄生キャパシタンスが、体液自体の誘電特性により変化することになる。リードワイヤ２０８を絶縁すると、電流が循環するのを減少又は防止する役に立つであろう。しかし．このような絶縁は、巻回間キャパシタンスの量を殆ど又は全く低減しないことになる。巻回間キャパシタンスを図５１に示すような誘導子構造と均衡させることにより、本発明のタンク回路を生成することができると主張することができるであろう。しかし、これに伴う問題に対処するのにいくつかの実際的な変形が存在する。１つは、巻回間空間のあらゆる変化（すなわち、機械的操作）が、キャパシタンスに及び従って共鳴周波数に影響を及ぼすことになることである。更に、生産する状況では、この装置を試験するのは非常に困難とされることになる。空気の誘電率又は誘電率は１であるために、空気中でこのような装置を試験しても確実に行えないことになる。誘導子が体液（血液、組織、及び髄液など）のどこに入るかにより、誘電率に及び従って分配されるキャパシタンスの量に影響が及ぼされるであろう。上述のように、分配キャパシタンスが変動すれば、タンクフィルタの共鳴周波数も変動することになる。誘電及び導電特性が後に装置が埋込まれる体液にほぼ一致する生理食塩水又はゲルタンク内で生産試験を行うことにより、この問題の一部を克服することができる。それによって状況が改善することになるが、全ての患者が同様であるわけではない。例えば、問題を抱える心臓の患者は、その電解質に及び従って体液誘電特性に相当な変動がある可能性があると考えられる。
図５３は、高透磁率の従来技術の中空フェライトコア２８２を示している。このコアは、磁気双極子を含む。任意的な従来技術の中実フェライト又は粉末鉄コア２８２’は、図５４に示している。中空コア２８２は、材料の重量及び体積に対して平均磁路が大きいために好ましい。
図５５は、高透磁率フェライトコア２８２に巻き付けたワイヤ２８４を示している。得られる巻き誘導子２８６は、本明細書で上述の新しいコンデンサ要素のいずれに挿入するのにも適している。しかし、フェライト又は鉄コア材料が存在することは、ＭＲＩが存在する時には問題である可能性がある。この理由は、磁気双極子がＭＲＩスキャナの静磁場内で整列し、飽和することになることである。
図５６は、図５５の巻き誘導子２８６に比較してワイヤ２８４の巻回が加えられたフェライトコア２８２を示している。
図５７は、図５６の断面５７〜５７に全体的に沿って取った断面図である。上述のように、ＭＲＩ磁場にフェライトコア２８２を用いると、コアの飽和及び画像アーチファクトが引き起こされる可能性がある。しかし、プラスチック又はフェノールコアのような非磁化コアを用いることもできる。セラミック材料を用いることもできる。この場合、利用可能なインダクタンスの量が相当に低いことになるが、主静磁場が存在するとコア飽和又は画像アーチファクトは達成されないと考えられる。ここに示すような巻線、空心巻線、又はコア巻線誘導子のいずれかを本明細書に示すように円筒形コンデンサ構造のいずれかの外側直径の周りに巻くことができることは明らかであろう。これは、図３５及び図３７に戻ってそれを参照することにより理解することができる。巻線誘導子２０８は、コンデンサ要素１６８、１８４の外側の周りに巻き、その後、遠位ＴＩＰ１４２に結合させることができる。これは、容積効率は低くなるが、誘導子の長さが長くなり、従って、全体的なインダクタンスが増大することになる。
図５８は、上述の渦巻巻線誘導子のいずれの代わりにも用いることができるチップ誘導子２８８の等角投影図である。チップ誘導子２８８は、セラミック回路基板材料などとすることができる薄い基板２９０を含む。誘導子回路トレース２９２は、便利なワイヤ結合パッド２９４及び２９６を含む。これは、図５９に示されている拡大部分図を見ると良好に更に理解される。ここでは、表面に装着された任意的なワイヤ結合パッド２９４ａが示されている。それによって例えば金ワイヤ結合法によりリードワイヤに取り付けられる別の方法が提供される。更に、図５９から明らかなのは、誘導子回路トレース２９２の厚みｔである。比較的厚い回路トレース２９２を配置することにより、誘導子抵抗損（直列抵抗Ｒｓ）を最小にすることができる。Ｒｓを最小にすることにより、望ましい低周波数の生物学的信号の減衰が少なくなる。例えば、心臓ペースメーカーの場合には、関連の生物学的信号は、１０Ｈｚ〜１０００Ｈｚの周波数範囲にある。これらの周波数では、誘導リアクタンスは、無視することができる（ほぼゼロ）。しかし、誘導子の直列抵抗ＲSは、依然として存在し、高すぎれば、望ましい生物学的信号を減衰する可能性がある。更に、心臓ペースメーカー出力パルスは、誘導子抵抗損失が高すぎることによって減衰され、それによってＡＩＭＤエネルギが十分に利用されないこと及び心臓の電気捕捉（ペーシング）の潜在的な問題が示される可能性がある。図５６及び図５７に示されている誘導子２８６に戻ると、小さな直径のワイヤの複数の巻回を巻くことに伴う主要な問題は、得られることになるＤＣ抵抗の値が比較的高いことである。このように抵抗が高いと、ペーシング又は刺激パルスを潜在的に減衰する可能性があり、また、生物学的信号の感知を低下させる可能性があるという点で低周波数では望ましくないことになる。細いワイヤの多くの巻回で作られた誘導子に伴う付加的な問題は、ＭＲＩが存在すると、それが、それ自体の加熱要素になる可能性があるということである。更に、これは、患者がタンク回路の共鳴周波数でないＭＲＩシステムに露出された場合にも当て嵌まる。従って、高い直列抵抗の多くの小さな直径のワイヤを埋込み型装置リードワイヤシステムに入れることは、一般的にあまりよい考えではない。本発明の１つの態様は、タンク回路１４６に、比較的小さな値のインダクタンスを用いることである。図５８及び図５９の構造は、体積効率の良い誘導子を提供し、同時にＤＣ抵抗を最小にすることによってこのような欠点を克服する。
図６０は、図５９の領域６０〜６０から取った分解等角投影図である。唯一の違いは、誘導子回路トレースと終端パッド２９４Ａの間に小さな間隙２９７が残されていることである。これがセラミックコンデンサに相互結合される時、本質的に、並列誘導子要素は、機械的に取り付けられるがコンデンサ要素からは電気的に外されることになる。これは、誘導子と並列のコンデンサを示し、誘導子が間隙Ｇだけ電気的に切り離された図６１に更に良好に描かれている。タンク回路を高信頼度で試験してスクリーニングするためには、高信頼性の電気試験及びタンク回路のスクリーニングを行うのにコンデンサを電気的に切断することができることが非常に重要である。高信頼性のコンデンサ試験及びスクリーニングは、一般的に、熱衝撃、高電圧バーンイン、及びキャパシタンス値、絶縁抵抗、消散率、及び等価直列抵抗を含むコンデンサの多くの電気的測定から成る。誘導子と並列に結合したコンデンサでは、これらの測定は、いずれも効率的に達成することはできない。コンデンサ測定は、通常低周波数で行われる。誘導子が並列に置かれている場合には、それによってこれらの周波数では、コンデンサが短絡する可能性が高いことになる。従って、誘導子をコンデンサから分離することにより、これらの重要な高信頼性のスクリーニング測定の全てを行うことが可能になる。これは、コンデンサロット集団から初期廃棄率を除去するのに重要である。誘導子をコンデンサから切り離すことの別の利点は、この時、誘導子要素に電気的試験を行うことができることである。後に見られるように、誘導子及びコンデンサ値は、適切な周波数で共鳴するように選択されることが重要である。それらを切り離すことにより、これらの値が正確に正しい周波数で共鳴することになるように選択して調節することも可能である。更に、高信頼性の試験が、アセンブリの可能な最高レベルで行われることも非常に重要である。すなわち、その後のアセンブリの作動により即時の又は潜在的な欠陥のいずれも構成要素集団に導入することは望まれないであろう。例えば、セラミックコンデンサは、熱衝撃に非常に感受性が高く、亀裂又は層剥離が導入される可能性がある。このような欠点を検出するために、熱衝撃及びバーンインを含む大規模な電気的スクリーニングが行われる。
従って、非常に小さな（非侵害性の）電気的取り付けを行い、間隙を充填してコンデンサ及び誘導子を並列に戻して接合し、本発明のタンクを形成する。この電気的結合は、タンクアセンブリのコンデンサ、誘導子、又は電気的結合要素に何ら熱的又は機械的に応力を加えないように行われることが非常に重要である。これは、一般的に、図６０の領域６２〜６２を取った図６２を参照すると最も良く見られる。図６２は、電気的結合材料２９９の小さい領域を示している。上述のように、電気的材料２９９の付加は、簡単な方法で行われ、全体的な構成要素に何ら損傷を与えないことが重要である。従って、間隙２９９を充填する理想的な結合材料は、低温熱硬化導電性ポリマー、低エネルギレーザ溶接、低温ろう付け、低温半田（非生体適合性の用途に対して）、又は導電性インクも含む群から成ることになる。これらはいずれも、ロボット分取を含む自動工程、スクリーン印刷、又はステンシルなどにより付加することができる。熱硬化導電性接着剤の群には、ポリイミド、シリコーン、又は一部のエポキシなどのような生体適合性接着剤を含むことができる。
もう一度図６２を参照すると、電気的充填材料２９９は、全ての場合で固体冶金接合材料とする必要はない。導電性ゴム片、導電性バネ、金属チップ、又は導電性毛羽材料は、タンクの共鳴周波数を測定（及びタンクを調節）することができるように一時的に間隙２９７に挿入することができる。この材料は、次に、コンデンサ及び誘導子要素をそれ自体によって上述の高信頼性のスクリーニング試験を行うために容易に除去することができる。これは、それが構築された後にタンクフィルタを調節する方法の説明時に更に完全に説明することにし、これは、図１１９〜１２３の説明に従うことになる。タンクに上述の調節が達成された後に、一時的な電気的結合チップを除去し、コンデンサの高信頼性スクリーニングを達成することができる。最終時点で、高信頼性試験が終わった後、永久的な（非侵害性の）電気的結合２９９を図６２に示すように配置することができる。
図６３は、本発明の新しい遠位ＴＩＰタンクフィルタ１４６を組み立てる方法を示す分解組立図であり、図３５、図３７、及び図４２の単層管状コンデンサ、多層管状コンデンサ、及び貫通コンデンサを含む上述のいくつかのタンクフィルタ設計に適用可能である。
もう一度図６３を参照すると、フェライトコア２８２を有する巻線誘導子２８６が存在することが分る。それによって高透磁率コアであるために比較的少ない巻回の大きなワイヤを用いることができる。しかし、上述のように、これは、コアが飽和する可能性があるという点で、ＭＲＩ磁場では問題である。誘導子２８６は、ＭＲＩの主静磁場を遮蔽し、従って、誘導子コアが飽和しないようになっているニッケルスリーブ２９８に挿入される。この手法の欠点は、非常に大きなＭＲＩ画像アーチファクトが得られることになることである。製造に関しては、新しいニッケルスリーブ２９８を遠位ＴＩＰ１４２に予め組み立てることが望ましい。図６４に示すように、ニッケルスリーブ２９８は、遠位ＴＩＰ１４２にレーザ溶接３００される。この予備アセンブリの全ては、生体適合性のある医療等級プラスチック材料から成る任意的な絶縁ワッシャ３０２に挿入される。次に、単一壁押出し管状コンデンサ１６８がこのアセンブリ上に滑らせて配置される。次に、第２の絶縁プラスチックワッシャ３０４を管状コンデンサ１６８上に配置する。コンデンサ１６８は、ニッケルスリーブ２９８及び遠位ＴＩＰ１４２の予備アセンブリを覆って配置される。次に、誘導子２８６がニッケルスリーブ２９８の内部に挿入される。これらの全ては、図６５に示されている断面図に最も良く示されている。
図６５を参照すると、遠位ＴＩＰ１４２を通る穴が存在し、それによって誘導子ワイヤ２８４の端部を遠位ＴＩＰ１４２に結合するレーザ溶接３０６が可能になる。誘導子構造２８６は、任意的な新しいニッケルスリーブ２９８に収容され、ＭＲＩの主静磁場が存在しても飽和しないようになっている。主静磁場を更に遮蔽するために、末端キャップ３０８は、金メッキニッケルとすることができ、更に遠位ＴＩＰ１４２の一部としてニッケルを組み込むこともできるであろう。それによって誘導子２８６のフェライトコア２８２が完全に遮蔽される。従って、誘導子コア２８２は、ＭＲＩ静磁場が存在しても飽和しないようになっている。上述のように、トレードオフは、ニッケル及び高透磁率コア材料が存在することから比較的大きなＭＲＩ画像アーチファクトが存在することになることである（従って、これは、好ましい実施形態ではない）。ニッケルスリーブ２９８とコンデンサ１６８の内側直径金属被覆１７４との間には電気的結合３１０が作られる。遠位ＴＩＰ１４２には、図６４に示されている予備アセンブリで先に完成されたレーザ溶接３００の断面を見ることができる。
もう一度図６５を参照すると、末端キャップ３０８は、管状貫通コンデンサ１６８の外側直径金属被覆１７２に金ろう付けされるか、又は別の方法で電気的に取り付けられる（３１２）。短絡回路を避けるために、導電性キャップ３０８をニッケルスリーブ２９８から離間させるための絶縁ワッシャ３０４が必要である。もう一度末端キャップ３０８を参照すると、誘導子リードワイヤ２８４が、所定位置にある末端キャップを通って能動型埋め込み医療装置からのリードワイヤ１８０に接するように軌道を定められているのが分る。例えば、リードワイヤ１８０は、心臓ペースメーカーからの双極リードワイヤの一部とすることができる。この場合、これは、心筋組織に接触するＴＩＰ１４２（固定クリップは図示せず）に結合するリードワイヤとされるであろう。レーザ溶接又は金ろう付け３１４を用いて、リードワイヤ１８０、導電性ワイヤ２８４、及び末端キャップ３０８を同時に電気的に接続させる。ここで、並列タンク構造の他端を参照すると、心筋組織を刺激するのに用いられる高表面積のＴＩＰ１４２が見られる。このような遠位ＴＩＰは、当業技術で公知であり、様々な形状及びコーティングを有することができる。更に、組織炎症を防ぐのに用いられる薬物を溶出することができる遠位ＴＩＰも本発明に利用可能である。遠位ＴＩＰ１４２がコンデンサ外側直径金属被覆１７２に短絡しないようにする任意的な絶縁ワッシャ３０２が示されている。ＡＩＭＤ用途では、材料の全てが生体適合性であるべきであることに注意すべきである。ニッケルスリーブ２９８を特に参照すると、ニッケルそれ自体及びニッケル単独では生体適合性材料とは考えられないことに注意されたい。従って、ＡＩＭＤ用途には、金メッキ又は同等の生体適合性コーティング材料が必要である。ある一定のメッキ鉄含有材料又は高透磁率ナノ材料で置換することができると考えられる。
図６６には、図６３〜図６５の新しいタンクフィルタ１４６に対する概略図が示されている。上述のように、Ｌ（２８６）及びＣ（１６８）の値は、フィルタ１４６の共鳴周波数が、ＭＲＩ又は特定の周波数で高電力磁場を生成する他の電子システムの選択したＲＦパルス周波数で起こるように図１２の方程式に従って注意深く選択される。
図６７は、一般的に図６５の領域６７〜６７を取った拡大部分断面図である。任意的な絶縁ワッシャ３０２が除去されていることが分る。これは、領域３１６に示すように、管状コンデンサ１６８の外部直径金属被覆１７２が引っ込められているために可能である。言い換えると、この非金属化部分により、遠位ＴＩＰ１４２がコンデンサ外側直径金属被覆１７２に短絡しないようになっている。従って、ここに見られるように、これを達成するには２つの方法がある。すなわち、図６５に示すような絶縁ワッシャ３０２によるか、又は図６７に示すような選択的な金属被覆によるものである。
図６３、図６４、図６５、及び図６７は、誘導子２８６の高透磁率コア２８２が飽和しないようにすることになる任意的なニッケル遮蔽２９８を示すが、更に効率的にこれを達成する別の方法がある。図３７を参照すると、多層管状コンデンサ１８４が示されている。ニッケル電極を用いることができることは、当業技術で公知である。更に、これは、ベース金属電極としても公知である。ニッケル電極は、比較的低価格であることによって商業用途で非常に一般的になった。従来のモノリシックセラミックコンデンサは、銀、パラジウム銀、及びプラチナなどから作られた電極を有するものであった。図３７に説明するように本発明の多層管状コンデンサ１８４をニッケル電極で構築することにより、電極自体が、誘導子２０８をＭＲＩシステムの主静磁場から遮蔽することになる。本発明の特徴は、ニッケルコンデンサ電極を本明細書の実施形態のいずれかと組み合わせて用い、埋込み誘導子をある程度遮蔽することができることである。金メッキニッケル末端キャップ又はその均等物を図３７に示す新しい多層管状コンデンサ１８４に加えて、ＭＲＩからの主静磁場に対する付加的な遮蔽物を加えることができることは当業者には明らかであろう。上述のように、高透磁率材料が多すぎると、ＭＲＩ信号を歪ませ、画像アーチファクトに重大な問題が生じる可能性がある。従って、好ましい実施形態では、電極は、ニッケルではなく、誘導子は、空心巻線誘導子とされることになる。それによって遠位ＴＩＰは、ＭＲＩに誘発される加熱に影響されないことになり、あらゆる画像アーチファクト問題も解決することになる。
本発明はまた、新しい管状セラミックコンデンサ構造３２０内に完全に埋め込まれる誘導性要素３１８も含む。図６８は、このような構造の略透視図であり、これは、先に図３１に説明した従来技術の多層管状コンデンサ１８４製造技術に特に適合性がある。このようなコンデンサは、一般的に、未加工誘電体が平らに置かれている間に、電極をスクリーン印刷することによって作られる。電極を置いた後、コンデンサは、巻き取って望ましい管状形状にされる。新しい管状コンデンサ３２０には、埋込み構成要素として誘導子要素渦巻３１８が含まれることになる。コンデンサが巻き取られる前に、誘導子トレースは、巻き取られると図６８に示すような渦巻を形成するように、選択した層に対角線をスクリーン印刷することによって非燃焼セラミックウェーハ上に置かれる。
図６９は、一般的に図６８から線６９〜６９に沿って取った略断面図である。これは、誘導子要素３１８がコンデンサ誘電体３２２内に埋め込まれていることを明確に示している。
図７０は、図６８及び図６９に関連して一般的に説明された埋込み誘導子要素３１８を備える混成コンデンサ３２０の更に詳細な断面図である。混成コンデンサ３２０は、図３１及び図３７に示すような多層管状コンデンサに典型的な内部電極板３２４及び３２６を含む。更に、上部及び底部金属被覆層３２８及び３３０も示されている。埋込み誘導子要素３１８は、コンデンサ３２０の上部から底部まで渦巻に巻かれる。誘導性要素３１８は、スクリーン印刷され、高誘電率材料３２２内で燃焼されるために、これは、巻回間寄生キャパシタンスを増大させることになる。このキャパシタンスは、並列タンク回路１４６に利用可能なキャパシタンスの量に加えられることになるために実際に望ましいものである。これは、誘導子要素Ｌ（３１８）がそれと並列に示されているいくつかの寄生容量性要素Ｃ1〜Ｃnを有する図７１を参照すると良く理解される。誘導子の総寄生キャパシタンスは、ＣLと呼ばれる。このキャパシタンスＣLは、主要タンク回路コンデンサＣ（３２０）と並列になることになり、そのキャパシタンス値を増大させる可能性が高い。ＣTOTAL＝Ｃ＋ＣLである。従って、これは、並列タンク回路１４６の全体的な容積効率の改善に役立つ。
図７２は、図７０に非常に類似する代替的な混成コンデンサ３２０’を示している。並列埋込み渦巻巻線誘導子Ｌ1（３１８）及びＬ2（３１８’）が存在することが分る。Ｌ1（３１８）は、管状コンデンサＣ（３２０’）の外側直径に近接し、Ｌ2（３１８’）は、コンデンサの内側直径に近接する。この実施形態を示す理由は、コンデンサが離層しないように、コンデンサ電極３２４及び３２６と同様の方法で誘導子トレースＬ1及びＬ2が比較的薄く堆積する必要があるためである。燃焼中に、これは、セラミックの粒を良好に成長させ、頑丈なモノリシック構造が作られる。しかし、誘導子パターンＬに非常に薄いトレースを用いることの欠点は、これがＤＣ抵抗を増大させる可能性が高いことになる点である。これを克服する方法は、図７２に示すように並列トレースＬ1及びＬ2（又は、ｎトレース）を用いることである。勿論、並列構造を用いると、インダクタンスが誘導子渦巻Ｌ1及びＬ2から並列に置かれる。これは、並列インダクタンス式によりこの全体的インダクタンスを低減する。しかし、これは、２つの誘導子の抵抗を並列に置き、それによって新しい構造の全体的なＤＣ抵抗を相当に低減するという利点がある。
図７３は、再び図７０に非常に類似する更に別の混成コンデンサ３２０”を示している。この場合、新しい埋込み誘導子渦巻Ｌ1（３１８）及びＬ２（３１８’）は、両方とも内側直径の近くに配置される。このような新しい誘導子渦巻構造は、コンデンサＣ（３２０”）内の文字通りどこにでも配置することができることは当業者には明らかであろう。誘導子渦巻を電極板３２４及び３２６の間に配置すると、静電磁場及びこのような板の間に生じる有効キャパシタンス領域（ＥＣＡ）に干渉することになるために、これは、一般的に望ましくないであろう。
図７４は、図７３の線７４〜７４に沿って取った断面図であり、２つの誘導子渦巻Ｌ1（３１８）及びＬ2（３１８’）が示されている。更に、電極板の組３２４の上面図も示されている。ここに見られるように、コンデンサＣ（３２０”）が巻き取られると、電極３２４は、渦巻のように見えることになる。
図７５は、図７２の線７５〜７５に沿って取った断面図である。誘導子渦巻Ｌ1（３１８）及びＬ2（３１８’）の上部透視図が見られる。更に、渦巻に見える電極板の組３２４の上面図も見られる。
図７６は、いくつかの並列誘導子渦巻Ｌ1〜Ｌnが示されることを除けば、図７４及び図７５と同様の断面図である。これらは、それぞれの端部金属被覆領域及び関連キャップに結合されるまで互いに絶縁されている。全体的なインダクタンスは、図７７に示すようなＬtotalに対する方程式により与えられる。複数の並列誘導子トレースは、コンデンサＯＤ又はＩＤ又はその両方の近くに配置することができることは当業者には明らかであろう。
非移植用途では、従来のコンデンサ材料を本明細書に記載の新しいタンク回路の実施形態のいずれに用いることもできる。例えば、図３５、図３７、図４２、図４４、及び図６８などを参照すると、工業、商業、軍事、及び宇宙用途には、従来のコンデンサ材料を用いることができる。これは、特に図３７を参照することによって最も良く理解される。非医学的移植用途では、コンデンサ電極板１８６及び１８８は、パラジウム銀、ニッケル、又は他の低価格の市販の電極材料とすることができる。更に、コンデンサ電極板に取り付ける端子面１９０及び１９２は、従来の銀、パラジウム銀、又は市販のメッキ終端部とすることができる。更に、電気的結合１９４及び２１６は、半田又は他の非生体適合性のある材料とすることができる。例えば、リードワイヤ材料１９６は、従来の銅とすることができ、誘導子３０８も、銅又はあらゆる導電材料とすることができる。しかし、能動型埋め込み医療装置の用途では、新しいタンクフィルタ１４６を構築するのに用いられる材料の全てが、生体適合性材料であることが重要である。もう一度図３７を参照すると、ＡＩＭＤ用途の好ましい実施形態では、電極板１８６及び１８８は、純プラチナ又は同等の貴金属とされることになる。金属被覆層１９０及び１９２は、例えば、純金又は純プラチナとすることができる。リードワイヤ１９６は、プラチナ、プラチナ−イリジウム合金、タンタル、又はニオブとすることができる。誘導子線材料３０８は、ＭＰ３５、プラチナ、ＮＩＴＩＮＯＬ、又はリードワイヤ１９６に対して上述した材料のいずれかからのものとすることができるであろう。電気的結合点１９４、２１４及び２１６は全て、正確な金属ろう付け又はレーザ溶接のいずれかにより行われると考えられる。
内容が本明細書に組み込まれている「直接体液露出のために設計されたＥＭＩフィルタコンデンサ」という名称の米国特許第６、９８５、３４７号を参照する。この特許は、コンデンサ自体が体液に露出されることになる時に全ての材料が生体適合性である必要があることに関してより詳細に説明している。この代替案は、本明細書の新しいタンク回路を非生体適合性材料で構築し、それを完全に密封された構造に封入することであると考えられる。これは、全体的構造を例えば図３７に示すようにガラス密封することによって達成することができる。更に、図３７に示す全体的構造は、金ろう付け末端キャップを備えるアルミナセラミックハウジングに入れ、それによって全体的構造を密封することができることは当業者には明らかであろう。
図７８は、従来技術の矩形モノリシックセラミックコンデンサ（ＭＬＣＣ）３３２の等角投影図である。これは、主要セラミック本体３３４を含み、回路基板又はリードワイヤなどに便利に装着するための端子面３３６及び３３８を有する。図７９は、全体的に図７８の線７９〜７９に沿って取ったコンデンサ３３２の断面図である。この断面図では、２つの重なった電極板の組３４０及び３４２が存在することが分る。これらの電極板の組の重なりは、コンデンサ３３２の活性領域を形成する。このようなコンデンサは、当業技術で公知であり、多くの商業、軍事、及び宇宙用途のために文字通り何億も生成されている。
図８０は、本発明によるタンクフィルタ１４６を形成する新しい複合モノリシックセラミックコンデンサ並列共鳴タンク（ＭＬＣＣ−Ｔ）３４４の等角投影図である。外側から見ると、本発明のＭＬＣＣ−Ｔ３４４と図７８に示すような従来技術のＭＬＣＣコンデンサ３３２との間には何の違いも見ることはできない。しかし、新しいＭＬＣＣ−Ｔ３４４は、その対向する端子面３３６及び３３８の間のコンデンサにわたって並列に結合された埋込み誘導子３４６を有する。
図８１は、図８０に示す新しいＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタ３４４の様々な層の分解組立図を示している。本発明の新しいＭＬＣＣタンク（ＭＬＣＣ−Ｔ）３４４には、埋込み誘導子３４６が含まれる。低周波数では、埋込み誘導子３４６は、一端から他端までコンデンサを短絡する。しかし、高周波数では、これは、図８２の概略図を参照することによって良好に理解される並列タンク回路１４６を形成する。もう一度図８１を参照すると、コンデンサが上部から積み重なるために、無地のカバーシート３４８の領域と、続いて１つ又はそれよりも多くの埋込み誘導子層３４６とを有することが見られる。これらの誘導子蛇行形状は、図８３に更に示すように様々な形状を有することができる。図８３に示す蛇行形状は、例示的な例であり、完全に全てを含むものではない。用いることができる様々な任意的な形状が存在することは当業者には明らかであろう。従って、コンデンサ電極板の組３４０及び３４２に到達する前にいくつかの他の無地のインタリーフ３５０が存在する。左手側終端部３３６に結合するコンデンサ電極板の組３４０が見られ、右手側終端部３３８に結合するコンデンサ電極板の組３４２も見られる。図８１では、３４０、３４２として単一の電極のみが示されている。しかし、望ましいキャパシタンス値を形成するためにあらゆる数の板ｎを積み重ねることができることは当業者には明らかであろう。次に、底部無地カバーシート３５２を加えて全体的タンクフィルタＭＬＣＣ−Ｔ３４４に絶縁及び機械的強度を与える。蛇行誘導子トレース３５４をモノリシックセラミックタンクの別の層に堆積させるか又はスクリーン印刷する。これは、望む通りに単層又は多層とすることができる。上述のように、多くの誘導子層３４６が並列に置かれると、これは、全体的なインダクタンスを低減する可能性が高いが、誘導子トレースのＤＣ抵抗も低減するので望ましい。埋込み誘導子層３４６は、ＭＬＣＣ−Ｔ３４４を通過する時に前後に蛇行する可能性が高いためにメアンダーとして公知である。
図８３は、誘導子３４６に利用可能ないくつかの代替的な蛇行形状３５４を示している。誘導子層３４６を図８１に示すようなスタックに加えた後、１つ又はそれよりも多くの無地セラミックカバーシート３４８を加える。無地カバーシートにより、埋込み誘導子及びセラミックコンデンサ電極層３４０及び３４２に機械的強度及び剛性と電気絶縁保護との両方が与えられる。典型的なモノリシックセラミックコンデンサ製造作業では、図８１に示すような上述のスタックは、各セラミック層が下向きに液体として噴霧される湿潤積層工程又は落水工程の両方によって実行することができ、その後、予備乾燥してから電気層（他のコンデンサ電極又は誘導子トレース）を置いて乾燥させる。典型的なセラミックコンデンサ厚膜工程では、これらの層をセラミックテープに置き、次に、積み重ねて圧迫する。いずれの場合でも、モノリシック構造が形成され、これを、次に積み重ねて圧迫する。更に、図８０〜図８３までに示す方法は、タンタル、電解液、及びフィルムを含む様々な他の種類のコンデンサ技術に利用可能である。例えば、フィルムコンデンサは、ＭＬＣＣのように積み重ねることができ、又は本明細書に示すようなあらゆる埋込み誘導子トレースを取り囲むように巻き取ることができる。図６８〜図７７に戻ると、同様に、巻かれたフィルムコンデンサを埋込み誘導子で構成することができることも見られる。従って、本発明の概念は、様々な同等のコンデンサ技術に利用可能である。この点で、未加工（非燃焼）コンデンサを比較的低温から高温まで上昇させる結合材全焼工程が存在する。この工程は、セラミックスラリ又はテープに含まれていた揮発分及び溶媒を揮発させてモノリシック構造からゆっくりと放出して消散させることができる。ＭＬＣＣ−Ｔ層が離層しないように、高温燃焼又は焼結する前にこれらの揮発分を消失させることが必要である。この工程の次の段階は、複合ＭＬＣＣ−Ｔ３４４を非常に高温で燃焼又は焼結させることである。それによってセラミック粒は、硬質のモノリシック構造を焼結形成することになる。最後の段階は、図８０を参照すると、端子面３３６及び３３８の付加である。これらの端子面は、パラジウム銀又は金メッキなどのような厚膜インクとすることができ、当業技術で公知の多くの工程で付加することができる。ここでもまた、図８０に示す全体的なＭＬＣＣ−Ｔ３４４は、従来技術のＭＬＣＣ３３２と同等に見える。しかし、本発明の新しい並列タンクフィルタ１４６を生成する新しい誘導子構造が、内部に埋め込まれている。
再び概略図である図８２を参照すると、誘導子Ｌが、従来は図８０に示されているモノリシック構造ＭＬＣＣ−Ｔ３４４内に全て配置されるコンデンサＣと並列に配置されているのが分る。
図８３は、図８０の新しいセラミックＭＬＣＣ−Ｔ３４４内に図８１に示すように組み込むことができるいくつかの別の誘導子回路トレース層形状３５４を示している。これらの誘導子層３４６は、キャパシタンス値Ｃを形成するコンデンサ活性電極板３４０及び３４２の間に埋め込まれないことが望ましい。コンデンサ電極板の組３４０と電極板の組３４２との間に誘導子３４６を配置すると、望ましい容量性要素を形成する電界と干渉する可能性が高いことになる。このために、好ましい実施形態では、誘導子層３４６は、活性コンデンサ層に入る前の無地インタリーフシート領域３５０のスタックの上に示されている。
もう一度図８１を参照すると、典型的な実施形態では、１〜５の誘導子層３４６（又はそれよりも多く）を有することができる。付加的な誘導子層３４６を並列に置くことによって全体的なＤＣ抵抗ＲＬを低下させることができ、これは、能動型埋め込み医療装置用途では好ましい。今度はコンデンサ電極板の組３４０及び３４２を参照すると、これらは、２〜４の板から数百程の多さの交互並列板までのいずれにも変動することができる。電極板の数及びその重なり領域は、（誘電率及び誘電厚みと共に）特定の共鳴タンク用途に対するキャパシタンス値を定める。もう一度図８３を参照すると、埋込み蛇行誘導子要素３４６に対する様々な可能な形状の一部の例が見られる。これらは、一般的に、金属電極板の組３４０及び３４２を形成するのに用いられるのと同じ材料に類似することになる生体適合性材料を用いて置かれることになる。好ましい実施形態では、これらは、一般的に、生体適合性材料である純プラチナ又は金のような貴金属とされることになる。これらの遠位ＴＩＰタンクフィルタ１４６は、ヒト組織内に配置されることになる（ペースメーカーでは、文字通り血液流に浮いている）。プラチナ、金、パラジウム、タンタル、ニオブ、及びチタンを含む材料の全てに生体適合性があり、非常に信頼性があることが非常に重要である。プラチナは、このような生体適合性材料として優れた選択であり、高火度焼結システムとして公知の工程における本発明の新しいＭＬＣＣ−Ｔ３４４に好ましい。プラチナは、チタン酸バリウム及びバリウムストロンチネートなどのようなセラミック層と優れた適合性を有するために好ましい実施形態である。これは、プラチナが高融点であるためである。
もう一度図８３を参照すると、これらの誘導子３４６パターン３５４のいずれもスクリーン印刷又は同等の堆積工程方法により敷かれ、この場合、誘導子蛇行パターンが無地セラミック材料を覆って敷かれ、スキージが通過して望ましいプラチナインクパターン３５４を堆積させると考えられる。代替的なコンデンサ技術、例えば、積層フィルムコンデンサには、一般的に、図８３に示す誘導子蛇行形状を敷く異なる方法が一般的に必要とされることになる。これには、フィルム上への金属メッキ又は堆積、及びフレーム溶射などを含むことができる。いくつかの他の可能なパターンが利用可能であることは当業者には明らかであろう。誘導子３４６を形成し、コンデンサの端部の１つを他端に結合する文字通りあらゆるパターン３５４で確実に行われるであろう。この点に関して、選択された埋込み誘導子の形状３５４が、ＭＬＣＣ−Ｔ３４４の端部金属被覆領域３３６及び３３８の間を電気的に接触させて結合させることが非常に重要である。もう一度図８３を参照すると、図示の様々な誘導子蛇行トレース３５４には、技術的利点及び欠点が存在する（特別な順序又は優先はなし）。パターンＣは、ＭＬＣＣ−Ｔ３４４を通って延びる直線堆積トレース３５４である。これは、非常に低いインダクタンスを有することになるが、非常に低いＤＣ抵抗も有することになる。これは、ＤＣ抵抗がいくつかの因子によって形成されるという事実による。ＤＣ抵抗は、式ＲL＝ρＬ／Ａにより与えられ、ここで、ρは材料の抵抗性、Ｌは材料の長さ、Ａは、その堆積厚み及び幅により判断される材料の断面積である。更に、この方程式は、代替的な形、ＲS＝（ρ／ｔ）（ｌ／ｗ）、又はＲS＝Ω／□で表すことができる。全てのトレースに対して標準的なｔを仮定すると、この式を用いて、望ましいパターンを生成するのに必要な「正方形」の数を数えることによって直列抵抗と比較することができる。従って、パターンＣの長さは、他の多くのものに比較して短く、従って、このＤＣ抵抗は、非常に低いので望ましいと考えられることが分る。しかし、パターンＣに示す誘導子の欠点は、誘導子の形状が非常に非効率的になることである。すなわち、この直線トレースは、図８３の他の形状の一部に比較して非常に低いインダクタンスを有することになる。パターンＤは、３つの並列の直線誘導子経路Ｌ1、Ｌ2、及びＬ3を含む。それによって図８４に示す並列誘導子方程式に従って総インダクタンスが低下することになる。従って、３つの並列のトレース３５４の総インダクタンスは、単一のものよりも遥かに小さい。しかし、ＤＣ抵抗も、並列の抵抗器のように並列では低下するので望ましい。従って、望ましいインダクタンスとＤＣ抵抗の量との間にはトレードオフが存在する。パターンＥを参照すると、１つのコーナから別のコーナまで進んで対角線を形成することによって堆積誘導子トレース３５４の長さを増大させることができる。それによって長さが増大し、それによってそのインダクタンスが増大するが、同時に、望ましくないそのＤＣ抵抗も増大させる。しかし、上述のように、複数の層を敷くことによってＤＣ抵抗を低減することができる。パターンＢ及びＧは、それを湾曲させることによって堆積誘導子回路トレース３５４の全体的長さを大幅に増大させる別の方法を示している。湾曲させることの利点は、誘導子の長さ及び従ってインダクタンスが大幅に増大することである。蛇行を前後に湾曲させることの別の利点は、隣接する巻回の間に相互インダクタンスが生じることである。更に、これは、全体的な誘導子蛇行を更に効率的にする傾向もある。ワイヤ又は回路トレースのインダクタンスは、その全体的な長さ及び相互インダクタンスに比例する。湾曲トレースは、長さ及び相互インダクタンスを増大させ、従って、総インダクタンスを増大させる効率的な方法である。パターンＦ及びＩは、矩形パターンを前後に包むことにより、一方の端子面３３６と他方の端子面３３８の間の距離が大幅に増大するようにして全体的な長さ及び相互インダクタンスを増大させる更に効率的な方法を示している。パターンＡは、ほぼデジタル波形に見える別の種類の誘導子パターンを示している。パターンｊは、非常に効率的なΩパターンである。別の選択肢は、パターンＨに示されており、ここでは、鋸歯パターンを形成することができる。鋸歯は、相互インダクタンスに関してはあまり効率的ではない。いくつかのパターンを用いて長さを増大させ、従って、インダクタンスを増大させることができることは当業者には明らかであろう。一般的に、他のパターンと比較すると、パターン形状Ａ、Ｂ、Ｆ、Ｉ、及びＪが好ましい実施形態である。これは、達成されるインダクタンス効率対ＤＣ抵抗の量の均衡を考慮している。
もう一度図８３のパターンＡを参照すると、新しい埋込み誘導子３４６の隣接する蛇行３５４間に生じる寄生キャパシタンスＣPが存在することが分る。誘導子トレース３５４の形状が空中（誘電率＝１）にあれば、ＣＰのこの値は、比較的低いことになる。しかし、複合ＭＬＣＣ−Ｔ３４４では、誘導子トレース３５４は、非常に高い誘電率材料（例えば、Ｋが２０００又はそれよりも高いチタン酸バリウム）内に埋め込まれている。このために、誘導子３４６の隣接する巻回間に分配されるキャパシタンスは、比較的高いことになる。しかし、本発明によれば、これは、並列キャパシタンスの総量に加えられる働きをすることになる。これは、図８２に示されている並列タンク回路概略図を見ると最も良く理解される。誘導子３４６に生じることになる分配キャパシタンスは、並列タンク回路１４６を生成する時に、望ましいキャパシタンスＣに並列に加えられるであろう。
実際、図８３に示すように分配キャパシタンスＣPの量を注意深く設計すれば、分離した別のコンデンサの必要性を完全に排除することができる。図８０及び図８１に戻ると、これは、誘導子３４６の分配キャパシタンスを制御するならば、コンデンサ電極層３４０及び３４２を省くことができることを意味する。これは、並列共鳴タンクフィルタ１４６が完全に誘導子自体の分配キャパシタンスを生成することができる本発明の好ましい実施形態であると考えられる。
図５１に戻り、寄生キャパシタンスＣpを見ると、空心巻線誘導子（又は何らかの他の誘電体に埋め込まれた誘導子）に同じ原理を当て嵌めることができることが分る。空心巻線誘導子では、分配キャパシタンスは、高誘電率材料内に埋め込まれて相互燃焼された誘導子ほど効率的でない（それほど高くないことになる）。しかし、密集した非常に多数の巻回が存在すれば、図５１に示すような寄生キャパシタンスを用いて、全体的構造が本発明による共鳴タンク回路になるようにインダクタンスと共鳴させることも依然として可能であろう。本発明の方法の主な利点は、空心巻線誘導子が体液に入る時、空気と異なる誘電特性の媒体中にあることになることである。それによって分泌キャパシタンスが変化し、それによって共鳴周波数が変化することになる。更に悪いことには、体液が比較的高導電性であることにより、巻回間に漏えい電流が流れることになる。開放ソレノイド誘導子構造を用いる実際の１つの方法は、密封容器に入れることとされることになる。これは、非常に大きくなり、静脈挿入及び／又は組織トンネリング外科技術には非実用的であろう。従って、それ自体の巻回間寄生キャパシタンスと共鳴する開放ソレノイド誘導子は、あまり望ましい手法ではないことを意味する。
図８５を参照すると、図８３の上述の誘導子回路トレース３５４のいずれかを従来技術のＭＬＣＣコンデンサ３３２の真上に印刷又は堆積させ、ＭＬＣＣ−Ｔ３４４’を形成することができることが分る。この場合、これらは、全体的なセラミックコンデンサ内に組み込んで相互燃焼する必要はない。ここでの利点は、大キャパシタンス商業的コンデンサ作業から生成された低価格のＭＬＣＣを用いることができ、追加作業として誘導子トレース３５４を印刷することができることである。
図８６は、図８５の新しいＭＬＣＣ−Ｔ３４４’の概略図である。コンデンサ３３２に刻印される誘導子３５４は、生体適合性があって体液に直接露出されるのに適することになるように純プラチナ又は純金で作ることができる。これは、神経刺激器、脳深部刺激器、及び脊髄刺激器などに典型的に用いられる電極に容易に適用可能であるという点で非常に有利な直線的（平坦な）幾何学形状である。上述の同軸並列タンク回路は、例えば、右心室に挿入するのに便利にするために、鎖骨下静脈のような静脈を通り、心臓の弁を下って挿入する場所に特に適応されている。更に、同軸の幾何学形状は、医師が電極を挿入するために外科的トンネリング技術を用いる必要がある場合に特に適合する。例えば、トンネリング技術は、一般的に、リードワイヤを挿入して麻痺患者の特定の神経又は筋肉を刺激するために神経刺激器に用いられる。
図８７は、先に図８３に説明されているような誘導子形状３５４のいずれかを別々の基板３５６に堆積する更に別の方法を示している。例えば、この基板３５６は、アルミナセラミック又は他の適切な回路基板材料とすることができる。これは、次に、薄い粘着層３５８で従来技術のＭＬＣＣコンデンサ３３２に結合することができる。対応する金属被覆表面３３６及び３３８を反対端に含む複合ＭＬＣＣ−Ｔ構造３４４”は、図８８の電気回路図に示されており、ここでは、構造が本発明の並列Ｌ及びＣタンク回路１４６を形成することが明らかである。
図８９は、図８７の線８９〜８９に沿って取った断面図である。図９０は、２つの誘導子層３５４及び３５４’が基板３５６の反対側に堆積される別の構成を示している。図９１は、表面誘導子層３５４及び３５４’と共に埋込み誘導子層３５４’を有する多層基板３５６を示している。図９２は、表面上に何ら誘導子が存在しない完全埋込み多層基板３５６を示している。この場合、誘導子３５４”は、構造内に全て埋め込まれる。図８９、図９０、図９１、及び図９２を参照すると、これらの誘導子基板構造の全ては、図８７に示すようなセラミックＭＬＣＣコンデンサ３３８に相互結合されるように設計される。
図９３は、図２８と類似しており、図１０に示すような双極ペースメーカーリードワイヤシステムを示している。ＲＩＮＧ電極１４４及び心臓のＴＩＰ電極１４２にそれぞれ結合される２つの同軸リードワイヤ１０４及び１０４’が存在する。これらのリードワイヤは、能動型埋め込み医療装置１００（図示せず）から経路指定される。ここに見られるように、リードワイヤ１０４及び１０４’は、互いに巻き付いている。殆どの心臓用途では、ＲＩＮＧ電極は、内側ＴＩＰ電極のリードワイヤに同軸に巻かれる。ＴＩＰリードワイヤ１０４’を参照すると、リードワイヤ１０４’のコイルがその回りを包むように、従来技術のＭＬＣＣチップコンデンサ３３２が挿入されているのが見られる。これは、図９３の全体的に領域９４〜９４を取った拡大図である図９４を参照すると最も良く理解される。このような従来技術ＭＬＣＣチップコンデンサ３３２は、非常に大規模に生産されるために、非常に廉価に広く入手可能である。電気的結合３６０及び３６２は、リードワイヤ１０４’をコンデンサ金属被覆表面３３６及び３３８に結合する。それによってリードワイヤ１０４’は、容量性要素と並列に置かれる。リードワイヤ１０４’は、コイル型の幾何学形状であるために、非常に効率的な誘導子要素になる。コイル型インダクタンスＬ及び従来技術のＭＬＣＣを組み合わせることにより、図９５に示すような本発明の新しい並列共鳴タンクフィルタ回路１４６が生成される。当業者には明らかであろうが、ＭＬＣＣチップコンデンサ３３２及びそのリードワイヤ１０４’への電気的取付けの構築に用いられる材料の全ては、生体適合性である必要がある。これは、それが体液又は身体組織のいずれかに直接露出されることになるためである。上述のように、高信頼性の試験及びスクリーニングの目的では、タンクコンデンサ要素３３２は、適切にバーンインして電気的測定することができることが望ましい。上述のように、これは、コンデンサ３３２と並列に結合した誘導子Ｌcoilで済ませるのは非常に困難か不可能である。図９４に戻ると、例えば、電気的結合３６０は、上述のコンデンサの高信頼性スクリーニングが完了するまで切り離したままとすることができることが分る。次に、小さな非侵害性の電気的結合３６０を作ることができる。このような電気的結合により何ら潜伏性の欠点がコンデンサのロット集団に導入されなかったことを製造工程中に確認する必要があることになる。これを達成する方法は、例えば、ａと印を付けた区域の近くを１対のカッターでＬcoilをはさみ切り、その後、コンデンサの高信頼性スクリーニングに戻ってそれを行うことであろう。このようにはさみ切って切り離すと、試験中の装置を破壊することになる。これは、部品の大規模なサンプルに関する初期品質試験の間に行うことができる。これらの特定の部品は、商業又はヒト移植用途には決して予定されないであろう。コンデンサ要素が完全に構築された後にこの種類の試験を行うと、電気的結合３６０が、コンデンサに何ら損傷を与えなかったことが証明されることになる。この追跡高信頼性スクリーニング中には、コンデンサロット集団に不良品がないことが必要である。
図９６は、本発明の並列タンク回路１４６の更に詳細な概略図である。誘導子要素Ｌが存在し、更に、抵抗性要素ＲLが存在することが分る。ＲLは、誘導子要素自体を形成するのに用いられる回路トレース３５４又は線の寄生抵抗を表している。更に、コンデンサ要素Ｃは、コンデンサ等価直列抵抗（ＥＳＲ）又はＲＣとして公知の直列抵抗器を有することも分る。もう一度図９６を参照すると、誘導子と直列に示されている抵抗ＲL及び／又はコンデンサと直列に示されているＥＳＲ、ＲCは、寄生性（コンデンサ要素自体の誘導子の特性）とすることができ、別々の構成要素としての付加抵抗とすることができる。例えば、ＲLの値を増大させるのに望ましいことが見出されれば、小さな抵抗器チップ又は要素を直列に加えることができる。本発明では、ＲL、ＲC、Ｌ、及びＣの間の関係は、非常に重要であり、タンクフィルタ１４６が実際の能動型埋め込み医療装置用途でどのように働くかを理解することによって最も良く理解される。
生物学的信号は、周波数が非常に低い。実際、心臓ペースメーカー用途では、全ての関心のある心臓の信号は、１０〜１０００ヘルツで生じる。しかし、ＭＲＩパルス周波数は、周波数が比較的高い傾向がある。例えば、０．５テスラシステムに対するＭＲＩ周波数は、２１ＭＨｚである。これは、３テスラシステムでは１２８ＭＨｚまで上昇する。本発明の新しいタンクフィルタ１４６は、例えば、点ＸとＹ（図９６参照）の間に結合した能動型埋め込み医療装置リードワイヤシステムと直列に配置されるように設計される。例えば、心臓ペースメーカーの場合には、心臓ペースメーカーからの出力パルス及びそれを感知する出力パルスは、点Ｘに結合されることになり、点Ｙは、心筋組織に結合するのに用いられる電極である遠位ＴＩＰに結合することができる。再び図９６を参照すると、このタンクフィルタ回路１４６の全体的インピーダンスが生物学的周波数では非常に低くなるようにすることが非常に望ましいであろう。容量リアクタンスＸC及び誘導リアクタンスＸLに対する図１５の式を考慮すれば、非常に低い周波数では、コンデンサは、開回路のように見える傾向があり、誘導子は、短絡回路として見える可能性が高いことが分る。携帯電話又はレーダー周波数のような非常に高い周波数では、誘導リアクタンスＸLは、非常に高く（開回路）、容量リアクタンスＸCは、非常に低い（短絡回路）傾向がある。従って、非常に低（生物学的）周波数の１０〜１０００Ｈｚでは、コンデンサ要素Ｃを通る図９６のタンクフィルタ回路１４６の右手側を通って流れる電流は、僅か又はゼロであることになる。従って、コンデンサのＥＳＲ（ＲC）は、生物学的周波数では、全く重要でない。しかし、図９６に示す概略図の左手側を参照すると、誘導リアクタンスＸLは、周波数が低い時には相当低い。ＸL方程式から、ｆがゼロに近づくと、誘導リアクタンスもゼロに近づくことが分る。言い換えると、生物学的周波数（１ｋＨｚ未満）では、事実上、誘導子要素ＬのリアクタンスＸLはゼロである。従って、低周波数では、点ＸとＹの間のインピーダンスは、誘導子の抵抗特性であるＲLで完全に決まる。タンクフィルタ回路１４６の非常に低い周波数（生物学的）モデルが、図９７に示されており、これは、完全にＲLから成る。非常に高い周波数（タンクフィルタ回路共鳴よりも遥かに上）では、誘導リアクタンスは、非常に大きいか又はほぼ無限である可能性が高い。従って、タンクフィルタ共鳴よりも遥かに上の高周波数では、図９６の概略図の左手側を通って殆どか全く電流が流れない。上述のように、非常に高い周波数では、容量リアクタンスＸCは、短絡回路になる可能性が高い。従って、高周波数では、タンクフィルタ回路に対する等価回路モデルが図９８に示されており、これは、専らコンデンサと等価の直列抵抗（ＥＳＲ）、ＲCのみから成る。（注：これは、その寄生インダクタンスが無視することができるほど小さい高周波数同軸貫通コンデンサを想定している。）
ＡＩＭＤリードワイヤ用途では、過剰な高周波数減衰に関して実際には注意が払われない。ＭＲＩ高周波信号から導入されるＲＦ電流の流れを遮断して停止させることに加えて、刺激信号又はパルスを感知する時及びそれを身体組織に送出する時の両方で、低周波数の生物学的信号を通過させることにしか実際に関心が寄せられない。例えば、心臓ペースメーカーの場合には、右心室に結合されるペーシング電極は、低周波数パルスを与え、心臓が適切に拍動することを可能にする。同時に、１０Ｈｚ〜１ｋＨｚの周波数の範囲で心臓活動も感知し、適切な速度又は電力閾値に調節することを可能にする。しかし、タンクフィルタの共鳴周波数よりも遥かに上の高周波数では、リードワイヤシステムに大量のインピーダンスが存在するか否かはあまり気にされない。実際、高リードワイヤインピーダンスは、携帯電話等などから望ましくない電磁干渉（ＥＭＩ）を減衰するのに望ましい。従って、図９６に戻ると、ＥＭＩを考慮する時には、コンデンサのＥＳＲ（Ｒｃ）がどれだけ高くなるかは（コンデンサは、比較的高い内部インダクタンスを有する可能性もある）、実際に気にされない。実際、このＥＳＲ値は比較的高いことが望ましい。更に、誘導子の抵抗であるＲLの値は、できるだけ小さいことも望ましい。ＲLを低く維持すると、望ましい刺激パルスの減衰が妨げられる（ＡＩＭＤの電池に対するエネルギ損失が最小限になる）。更に、ＲLを相当低く維持すると、低周波数の生物学的信号が減衰するのも妨げられ、ＡＭＩＤにより適切に感知することができる。しかし、帯域通過フィルタ特性及びその共鳴周波数でのタンクフィルタのインピーダンスを考慮すると、状況は、上述のように単純ではない。タンクの帯域幅が共鳴周波数で低くなり過ぎないように、誘導子及びコンデンサ要素には、ある程度の直列抵抗を有することが望ましい。帯域幅が狭すぎる場合には、用いる構成要素の実際的な許容誤差のために、タンクフィルタを構築するのは、文字通り不可能とされることになる。しかし、タンク回路の誘導子又はコンデンサ側に抵抗を加えすぎると、全体的なＱが大幅に減少し、共鳴タンクフィルタの減衰が減少するか、又はその共鳴周波数がシフトすることにもなる。これは、共鳴周波数でタンクフィルタのインピーダンスを低減し、従って、ＭＲＩパルス周波数に対するその減衰を低減する効果を有するので望ましくない。従って、共鳴タンクフィルタの十分なインピーダンスを生じるこれらの因子全ての間で注意深く均衡をとり、埋込みリードワイヤ及びそれに付随する電極の過熱を防ぐようにすべきである。
図２４に戻ると、本発明の新しいタンクフィルタ回路１４６の共鳴及びタンク特性を示す曲線の群が見られる。曲線トレース１６６は、非常に高度のＱコンデンサ及び非常に高度のＱ誘導子の利用を示している。これは、誘導子の抵抗損失ＲL及びコンデンサの抵抗損失ＲCが非常に低いことを意味すると考えられる。それによってここに示すような非常に狭い共鳴ディップ及び対応する非常に高い減衰（又はインピーダンスＺ）を有する非常に高度のＱタンクフィルタ回路になる。これは、曲線１６６の点ａ及びｂ（３ｄＢ下の点）が比較的近い間隔であることによって示されている。
本発明の特徴は、比較的高度のＱ誘導子を用いることであり、これは、その抵抗損失ＲLが、比較的損失性が低度のＱコンデンサ要素Ｃと相まって、非常に低くなることを意味する。これは、コンデンサ要素のＥＳＲ又は抵抗損失ＲCが、比較的高くなることを意味する。このために、図２４の曲線１６４に示されている中等Ｑ共鳴タンク回路とされることになる。上述のように、それによって生物学的信号は、殆どか全く減衰せずにタンクフィルタを通過することができる。しかし、高周波数では、ＭＲＩパルス周波数及びそれよりも高い周波数（例えば、携帶電話）の両方で大幅な減衰が示されるであろう。これは、タンクフィルタの帯域幅を広げる望ましい効果を有する。これは、複数の種類のＭＲＩシステムからのＲＦパルス周波数を減衰させることを可能にするという点で非常に重要である。例えば、古い０．５テスラＭＲＩ周波数では、２１ＭＨｚでＲＦパルス周波数が具体的なものになる。非常によく用いられる１．５テスラで作動するＭＲＩシステムのＭＲＩパルス周波数は、６４ＭＨｚである。新しいＭＲＩシステムは、３テスラ及びそれ以上で作動し、ＭＲＩパルス周波数が１２８ＭＨｚから２１３ＭＨｚ（及びそれ以上）の範囲になる可能性が高い。従って、誘導子及びコンデンサ品質係数（Ｑ）を注意深く制御することにより、本発明の新しい並列タンクフィルタ回路１４６が、様々なＭＲＩシステム及び他のエミッタからのＲＦパルス周波数を実質的に遮断するようにタンクフィルタ共鳴特性を広げることができる。図２４に戻ると、曲線１６２のように本方法をやり過ぎる可能性がある。これは、全体的なタンクフィルタ回路のＱが非常に低く、どの周波数でも十分に減衰させることができない状況である。従って、Ｌ及びＣ要素の成分損失と並列タンクフィルタ回路のタンク共鳴帯域幅との間は注意深く均衡を取ることが望ましい。実際の原型の測定値と関連してＰ−Ｓｐｉｃｅを用いてモデル化すると、本発明の共鳴タンクでは、次の組の値が確実に影響することが示されている。すなわち、これには、コンデンサ値が４１．３ｐｆ、コンデンサ等価直列抵抗が１０オーム、インダクタンス値が１５０ナノヘンリー、誘導子抵抗が１．０オームであることが含まれる。この組合せにより、装置を比較的容易に製造して較正するように帯域幅を十分広く維持しながら、インピーダンスが、共鳴周波数で５０オームを超えることになる。
本発明のタンクフィルタ特性の幅を広くすることが非常に重要である別の理由が存在する。これは、構成要素の公差の実際的な制限と関係がある。非常に高度Ｑタンクフィルタでは、正しい周波数で共鳴するように誘導子及び並列コンデンサを製造することが非常に困難であると考えられる。例えば、６４ＭＨｚのＭＲＩシステムでは、キャパシタンス及び誘導子の公差が±０．１％未満の非常に高度Ｑコンデンサ−誘導子タンクを構築することが必要であろう。実際の構成要素製造に関しては、これは、非常に複雑で非常に高価であり、非常に困難であることになる。これらの構成要素を正確な周波数に調節するためにレーザトリミング法を必要とすることになる。時間が経つと、更に別の問題も起こるであろう。すなわち、殆どのコンデンサ誘電体は、エージングする傾向があり、これは、時間が経つとキャパシタンスを失うことを意味する。従って、正しい周波数で共鳴することになるように構成要素を正確に調節しても、典型的な能動型埋め込み医療装置の寿命にわたって時間が経つとキャパシタンス値は低下し、それによってタンクの共鳴周波数がシフトすることになる。これは、タンクの共鳴周波数が、ＭＲＩのＲＦパルス周波数ではもはや有効でないようにシフトする可能性があることを意味する。言い換えると、６４ＭＨｚに正確に調節された共鳴回路で始めても、ヒト移植用途で５年後には、この共鳴周波数は、５０ＭＨｚまでシフトする可能性があり、これは、タンクフィルタがもはや有効でないことを意味することになる。このエージングの概念及び帯域幅の制御は、「能動型埋め込み医療装置のＲＦ遠隔測定ピンアンテナのための低損失帯域通過フィルタ」という名称の特許出願出願番号第６０／７６７、４８４号に更に完全に説明されており、この内容は、本明細書に組み込まれている。
図９９は、従来技術のＭＬＣＣコンデンサ３３２のための例示的な幾何学形状（形状因子）の１つを示しており、電極３４０及び３４２（図１００及び図１０１）の間で長さ（ｌ）対幅（ｗ）比により、ＥＳＲ（ＲC）が本質的に非常に低いことになるコンデンサを形成する。図１００及び図１０１に示す電極のＥＳＲが相当低い理由は、長さを最小にし、かつ幅を最大にすることによって断面積を最大にしたという点で、長さＬに比較して幅Ｗがかなり広いためである（参照：基本抵抗式Ｒ＝ρＬ／Ａ、ここで、ρ＝抵抗率、Ｌ＝電極の長さ、Ａ＝電極の面積（幅×厚み））。
コンデンサ等価直列抵抗及びコンデンサ消散率及び電極板損失の間の関係は、「消散率試験は、医療移植ＥＭＩフィルタ及び他の高周波数ＭＬＣコンデンサ用途のためには不適切である」という名称の（ＥＳＲ）技術論文に最も良く説明されている。この論文は、Ｂｏｂ Ｓｔｅｖｅｎｓｏｎ（共同発明者）により著されており、「２００３年コンデンサ及び抵抗器技術シンポジウム」、３月３１日〜４月３日、アリゾナ州スコッツデール、２００３年で与えられた。同じく引用するのは、「１９９９年コンデンサ及び抵抗器技術シンポジウム（ＣＡＲＴＳ−ヨーロッパ）」、ポルトガル、リスボン、１０月１９〜２２日１９９９年で与えられた「コンデンサのインダクタンス」という名称の技術論文である。
図１０２は、図９９に示されているものと比較して、従来技術のＭＬＣＣコンデンサ３３２”に対する別の幾何学的配置の実施形態（逆転形状因子）が示されている。この場合、幅（ｗ）対長さ（ｌ）比は逆転する。電極３４０及び３４２（図１０３及び図１０４）は、ここではその幅に比較して相当長い。それによって抵抗（ＲC）が増大する可能性が高いことになる。上述のように、本発明であるタンクのＱを制御するある一定の設計では、ＭＬＣＣコンデンサ３３２”のＥＳＲを増大させることが実際に望ましい。これは、並列共鳴タンクフィルタ回路１４６及び対応する（相対）帯域幅のＱと関係がある。上述のように、並列タンク回路は、１つの特定の周波数で共鳴する。それによって周波数減衰特性にノッチ（タンク）が形成される。しかし、タンクフィルタ回路のＱを低減するコンデンサＥＳＲを増大させることにより、このノッチの幅を広くすることができる。これは、例えば、ＭＲＩシステムの加熱を低減するように設計された並列タンクフィルタ回路の場合に重要である。例えば、ＲＦパルス周波数が１２８ＭＨｚであることになる３テスラＭＲＩシステムの場合には、並列誘導子及びコンデンサが１２８ＭＨｚで共鳴するように設計されることになる。並列タンクフィルタ回路１４６は、この１つの周波数でのみ開回路又は無限インピーダンスのように見えることになる。しかし、セラミックコンデンサ及び並列インダクタンスが、常に正確に１２８ＭＨｚで共鳴するほど十分に正確になるように製造するのは比較的困難である。更に、ＭＬＣＣコンデンサは、時が経つとエージングする。典型的なＭＬＣＣコンデンサは、１０年間毎にそのキャパシタンスの２％を失うことになる。例えば、１０００時間で、セラミックコンデンサが１０００ピコファラドを有していれば、次の１０年間のエージングは、１０、０００時間で起こることになり、そのキャパシタンス値は、２％低下することになる（この１０、０００寿命期間の終わりに９８０ピコファラドまで低下する）。これは、もはや１２８ＭＨｚで完全には共鳴しないことを意味するであろう。しかし、全体的なシステムのＱを低減することにより、それが実際に問題でないように帯域幅を広げることができる。コンデンサＥＳＲを制御することにより、タンクフィルタ１４６の有効帯域幅は、例えば、２０ＭＨｚから２１３ＭＨｚまでのどこでも共鳴することになるように増大させることができ、それによってコンデンサ及び誘導子及びそのエージング特性の公差の偏差が説明される。これはまた、単一のＬ−Ｃ並列タンクフィルタ（ＭＬＣＣ−Ｔ）を備えるいくつかの種類のＭＲＩシステムの減衰を可能にするであろう。例えば、０．５、１．５、及び３テスラＭＲＩシステムのＲＦパルス周波数は、それぞれ、２１、６４、及び１２８ＭＨｚである。本発明のＭＬＣＣ−Ｔタンクは、コンデンサＥＳＲを十分に高くして、これらのＭＲＩパルス周波数の２つを適切に減衰させ、リードワイヤ又は遠位ＴＩＰが過熱することによる懸念を消失させるように設計することができる。図９６を参照すると、コンデンサのＥＳＲ（ＲC）は、付加的又は個別の抵抗器要素により捕捉（又は置換）することができるが、体積効率（及び費用及び信頼性）のためには、好ましい実施形態では、コンデンサのＥＳＲが調節される。従って、本発明の望ましい特徴は、コンデンサのＱを低減し、それによって並列共鳴タンクフィルタ回路１４６の帯域幅を増大させることである。更に、全体的共鳴Ｌ−ＣタンクフィルタのＱも誘導子の直列抵抗を増大させることによって制御することができる。しかし、低周波数では、望ましい生物学的電流の全てが誘導子を通って流れるために、これには限界がある。従って、望ましい生物学的周波数及びペーシングパルスも有意に減衰する可能性があるために、誘導子の抵抗を過剰に増大させることは望まれない。従って、その抵抗ＬRを過剰に増大させてＱに影響を及ぼすことは、ペーシングパルスを望ましくなく減衰し、また、能動型埋め込み医療装置を感知して調節するのに用いられる生物学的又は神経学的活動を望ましくなく低下又は減衰させることになるために、非常に有害な事柄とされることになる。従って、本発明の特徴は、リードワイヤ及び遠位ＴＩＰ加熱を減少又は排除するほど十分に帯域幅が広く、共鳴時のインピーダンスが十分である様式で並列タンクのタンクフィルタの帯域幅が共鳴周波数で広くなるようにコンデンサ及び誘導子要素のＥＳＲ（ＲC）の均衡を取って調節することである。
図１０５は、コンデンサ電極の等価直列抵抗（ＲC）を更に増大させることができる新しい方法を示している。これは、非常に薄い電極３４０を堆積させることにより、及び／又は堆積した電極に穴３６４が見えるように電極シルクスクリーン印刷パターンにドットを配置することにより製造中に行われる。これらの穴３６４は、卵形か正方形か矩形のあらゆる形状を有することができることは当業者には明らかであろう。非常に薄い電極３４０を堆積させることにより、及び／又は電極に穴を加えることにより、電極の断面積を低減することができ、それによってその等価直列抵抗を増大させることができる。際立ったことには、実験により、静電磁場がその穴にわたって空間電荷を形成するために、キャパシタンス値自体には、殆どか全く影響を及ぼさないことが示されている。
図１０６は、様々な直径の穴３６４’を堆積させる別の方法を示しており、これは、コンデンサ電極３４０の静電磁場を更に遠くまで平滑にすることができ、同時に、ＥＳＲを増大させる。総コンデンサ損失は、誘電損失正接、コンデンサ電極板損失、コンデンサ終端部又は結合損失、及び表皮効果などによる損失を含むことに注意すべきである。しかし、本明細書に説明した目的では、現在のＭＲＩシステムの自己共鳴周波数は、一般的に約１０ＭＨｚの周波数で生じる。１０ＭＨｚを超える周波数では、コンデンサの誘電損失（誘電損失正接）は、ゼロに近づく。従って、誘電損失は、本発明では支障なく無視することができる。これは、米国特許第６、７６５、７７９号に更に完全に説明されている。更に、本明細書で意図するＭＬＣＣ−Ｔ構造３４４は非常に小さいために、表皮効果も無視することができる。表皮効果は、通常は、５００ＭＨｚを超える周波数では重要な現象になる。更に、コンデンサにわたって並列に見える抵抗器とされることになるコンデンサの絶縁抵抗も無視することができる。これは、現在のコンデンサ製造技術では、この絶縁抵抗の値が１０メガオームよりも大きいことが保証されるためである。千万オームは、絶縁抵抗を完全に無視することができる回路の他の構成要素のリアクタンス値に比較して非常に大きい。更に、コンデンサの終端部及びそれらの終端部への接触部は、頑強で信頼性が高い。従って、これらの結合部の抵抗は、些細な小さいものである。この全てから導かれることは、本発明で本当に重大な唯一の抵抗は、電極板３４０、３４２自体の抵抗であることである。言い換えると、電極板の高周波数抵抗を制御することにより、その共鳴周波数でのコンデンサのＱを制御することができ、それによって並列共鳴タンクフィルタ１４６の帯域幅を制御することができる。コンデンサＥＳＲ又はＲCを制御する別の方法は、コンデンサ要素と直列の個別の抵抗器要素を用いることを含む。様々な従来技術の抵抗器チップなどが公知である。更に、抵抗性が比較的高いコンデンサに電気的取付材料を用いることができる。別の方法は、ＭＲＩパルス周波数の帯域内に特に高い誘電損失正接を有するコンデンサ誘電体を用いることであろう。高周波数誘電損失正接は、タンクフィルタ特性を広げる（Ｑを低減する）ことになる抵抗損失を示している。好ましい実施形態では、コンデンサＥＳＲ（ＲC）を制御するための殆どの効率的な方法は、電極自体の抵抗性を増大させることである。これは、最も効率的なパッケージであることになる。しかし、上述及び他の方法の全てを用いることができる。更に、ある程度の直列抵抗を誘導子に加えることによってＱの調節をすることができる。全ての誘導子は、ある程度の寄生直列抵抗を有するために、これを行うのは比較的容易である。誘導子トレース３４６を薄くすることにより、誘導子抵抗を増大させることができる。しかし、これは、生物学的信号又はペーシングパルスを望ましくなく減衰させたくないので、僅かに行うことができるのみである。設計者は、望ましい（十分に広い）タンク特性を達成するために、誘導子ＱとコンデンサＱの間の均衡を注意深くとる。
図１０７は、特注又は市販の誘導子チップ３６８及び３７０を用いてここに示す構造を形成するＭＬＣＣ−Ｔ３６６を示している。市販の誘導子チップは、一般的に、非常に低価格で入手可能である。例えば、Ｍｕｒａｔａ部品番号ＬＱＰ１５ＭＮ２Ｎ７Ｂ０２Ｄは、Ｑが１３であり、ＤＣ抵抗が非常に低くて最大０．３オームである２．７ナノヘンリー誘導子チップである。これらは、１００個入りを各々僅か＄．１６（１６セント）で入手可能である。これらは、広範囲のインダクタンス値及びＤＣ抵抗Ｑ値で入手可能である。他は、Ｍｕｒａｔａ部品番号ＬＱＰ０３ＴＬＱＰ０３Ｔであり、これは、２．７ナノファラド±２ナノファラドでＤＣ抵抗が僅か０．２１オームである。
市販の既製誘導子チップ３６８、３７０を用いることの欠点は、それらが、一般的に強磁性材料を含むという事実に関係する。ＭＲＩシステムでは、あらゆる強磁性材料は、画像アーチファクトとして公知のものを生成することになるために、これは好ましくない。これは、遠位ＴＩＰの移植片の隣接領域のＭＲＩ画像を歪め、これは望ましくない。本発明の好ましい実施形態では、全ての誘導子は、強磁性材料を何ら用いないように、空心巻線又は回路トレース堆積誘導子渦巻又は蛇行のいずれかで完全に構成される。
ＭＲＩ用途のためのフィルタを設計しようとする時に、ＭＲＩのＲＦバードケージコイルのみを用いるという誤りを犯している実験者もいる。すなわち、主静磁場（Ｂ0）を存在させずにＲＦ場コイルを備えたＭＲＩシステムである。ＭＲＩシステムを設置する時の主要な費用に関する１つは、強力な静磁場を生じる超電導コイル及び関連する極低温の費用に関するものである。従って、多くの研究者は、外部から見たらＭＲＩシステムと同等に見えるものを設置することによって費用を大幅に抑えている。例えば、患者が通常挿入されることになるトロイド形が見られる。しかし、主静磁場を生成するのに必要な全ての極低温及び装置が欠落している。それによって特に僅かな量でもフェライト又は強磁性材料を含む場合には、静磁場が電子構成要素の性能に大きな影響を及ぼす可能性があるために、誤った結論に導かれる可能性がある。本明細書の新しいタンクフィルタの発明の好ましい実施形態の全てでは、誘導子要素及びコンデンサ要素は、完全に非強磁性材料から成る。本方法の別の利点は、これが画像アーチファクトの問題を殆どか全く有することにならないことである。画像アーチファクトは、非常に重要な問題である。本発明の目的は、リードワイヤ又は遠位電極インタフェースの領域を直接撮像する（それを通してＭＲＩスライスをとる）ことができることになる範囲まで埋込み型医療装置のリードワイヤを保護することである。例えば、心臓ペースメーカー用途では、それによって例えば心臓の遠位ＴＩＰが配置される正確な場所である右心室の正確なＭＲＩ撮像が可能になる。この心臓の遠位ＴＩＰが大きな画像アーチファクトを生じる場合には、例えば、心室壁の動きを見るＭＲＩ画像スライスは役に立たなくなる。従って、本発明の非常に重要な特徴は、タンクフィルタがリードワイヤ及び遠位ＴＩＰが過熱しないように保護する必要があることだけでなく、殆ど画像アーチファクトがないことである。従って、本明細書で誘導子チップと言う場合には、内部フェライト材料を何ら含まない特製品の誘導子チップを意味する。
図８７に戻ると、あらゆる市販の既製誘導子チップ３６８、３７０で基板３５６を置換することができることが分る。今度は図１０７に戻ると、ここに示す新しい構成には、これらのチップ３６８、３７０の２つ又はそれよりも多くを用いることができることが分り、これは、図１０４及び図１０５に示されている電極の組を参照すると良く理解される。図１０８の電極３７２は、金属被覆バンド３７４に現れる。これは、図１０８の電極３７２と図１０９の電極３７６、３７８との重なりであり、これは、新しい直列コンデンサ要素を形成する。それによって直列の２つのコンデンサ要素が得られ、これは、図１１０の概略図を参照すると良く理解される。誘導子３６８及び３７０は、図１０７に示すように機械的及び電気的に取り付けられ、これは、図１１０に示すような２つの直列の並列タンクＦR1及びＦR2を形成する。誘導子Ｌ1（３６８）及びＬ2（３７０）に対してコンデンサＣ1及びＣ2の値を調節することにより、２つのタンクＦR1及びＦR2を２つの異なる周波数で共鳴させることができる。例えば、ＦR1は、６４ＭＨｚで共鳴させることができ、これは、１．５テスラＭＲＩシステムのパルス周波数である。ＦR2は、１２８ＭＨｚで共鳴するように設計することができ、これは、３テスラシステムのパルスＲＦ周波数である。従って、図１０７に示す構造は、能動型埋め込み医療装置リードワイヤシステムを１．５テスラ及び３テスラのＭＲＩシステムの両方に適応させることになる。それによって患者の適応性が広くなることになり、これは望ましいことである。
図１１１は、更に別の実施形態のＭＬＣＣ−Ｔ３６６’を示しており、ここでは、特別に形成されたＭＬＣＣチップ３３２にわたって単一の誘導子チップＬ1（３６８）を配置することができる。これは、図１１２及び図１１３に示されている新しい電極３７２’及び３７６’を参照すると良く理解される。複合構造は、図１１４の概略図に示すような本発明の並列タンクフィルタ１４６を形成する。
図１１５は、誘導子３８０が堆積され、取り付けられ、印刷され、又は埋め込まれた従来技術の単極同軸コンデンサ２２０（貫通）である。渦巻誘導子３８０は、それを組込んでセラミックコンデンサ２２０構造内で相互燃焼すること、コンデンサの上部に直接印刷すること、又は基板の上に印刷してその後コンデンサに相互結合することを含む上述の方法のいずれかにより配置することができる。これらの技術の全ては、上述の通りである。誘導子渦巻は、非常に効率的である。修正Ｗｈｅｅｌｅｒ方程式を用いて、このような渦巻のインダクタンスを予想することができる。相互インダクタンスにより非常に効率的であるために、誘導子渦巻は、本発明の好ましい実施形態である。
図１１６は、図１１５の並列誘導子及びコンデンサを示す概略図である。図１１７は、図１１５の線１１７〜１１７に沿って取った断面図であり、ＡＩＭＤのリードワイヤ２３８システムのいずれかにどのように直列に配置することができるかを示している。
図１１８は、貫通コンデンサ２２０’であるという点で図１１５に非常に類似する構造を示している。しかし、この場合、正方形である。これは、多重孔平面アレイ装置を含むあらゆる貫通コンデンサの幾何学形状とすることができることは、当業者には明らかであろう。
もう一度従来技術の図２を参照すると、一般的に、ここに示すようなフィルタ処理されていないＲＦ遠隔測定ピン１１６が存在することが分る。ＲＦ遠隔測定ピンは、埋込み装置から保存された波形を問い合わせるか、再プログラムするか、又は回収するのに用いられる個別周波数の非常に狭い帯域を捕捉するように設計される。望ましくないことには、このようなフィルタは、ＲＦ遠隔測定周波数を除去することになるために、ＲＦ遠隔測定ピンに従来技術の低域ＥＭＩフィルタ（貫通コンデンサ型）を用いることは不可能である。しかし、この非フィルタ処理アンテナ１１６が存在すると、非常に強力なＥＭＩ磁場が存在する場合の非常に深刻な問題を避けることができる。ＥＭＩ磁場が埋込み型医療装置のハウジング１０２内に入ると、隣接する回路に交差結合及び／又は再放射することができる。これらの不適切なＥＭＩ信号は、心臓ペースメーカーにより、例えば危険又は不適正心室不整脈として感知される可能性がある。更に悪いことには、ペースメーカー依存性の患者では、このような心臓の信号は、正常な心拍として解釈される可能性があり、それによってペースメーカーが自動的に妨げられることになる（ペーサー依存性患者では、命に関わる状況である）。埋込み型装置患者が遭遇することになる最も強力なＲＦ場の１つは、典型的なＭＲＩ装置の内腔の内部である。従って、ＲＦピンアンテナ１１６を保護すべきである。本発明のタンクフィルタは、これに理想的である。
もう一度図１１５及び図１１８を参照すると、タンクフィルタを遠隔測定ピンに直接隣接して配置することができる場所の２つの理想的な例を見ることができる。これは、本発明のタンクフィルタをＡＩＭＤハウジングの内部のＲＦ遠隔測定ピン１１６上に配置することによって最も容易に達成されることになる。従って、タンクフィルタは、体液から保護されることになる。この場合、タンクフィルタを形成するのに用いられる誘導子及びコンデンサのＱは、両方とも比較的高い必要がある。これは、３ｄＢ帯域幅が比較的狭いことを望むためである。この理由は、関連の周波数と関係する。例えば、３テスラのＭＲＩシステムでは、ＲＦパルス周波数は、１２８ＭＨｚである。最低共通遠隔測定周波数は、４０２ＭＨｚである。従って、タンクフィルタ応答曲線は、非常に急速に低下して望ましい遠隔測定周波数が過度に減衰しないようにすることが非常に重要である。これを回避する別の方法は、例えば６４ＭＨｚで共鳴させ、患者が１．５テスラのＭＲＩだけに制限されるようにタンクフィルタを設計することである。これを回避する更に別の方法は、遠隔測定周波数を増大することである。更に、８５０ＭＨｚの範囲又は１ＧＨｚも超える遠隔測定周波数が一般的に用いられる。本発明の特徴は、新しいタンクフィルタをＲＦ遠隔測定ピンアンテナに組み入れ、同時に、ＭＲＩパルス周波数と遠隔測定周波数の間のＲＦ周波数をできるだけ広く分離させ続けることである。
新しいタンクフィルタ１４６の構造を示す上述の図面の全ては、様々な他の種類のコンデンサ材料で達成することができるは明らかであるべきである。すなわち、フィルムコンデンサ、金属化フィルムコンデンサ、タンタル、ガラス、磁器、及び一般的アルミナ電解質などである。例えば、フィルムコンデンサ用途では、セラミック誘電体をフィルムで置換することは明らかであろう。更に、金属又は金属化表面を誘電フィルムに堆積させることも当業技術で公知である。従って、主にモノリシックなセラミック又は厚膜堆積技術を示す上述の図は、全てのコンデンサ技術を含む全ての包括的なものであることを意味する。この特定の例は、図８１に戻って参照すると理解される。無地カバーシート３４８及び３５２は、単純に、ある一定の種類の誘電フィルム、例えば、Ｍｙｌａｒ又はポリスチレンとすることができる。コンデンサ電極の組は、火炎溶射金属堆積で容易に作られ、電極層３４０及び３４２（非常に薄いか又はＲCを制御するための穴付きのものを含む）を形成することができる。同様に、電極層３４０は、フィルムの別の層に配置することができる。次に、無地のフィルム片を無地インタリーフ３５０の代わりに置くことができる。更に、金属は、誘導子層３４６を形成するフィルムコンデンサの別の領域に堆積させることができる。次に、付加的なカバーシート３５２と共にフィルムオーバーレイを配置することができる。これは、全て圧縮して単一のパッケージに成形することができるが、これは、フィルムコンデンサ技術分野ではよく見られるものである。
図２３及び図２４に戻ると、タンクフィルタが正しい周波数で共鳴するようにＬ及びＣの適切な値を選択する工程を見ることができる。更に、これは、このような構成要素のＱをどのように調節して図２４に示すような曲線形を達成することができるかを示している。上述のように、タンクを例えばＭＲＩパルス周波数の共鳴周波数又はそれに適度に近接させることが非常に望ましい。その共鳴帯域幅が十分に広ければ、ＭＲＩパルス周波数でタンクを正確に共鳴させることは必ずしも必要でない。言い換えると、タンクの共鳴周波数が、例えば６４ＭＨｚのＭＲＩシステムで５５ＭＨｚであっても、タンク共鳴周波数特性が十分に広い帯域幅を有する場合には、依然として十分な減衰が得られ、遠位ＴＩＰを実質的に冷却して患者に安全性をもたらすことになる。
図２３の意思決定処理が行われた後でも、特に非常に高度のＱ構成要素から成る場合には、タンクの何らかの微調整が依然として必要である可能性がある。ここでは、非常に低損失のコンデンサ及び非常に低損失の誘導子を用いる場合に、得られるタンクの帯域幅が非常に狭いことになるという点でトレードオフが存在する。当業技術では、これは、狭い３ｄＢ帯域幅として公知である。しかし、例えば、モノリシックセラミックコンデンサを製造する時には相当な製造の変動が存在する。この製造の変動はまた、公差としても公知である。例えば、５０ｐｆのセラミックコンデンサでは、キャパシタンス値に基づいて±２０％の公差を有する可能性がある。更に、誘導子要素自体を製造するのにも変動が存在する。従って、非常に高度のＱタンクフィルタでは、得られるタンクの共鳴周波数がＭＲＩのＲＦパルス周波数又はその付近になるように最終的に調整することが必要である可能性があると予想される。
図１１９は、コンデンサＣ及び誘導子Ｌの並列組合せを示しており、これは、新しいＬ−Ｃタンク１４６を形成するための本発明のここで説明したあらゆる組合せの代表例である。図１１９を参照すると、ノズル６００が見られる。このノズル６００は、「Ｃｏｍｃｏ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ」で製造されているようなマイクロブラスタ（図示せず）からの特定の組の配管６０２に取り付けられる。マイクロブラスタは、粒子６０４を含む高圧空気の噴流をあらゆる表面に対して導くものである。マイクロブラスタは、当業技術で公知であり、様々な清浄化及びトリミング作業に用いられる。この場合、マイクロブラスタ６００は、好ましい切断材料であるアルミナセラミックで充填することができる。もう一度図１１９を参照すると、電子計器６０６が、Ｌ−Ｃタンクフィルタ１４６の両端に取り付けられているのが分る。これは、タンクフィルタ１４６の共鳴周波数を常に測定することになるネットワーク又はインピーダンス分析器のような走査器具である。更に、マイクロブラスタ６００は、ロボット的に分取され、電子計器６０６により調節をオン・オフさせるように自動化することができる。このような調節は、「Ｌａｂ Ｖｉｅｗ」及び同様のプログラミング技術で容易に達成される。もう一度図１１９を参照すると、セラミックコンデンサＣの上部カバー層を通して活性電極板６１０内に文字通り穴６０８が爆破されているのが分る。この穴は、電極板層の一部分を文字通り腐食して除去するのに必要なほど拡張又は深くすることができる。
マイクロブラスティングは、タンク１４６の望ましい共鳴周波数が達成されるまで続けられる。この調節の正確な共鳴周波数は、通常は、正確なＭＲＩパルス共鳴周波数とはならないことに言及しておく必要がある。時間が経つとコンデンサ及び／又は誘導子構成要素が普通にエージングすることに対処するために、僅かに側部に外して調節するように判断することができる。すなわち、構成要素がエージングしても、高度の減衰をもたらすタンクフィルタ特性の領域内に留まることになる。
図１２０は、図１１９の断面１２０〜１２０から取った電極板層６１０を示している。活性電極６１０の一部分が侵食されているのが分る。図１２１は、図１１９の全体的に平面１２１〜１２１に沿って取った反対側の電極６１２の図である。この自動化工程は、電極板の重なり領域を低減し、それによって並列タンク１４６に望ましい正確な共鳴周波数が達成されるまでキャパシタンス値を低減する。
図１２２は、本発明のタンクフィルタ１４６を形成するコンデンサ６１４に相互結合する蛇行誘導子３５４を調節する方法を示している。隣接する巻回を短絡するのに必要とされる時に用いられる導体材料６１６の小さなドットを付加することができる。これは、インダクタンスの量を低減する効果を有し、それによって下流のインダクタンスを調節することによって並列Ｌ−Ｃタンクを調節することができる。上述のように、図１１９では、これは、一般的に、共鳴周波数を常に読み取ることになる電子計器６０６に結合されている間に行われるであろう。図１２３には、別の方法が示されている。この場合、誘導子パターン３５４は、スクリーン印刷、フォトリソグラフィ、及び電気メッキなどを含む様々な技術により堆積される。しかし、この場合、点６１８〜６２６に示すように、誘導子巻回の一部の間に故意に短絡路が製造されている。次に、複合Ｌ−Ｃタンクフィルタは、共鳴周波数を測定するのに用いられる自動電子計器６０６に結合することができる。レーザトリミング又は均等物を次に用いて、望ましい共鳴周波数が達成されるまで短絡回路６１８、６２０などを選択的に除去する。図１２４には、切断面１２４〜１２４に沿う１２３から全体的に取った近接図が示されている。もう一度図１２４を参照すると、レーザトリミングが行われて先に短絡された誘導子巻回が切り開かれ、それによってタンクのインダクタンスを増大させる領域６１８’及び６２０’が見られる。図１１９に戻ると、マイクロブラスティングは、完成されたコンデンサを調節する唯一の方法ではない。更に、この処置には、レーザトリミング並びに高速水噴射切断又は機械的研磨などを用いることもできる。図１１９によりトリミングが終わると、一般的に、エポキシ又はシリコーンなどのドットを用いて露出穴６０８を充填する。本明細書の本発明者は、コンデンサのみに関して従来技術におけるこれらのトリミング技術に精通している。本発明者は、このようなトリミング技術が本発明のタンクフィルタ１４６のような共鳴回路にかつて適用されたということを知らない。
図１２５は、本発明を具体的に示す新しい単極貫通コンデンサ−誘導子タンクフィルタ３８２を示している。図１１５〜図１１７に示すものに類似する貫通コンデンサタンク３８４（相互結合又は埋込み渦巻誘導子を備える）は、密封ハウジング３８６内に埋め込まれる。密封ハウジング３８６は、生体適合性のある端板から成り、これは、リードワイヤ１０４’（一般的にＭＰ−３５Ｎ合金）を便利にレーザ溶接で取り付けることを可能にするスタブ３８８を有する。これらのレーザ溶接取り付けは、３９０及び任意的に３９２に配置される。リードワイヤ１０４’は、埋込み型医療装置１０２の出力部に結合される（図１７参照）。貫通コンデンサタンクフィルタ３８４は、非導電性絶縁層３９４を用いて端板３８６に嵌め込まれる。反対側に同様の絶縁層３９６が存在する。これらの絶縁層３９４及び３９６は、機械的にコンデンサ−誘導子貫通コンデンサタンク３８４を着座させ、それを所定位置に確実に保持し、並びにそれを電気的に単離するのに役立つ。シリンダ３９８は、絶縁性で密封のアルミナセラミック、ガラス、又はサファイア管などである。これは、生体適合性のある端板３８６に金ろう付け又はレーザ溶接４００される。遠位ＴＩＰ１４２（組織固定クリップは図示せず）は、次に、所定位置に挿入されてそこに着座させ、その後、絶縁シリンダ３９８にもレーザ溶接４０２される。絶縁シリンダ３９８は、以前に行われたスパッタリング又は同等の選択した材料堆積工程によりろう付け又は溶接材料を受け取る準備がされている。コンデンサ外側直径終端部４０４と導電性の端板３８６との間には、電気取付部４０３が存在する。更に、コンデンサ内側直径金属被覆４０６と遠位ＴＩＰ１４２の間にも電気取付部４０５が存在する。これは、コンデンサ（２２０）を誘導子Ｌ（３８０）と並列に置くことによって本発明の新しいタンクフィルタ回路１４６を形成する。図１２５に示されている構造の利点は、非常に低価格の従来技術のコンデンサ及び効率的な渦巻誘導子を含むことである。従来の生体適合性のない材料を用いて、セラミックコンデンサ２２０を製造し、電気取付部も作ることができる。電気取付部は、半田及び熱硬化導電性接着剤を含むことができる。これは、セラミックコンデンサ２２０及びその対応する電気取付部が、全て密封されて体液から単離されているためである。従って、銀などのような生体適合性のない材料も容易に用いることができる。殆どの市販のモノリシックセラミックコンデンサは、ニッケルを含むベース金属電極（ＢＭＥ）で作られる。上述のように、ニッケルは、画像アーチファクトがあり、かつＭＲＩ磁場が存在すると加熱される可能性が高いという両方の理由のために望ましくない。他の一般的なコンデンサ電極は、銀又はパラジウム銀で作られる。しかし、銀及びパラジウム銀は、比較的低価格であるが、生体適合性がない。従って、図１２５の密封アセンブリは、このような低価格（低焼結温度）電極を用いることを可能にする。上述のように、非密封性コンデンサでは、プラチナ電極が用いられる。そのトレードオフは、プラチナがより高価であり、コンデンサも遥かに高い温度で燃焼（焼結）する必要があることである。
図１２６は、密封されたタンクフィルタアセンブリ４０８のための代替的な実施形態を示している。この場合、左側に示されている身体組織とぴったり接触するように設計された遠位ＴＩＰ１４２が存在する。絶縁シリンダ４１０は、好ましくは機械加工又は加圧アルミナセラミックのいずれかであり、金ろう付けプレフォーム４１４を受け取るのに適するスパッタリング４１２（例えば、チタン−モリブデン層）を含む。シリンダ４１０は、ここに示すような生体適合性のある導電性（好ましくは金属）ＲＩＮＧ１４４及び１４４’に取り付けられる。ＲＩＮＧ１４４及び１４４’は、体液に露出されることになるために、生体適合性があり、チタン又はプラチナなどのような材料で作られる必要がある。遠位ＴＩＰ１４２は、４１６で導電ＲＩＮＧ１４４にレーザ溶接される。図１２６に示されている密封パッケージは、図８０、図８１、図８５、及び図８７に関連して上述したもののような直線的ＭＬＣＣタンク４１８に最も適している。電気取付部は、半田又は熱硬化導電性接着剤４２０によりＭＬＣＣ−Ｔ４１８の遠位ＴＩＰ１４２と端子面の間に作られる。金スパッタ層４２２又は均等物は、導電性取付材料４２０と遠位ＴＩＰ１４２との間を良好に電気的に接触させる。ＭＬＣＣ−Ｔタンク端部終端部は、４２４及び４２６に示されている。熱硬化導電性接着剤、半田、又はろう付けなど４２８を用いて、タンクチップ終端部４２６と金属板４３０の裏側のスパッタ層４２２との間に電気的結合を形成する。一般的に、チタン又はプラチナ端板４３０は、図１２５に上述したものと同様である。これは、リードワイヤ１０４’間に取付部４３２を有する。端板４３０は、４３４で生体適合性導電性ハウジング部分又はＲＩＮＧ１４４’にレーザ溶接されるように設計される。材料４３６は、非導電性熱硬化ポリマー又は接着剤である。その目的は、新しい誘導子コンデンサチップ４１８を機械的に支持することである。これは、密封された容器内部の全空間又は図示の部分のみを充填することができる。図１２５及び図１２６の構造の概略図が図１２７に示されており、この誘導子と並列のコンデンサの新しい組合せは、本発明のタンク回路フィルタ１４６を形成する。
図１２８は、新しい誘導子コンデンサＭＬＣＣ−Ｔ４３８を含む別の密封されたパッケージを示している。この場合、中空のセラミック又はサファイア絶縁管４４０を用い、その中に、新しいＭＬＣＣ−Ｔ４３８を挿入する。非導電性熱硬化ポリマー接着剤４４２を用いて、それを所定位置に機械的に保持する。この場合、身体組織にねじ込まれるように設計された螺旋能動固定電極４４４が存在する。この種類の電極は、従来技術で公知であり、遠位ＴＩＰを例えば心筋組織内に確実に固定するのに用いられる。４４８で絶縁管４４０にレーザ溶接され、４５０で螺旋ＴＩＰリードワイヤ４４４にもレーザ溶接された生体適合性の金属端板４４６が存在する。反対側の生体適合性の金属端部ＲＩＮＧ１４４は、密封ろう付け又はレーザ溶接により４５２で絶縁管４４０に予め取り付けられている。生体適合性の金属端板４５６は、一般的に、チタン又はプラチナなどで作られる。本明細書に説明する本発明では、いずれも、タンタル及びニオブなどのような他の生体適合性のある材料を用いることができることは当業者には明らかであろう。もう一度構造４５６を参照すると、高導電性で酸化物を含まない表面を設けるために、スパッタ領域４５Ｂが存在することが分る。このスパッタ層は、一般的に、金又はプラチナなどであろう。スパッタの代わりに、これは、金ろう付け、メッキ、又は他の技術により付加することができる。端板４５６を着座させるために半田又は熱硬化導電性接着剤プレフォーム４５４が用いられる。端板４５６は、このプレフォーム４５４に対して着座し、次に、ＭＬＣＣ−Ｔ４３８の端板４５６と端部金属被覆表面４５８との間に電気的結合が作られるように硬化される。螺旋ＴＩＰ４４４は、ＭＬＣＣ−Ｔ４３８の反対側の金属被覆表面４６１への電気取付部４５９を有する。端板４５６は、密封シールを形成する合わせＲＩＮＧ１４４の内側直径（座ぐり）にレーザ溶接されるように設計される。埋込み型医療装置からのリードワイヤ１０４は、次に、レーザ溶接によりスタブの端板４５６上に点４６０及び任意的に点４６２で取り付けられる。付加的な取付部により、付加的な機械的強度を加えることができる。
図１２９は、様々な神経刺激器用途に適用可能な遠位電極パッド４６４を示している。神経刺激器には、移植蝸牛刺激装置、脳深部刺激器、脊髄刺激器、失禁刺激器、一般的な疼痛制御刺激器、迷走神経刺激器、及びパーキンソン振戦制御刺激器などが含まれる。典型的な従来技術の刺激器は、図１２９に示すような様々なパッドを伴うことが多い。３つの神経刺激電極４６６、４６６’、及び４６６”が示されているが、これらは、１、１０、又は２０でさえ、又はより多くの神経刺激電極のいずれにも変更することができる。例えば、蝸牛神経刺激器では、一般的に、１６のワイヤが存在し、これが、電極の束に挿入されて聴覚神経に接触する。図１２９に戻ると、外部又は埋込み活性医療装置に結合した３つのワイヤを収容するリードワイヤの束４６８が存在することが分る。
図１３０は、図１２９の全体的に線１３０〜１３０に沿って取った断面図であり、本発明の新しい誘導子コンデンサＭＬＣＣ−Ｔ４７０の１つの形態を示している。空心誘導子４７２がその中心を通って延びる円板状貫通コンデンサ２２０が存在することが分る。これらの概念は、図４５及び図４７に関して上述したものである。この場合、遠位ＴＩＰ電極パッド４６６は、コンデンサ２２０の周囲の金属被覆へのレーザ溶接又は同等の生体適合性のある電気取付部４７４を有する。更に、反対側の誘導子４７２に結合して示される別の導電性板４７６も存在する。リードワイヤ４７８は、次に、機械的及び電気的にこの板４７６に結合される。リードワイヤ４７８は、次に、図１２９に示すような可撓性神経刺激器パッド４６４を通って経路指定される。リードワイヤ４７８は、ＡＩＭＤまで経路指定されることになる４６８に含まれるワイヤの一部になる。
図１３１及び図１３２は、図１１５及び図１１８に先に示すような貫通コンデンサ構造を電極パッド４６５に用いて、同じことを達成する別の方法を示している。この場合、誘導子３８０は、コンデンサ２２０の上部に印刷されるか、又は追加基板によりコンデンサに取り付けられている。リードワイヤ４７８は、中間接触板４８０を用いて示すようにコンデンサの内側直径金属被覆４０６に結合される。電極４６６は、電気的及び機械的にコンデンサ外側直径金属被覆４０４に取り付けられるが、内部金属被覆４０６からは絶縁パッド又はライナ４８１などで電気的に分離される。これは、図１２９に比較して単純にするために逆に示している。
図１３３は、図１２９に先に示すような神経刺激器用途のために新しい並列誘導子タンクフィルタを層を成して積み上げる厚膜技術を用いる別の代替形態を示している。ここでもまた、この電極アセンブリ４８３は、単純にするために逆に示している。遠位ＴＩＰ電極４６６は、様々なコンデンサ及び誘導子層の厚膜堆積に用いたような基板を形成する。図１３３の構造４８３は、図１３４の分解組立図を見ると良好に理解される。底部か見ていくと、神経刺激器用途のための遠位ＴＩＰ電極パッド４６６がある。この導電性電極４６６上に最初に絶縁層４８２が刻印され、次に、１つ又はそれよりも多くの誘導子層４８４がその上に刻印される。次に、別の絶縁層４８６が、誘導子層４８４の上に置かれる。更に、コンデンサ内側直径電極４８８が印刷される。次に、別の絶縁層４９０が印刷される。次に、外側直径コンデンサ電極４９２が刻印される、必要に応じて多くの交替層の電極４８８及び４９２を積み上げ、必要なキャパシタンス値を達成することができる。次に、全体的な絶縁層４９４が置かれる。従来の厚膜又はテープ製造工程で公知のように、これらの各作業の間には、通常は、乾燥段階が存在する。全体構造は、次に高温で焼結され、凸凹のモノリシック構造が形成される。次に、適切な電気的結合材料を用いて電気的接触部４９６が挿入され、誘導子４８６の内側直径、及び内側直径コンデンサ電極板スタック４８８の内側直径の両方に接触する。次に、神経刺激器リードワイヤ４７８が、この接触パッド挿入部４９６に電気的に接続される。誘導子の外側直径は、神経刺激器パッド４６６と接触する。更に、コンデンサの接地電極板４９２は、遠位パッド電極４８２と電気的に接触する。これは、本発明のタンクフィルタにより、インダクタンスと並列にキャパシタンスを置く効果を有する。
表１３５は、図１３３及び図１３４に示されている厚膜タンク回路を製造するための様々な製造方法を示している。
図１３６は、本発明の厚膜タンクフィルタを構築するための別の直線的実施形態である。これも、図１３４及び図１３５に示すものと同様の製造技術を用いる。これは、基板４９８で開始され、更に、様々な層５０４〜５１４が刻印されるか又は置かれるかのいずれかである。神経刺激器リードワイヤを結合するのに適切な２つの便利なワイヤ結合パッド領域５００及び５０２が存在する。
図１３７は、図１３６に上述した神経刺激器電極の概略図であり、等しく図１３０、図１３２、及び図１３３の一例になる。
図１３８は、図１３６の神経刺激器電極４９５の分解組立図であり、新しい遠位ＴＩＰタンク回路の様々な層がどのように置かれるかを示している。図示のように、基板層４９８で開始される。この場合、基板層は絶縁性であり、アルミナなどのようなあらゆる適切な回路基板材料とすることができる。コンデンサ電極層５０４は、基板４９８に印刷される。これには、絶縁層５０６を重ねる。次に、第２のコンデンサ電極５０８を置き、再び上部を覆って別の絶縁層５１０を置く。次に、並列タンクフィルタ回路１４６を形成する絶縁層に新しい誘導子形状５１２を刻印する。蛇行パターンが示されているが、上述のあらゆるパターンを用いることができる。この上部は、機械的及び審美的理由の両方のための最後の絶縁層５１４である。上述のように、望ましいキャパシタンス値を達成するのに必要なだけ多くのコンデンサ電極層５０４及び５０８を置くことができる。更に、複数の誘導子層５１２を置いて、望ましいインダクタンス及び望ましい誘導子抵抗損失（ＲL）を達成することができる。
図１３９は、図１３６に上述した新しい誘導子タンクフィルタを示している。この場合、厚膜誘導子コンデンサタンクは、適切なガラスシール５１６を重ねることによって密封されている。このガラス５１６は、フリット又は溶融体として堆積され、次に高温で焼結することができる。ガラスは、基板４９８及びワイヤ結合パッド５００及び５０２に接着され、本発明の全タンクフィルタを覆って密封シールを形成するように設計される。材料５１６は、あらゆる数のホウケイ酸塩又は圧縮ガラスとすることができ、又はシリコーンなどのポリマーシーラントとすることさえできる。
図１４０は、本発明の新しいタンクフィルタのいずれかをガラス密封シール５１６することができる方法の説明である。例えば、図１４０に示すように密封シールパッケージ内に封入することができる新しい誘導子コンデンサタンクフィルタ１４６の単に数例の図３５、図３７、図４２、図４４、及び図５８を参照する。密封シールは、セラミック、サファイア、ガラスとすることができ、体液がそれに埋め込まれた敏感なコンデンサ又は誘導子要素に侵入しない様々な方法で密封することができることは当業者には明らかであろう。図１４０に示す密封シール構造は、ガラスで行うのが最も容易である。コンデンサ及びダイオードなどに用いられるいくつかの従来技術のガラスシール工程が存在する。当業技術では、これらの多くは、ＤＡＰシーラーとして公知である。
図１４１は、本発明の相互結合誘導子渦巻基板５１８と共に従来技術の貫通コンデンサ２２０を利用することを示している。図示のように、基板５２０上に誘導子渦巻が刻印又は堆積されている。複合構造は、リードワイヤシステムに又は本明細書に説明するように遠位ＴＩＰとの組合せで便利に電気的に取り付けるための金属被覆表面２２６及び２２８を有する。互いに相互結合されると、図１４１に示す組合せは、本発明の新しい並列誘導子コンデンサタンクフィルタ１４６を形成する。図８９〜図９２を参照すると、図１４１に示す誘導子渦巻基板５２０は、いくつかの並列誘導子層１１８を有することができることが分る。
図１４２は、本発明の複合単極ＭＬＣＣ−Ｔ貫通部５２２の等角投影図である。これは、図１４３に示すような層のスタックを参照すると最も良く理解される。
上部から底部まで、ここに示すようないくつかの薄いセラミックカバーシート５２４が存在する。次に、セラミック絶縁体５２６で分離されたここに示すような１つ又はそれよりも多くの誘導子層５１８が存在する。次に、複数の内側直径電極５２８及び外側直径電極５３０が存在する。これらの交替層は、積み上げられて必要な望ましいキャパシタンスを達成することができる。これは、ここに示すような絶縁セラミックカバーシート５３２で終わりにされる。これらは、圧縮されて積層され、その後、高温で燃焼して図１４２に示されている頑丈なモノリシック構造を形成する。次に、便利な電気取付部のために金属被覆バンド５３４及び５３６を加える。図１４４には、図１４２の複合タンクフィルタ５２２の断面が示されている。
図１４５は、一般的に、心臓ペースメーカーと共に用いられる汎用性の従来技術の能動固定遠位ＴＩＰ６２８の断面図である。これらの能動固定ＴＩＰ６２８は、以下の特許を含む従来技術で公知であり、これらの全ては本明細書において引用により埋め込まれている。すなわち、米国特許第７、０９２、７６６号、第６、９５２、６１３号、第６、９３１、２８６号、第６、８７６、８８５号、第６、６８７、５５０号、第６、４９３、５９１号、第６、１４１、５９４号、第６、０５５、４５７号、第５、７５９、２０２号、第５、７４１、３２１号、第５、７１６、３９０号、第５、５４５、２０１号、第５、５１４、１７３号、第５、３００、１０８号、第４、８５８、６２３号、第４、７９９、４９９号、及び第４、８５８、６２３号である。図１４５では、先端の鋭い遠位螺旋コイル６３２を含む金属ハウジング６３０が存在することが分る。この螺旋コイル６３２は、身体組織内に延びてねじ込まれるように設計される。これは、引込んだ位置で示されている。それによって医師は、いずれの組織にも引っ掛かったりそれを引き裂いたりしないように静脈系を通り、心房を通り、心室内に遠位ＴＩＰアセンブリ６２８を挿入することができる。それが適正な位置にある状態で、医師は、リードワイヤスプラインアセンブリ６３４を時計回りに回す。これは、本体からリードワイヤが突出する胸筋ポケットの外部で行われる。器具は、一般的に、医師が螺旋６３２を所定位置に捻るか又はねじ込むことができるように用いられる。突起６３６は、螺旋６３２が回転する時に前方にねじ込まれるように歯車として働く。これは、心筋組織に非常に信頼性のある固定をするのに役立つ。螺旋６３２は、一般的に、ここに示すようなスプライン６３４上の突起６３８にレーザ溶接される。勿論、図１４５に示されている材料の全ては、生体適合性がある。一般的に、螺旋６３２は、プラチナイリジウム合金で作られ、様々な材料で被覆して電気的性能を改善することになる。ハウジング６３０は、一般的に、チタン又は他の同等の生体適合性合金から成ることになる。スプライン６３４は、一般的に、プラチナイリジウム合金である。通常レーザ溶接によってスプライン６３４に取り付けられるのは、ＡＩＭＤからのリードワイヤ６４０である。スプライン６３４上に任意的な形態６４２を配置し、医師がリードワイヤアセンブリを回転して螺旋６３２を身体組織にねじ込む時の確実な止めを生成する。２次的止めは、歯車特徴６３６がレーザ溶接部６３８の近くの巻回の端部に係合する時に生じる。
図１４６は、全体的に図１４５の切断面１４６〜１４６から取った断面図であり、止め６４２は、本発明の密封タンクフィルタ６４４で置換されている。一般的に、タンクフィルタは、図１７のＡＩＭＤのリードワイヤと直列に配置されているのが分る。図４２のタンクフィルタは、全て生体適合性のある構成要素を用いる限り、この位置で用いることができる。図６５を参照すると、これは、リードワイヤを直列に配列することができるように遠位ＴＩＰ形態１４２が同等の絶縁形態で置換される場合は、リードワイヤシステムと直列に配置することができる。言い換えると、遠位ＴＩＰは、３０８と同様のキャップで置換されることになる。更に、全て生体適合性材料３３２から成る新しいＭＬＣＣコンデンサを取り囲むコイルリードワイヤを組み入れた図９４の新しいタンクを組み込むことができる。更に、形態６４４として図１４６に示すように、図１１５及び図１１７の新しい貫通コンデンサ同軸タンクを設置することができる。好ましい実施形態では、図１４０に上述したガラス密封された封入タンクを組み込むことができる。
図１４７は、本発明のＭＬＣＣ−Ｔ６４６を含む図１４５の適応例である。図１４７は、図１４５に先に示す従来技術の能動固定遠位ＴＩＰ６２８を示している。タンクフィルタＭＬＣＣ−Ｔ６４６は、螺旋ＴＩＰ６３２の近くに示されている。遠位ＴＩＰタンクフィルタ６４６を遠位ＴＩＰ６３２にぴったり近接させることにより、ＭＲＩ誘発ＲＦパルス電流が心筋組織に流入するのを防止することができる。もう一度図１４７を参照すると、リードワイヤ６４０が埋込み型医療装置の出力部から経路指定されているのが見られる。一般的に、このリードワイヤ６４０は、生体適合性合金ＭＰ−３５Ｎで構成され、図示のように点６４８及び６５０でレーザ溶接されることになる。任意的な止め６４２が示されており、これは、適所６５２にレーザ溶接することができる。これは、一般的に、組み立てた後に行われることになる。本発明の新しい特徴は、全ＭＬＣＣタンクフィルタ６４６の組立てをそのハウジング６３０の外部の螺旋部６２８で行うことができることである。それによって電気的及び機械的結合（アセンブリ）が容易になり、タンク６４６に熱衝撃及びバーンインなどのような高信頼性スクリーニングを行うことができるようになる。これは、ＭＬＣＣタンク６４６が、患者に適用する時に信頼性が高いことになるために非常に重要である。この試験の全てが終わった状態で、螺旋部６３２、ＭＬＣＣ−Ｔ６４６、フランジ６５４、及びスプライン６３４から成るアセンブリ全体は、シリンダ６３０の右手側からアセンブリ６２８にねじ込むことにより挿入することができる。次に、新しい末端キャップ６５６をスプラインシャフト６３４を覆って配置し、所定位置にレーザ溶接６５８される。レーザ溶接６５８は、３６０度であることは必ずしも必要でない（スポット取り付けのみを必要とする場合）。次に、止め６４２は、図示のようにシャフト６３４上の適所６５２にレーザ溶接することができる。次に、ＭＰ−３５Ｎ合金から成るリードワイヤ６４０は、図示のように点６４８及び６５０でレーザ溶接することができる。これでアセンブリが完成する。
図１４８は、図１４７から全体的に切断面１４８〜１４８を取った部分断面図であり、一般的に、誘導子アセンブリ６６０及び貫通コンデンサ６６２から成るＭＬＣＣタンク６４６を示している。貫通コンデンサ６６２は、図３９の図面の説明で先に示している。図１４８を参照すると、貫通コンデンサ６６２内側直径６６６がそれに電気的に接続６６８することができるように、スプラインシャフト６３４に突起６６４が加えられているのが分る。この電気的結合材料は、６６８として示されており、一般的に、熱硬化導電性生体適合性ポリマーの群であることになる。用いることができるいくつかの別の材料が存在し、これには、様々な生体適合性のある半田、ろう付け、溶接、及び導電性ガラスなどが含まれる。電気的結合６６８は、プラチナスプライン材料６６４と貫通コンデンサの内側直径金属被覆６６６との間にある。貫通コンデンサ６６２とスプラインフランジ６６４の間には、絶縁材料６７０が存在する。この理由は、コンデンサ外側直径金属被覆６７２とスプライン台領域６５４の間に短絡回路が起こらないことを保証することである。更に、コンデンサ外側直径金属被覆６７２と誘導子外側金属被覆６７６の間にも、電気的結合６７４が存在する。導電性スプライン突起６６４と誘導子金属被覆６７６の端部の反対側との間には、同等の電気取付部６７８が示されている。
任意的な絶縁管又はスリーブ６８０が示されている。この絶縁スリーブ６８０は、誘導子６６０、コンデンサ６６２、又は遠位螺旋６３２のいずれも金属ハウジング６３０に短絡（電気的に接触）しないことを保証するものである。この好ましい実施形態では、高信頼性試験の全てが完了した後に、スプライン台６５４、貫通コンデンサ６６２、相互取付誘導子６６０、及び螺旋６３２の最初の２つの巻回から成るアセンブリ全体は、全てパリレン被覆されることになる。パリレンは、一般的に、真空蒸着チャンバ技術により堆積される高度に生体適合性のある絶縁材料である。全表面を覆うパリレンのコーティングにより、優れた絶縁性及び体液に対する不感受性の程度が増大することの両方が得られる。パリレンコーティングが全表面に配置される場合には、任意的な絶縁層６８０を省くことができる。
もう一度図１４８を参照すると、末端キャップ６５６が所定位置にレーザ溶接６５８されていることも分る。これは、遠位ＴＩＰを含む新しいタンクアセンブリ６４６全体が高信頼性の試験をされ、次に、所定位置に縫うように進められた後に行われる。
新しい誘導子６６０の構成は、一般的に図１４８の切断面１４９〜１４９から取った図１４９を参照すると良好に理解されるであろう。これは、先に図１４８で貫通コンデンサ６６２に取り付けて示した新しい誘導子構造６６０の分解組立図である。誘導子６６０は、図示のように４つのスライスに分解されているのが分る。上部から開始すると、スライス６８２は、一般的に、ビア貫通穴６８４を備えるアルミナセラミック材料から成る。更に、ここに示すような金属化ワイヤ結合パッド表面６８６も有する。これは、スライス６８８に嵌合して相互燃焼されるように設計される。ここに見られるように、本発明の新しい誘導子渦巻６９０は、スライス６８８のアルミナ基板上に刻印されている。更に、ビア穴６８４は、嵌合された後に誘導子渦巻６９２の端部を覆って整列されることにも注意すべきである。それによってワイヤ結合パッド６８６と誘導子渦巻６９２の端部との間に電気的結合が作られるようにビア穴６８４を導電材料で充填することができる。今度はその誘導子渦巻により、ここに示すビア貫通穴６９４が見える。ビア穴６９４は、スライス７００に示されている誘導子６９８の端部６９６を覆って整列されるように注意深く位置決めされる。それによってビア穴６９４は、導電材料で充填され、それによって６９４と６９６の間に電気的結合をもたらすことができる。次に、ビア貫通穴７０２でスライス７００上の誘導性渦巻６９８をその端部まで辿ると、ビア穴７０２がスライス７０８の誘導子７０６の端部７０４と整列するように列にされているのが分る。ここでもまた、ビア穴７０２を適切な導電材料で充填すると、図示のように７０２と７０４の間に電気的結合が形成される。もう一度スライス７０８を参照すると、誘導子パターン７０６を外側直径まで回って辿ると完全周囲電極露出部７１０が存在することが分る。スライス６８２、６８８、７００、及び７０８から成るこの完成アセンブリが組み立てられて相互燃焼されると、その完成した外側直径の周りに外部金属被覆７１２を付加することができる。この外側金属被覆７１２により、スライス７０８内に誘導子７１０の外側までの電気的結合ができる。あらゆる数の誘導子層ｎを用いることができることは当業者には明らかであろう。更に、巻回の数又は誘導子の形状も各スライスで同じにする必要はない。巻回の数、誘導子の幅、ピッチ、及び全長は、必要に応じて様々とし、特定の設計に必要な総インダクタンスを達成することができる。更に、図１４９に戻ると、材料の全て及びビアの全ては、適切な生体適合性材料であることが好ましいと考えられる。実際には、これは、好ましい実施形態において、基板（スライス６８２、６８８、７００、及び７０８）が、超高純度アルミナセラミックであり、誘導子トレース６９０、６９８、及び７０６が、全て純プラチナ又は均等物であることを意味することになる。更に、ビア穴充填物は、純金又は同等な生体適合性材料とされる可能性が高いであろう。ビア穴を充填する別の方法は、図１４８に先に示すような熱硬化導電性生体適合性ポリマーを用いることであると考えられる。
図１４８及び図１４９の両方に戻ると、機械的に頑強な構造を用いることが必要であることが認められるであろう。これは、医師がスプラインシャフト６３４を回転させ、螺旋部６３２を心筋組織にねじ込む時に電気的構成要素上にかかることになるトルク及びせん断応力に負うところが大きい。更に、装置の寿命にわたって、螺旋部６３２は心筋組織に取り付けられるために、心臓の各拍動中に撓み、感電及び振動が起こる。従って、相当に機械的に頑強な誘導子構造６６０及び貫通コンデンサ６６２の両方が必要とされている。材料のｋが高くなれば、その材料の機械的強度が低くなることは、セラミック業界では一般的な原則である。更に、逆も真である。非常に低誘電率（低ｋ）セラミック材料を用いると、機械的強度が高くなる。アルミナの誘電率は、ほぼ６〜７である。非常に高ｋのセラミックコンデンサ誘電体の誘電率は、３０００を超える可能性がある。しかし、これらの３０００ｋ誘電体は、機械的に非常に脆弱である。本発明の新しい特徴は、図１４８に示す貫通コンデンサ６６２及び誘導子６６０が、比較的低ｋのセラミック材料で構成されることである。「電子工業会（ＥＩＡ）」は、様々なセラミック誘電体の電気的特性を特定する一連の基準を有する。ＥＩＡ規格により特定され、従来技術で公知であり、ｋが６０と９０の間であるＮＰＯは、この場合の理想的な選択であろう。図１４８、図１４９、及び図１４９Ａに示すような誘導子６６０では、比較的ｋが低く、強靭でもあるために、アルミナセラミックを利用することが理想的であると考えられる。コンデンサ６６２又は誘導子６６０のいずれかに対する別の適切な材料は、チタン酸マンガン（磁器）を利用することである。チタン酸マンガンは、ｋが１０と１２の間であり、一般的にＮＰＯコンデンサ特性を有する。この材料は、引張強度が非常に高く、降伏点が非常に高く、靭性係数も非常に高い。従って、チタン酸マンガンは、この用途で理想的な候補であろう。更に、３元電極システムに適合性があるいくつかの市販のＮＰＯ誘電体が存在する。３元電極システムは、金、プラチナ、及びパラジウムから成り、これらの全ては生体適合性がある。
もう一度図１４９を参照すると、好ましい実施形態では、基板層６８２、６８８、７００、及び７０８は、全て、高純度アルミナであることが分る。この理由は、アルミナは、ｋが非常に低く（１０未満）、非常に機械的に頑強でもあるためである。実際、アルミナは、リードワイヤが埋込み医療装置に出入りする埋込み型医療装置の密封シールによく用いられる。
別の好ましい実施形態では、先に図１４８に説明したように貫通コンデンサ６６２を完全に省くことが望ましい。これは、図１４９に示すような複数の誘導子渦巻が直列に加えられるという事実を利用することによって実行することができる。これは、図１５０の概略図を参照することによって良好に理解される。スライス６８８、７００、及び７０８の誘導子渦巻が直列に加えられており、ＬTOTAL＝６９０＋６９８＋７０６であることが分る。図１５０に戻ると、これらの渦巻誘導子の各々の隣接する巻回間には、分配キャパシタンスＣp1が存在することになる。これは、空心巻線ソレノイド誘導子で生じると考えられるものよりも実質的に高いことになる。これは、アルミナ又は他の誘電体に比較して空気の誘電率が低いためである。更に、アルミナに比較すると、体液の誘電率も比較的低い。空心巻線誘導子を体液に入れたくない別の理由は、隣接する誘導子の巻回を短絡させる可能性が高いと考えられる体液自体の導電性である。
図１５０では、先に図１４９に示す渦巻誘導子６９０、６９８、及び７０６の各巻回間に実際に生じる寄生キャパシタンスＣP1が存在することが分る。これらは、合計されて図１５０にＣPとして示されるような総並列インダクタンスであると考えられる。好ましい実施形態では、この総並列キャパシタンスＣpは、ＲＦパルス周波数でＬTOTAL（６９０＋６９８＋７０６）と共鳴することになるように調節することができることが分る。従って、貫通コンデンサ６６２を別々の要素として完全に省くことができる。この複合ＭＬＣＣ−Ｔ集積アセンブリ７１４は、図１５１に示されている。
図１５１は、先に図４７及び図１４８に示されている新しいＭＬＣＣタンクアセンブリ６４６と同様であり、ここでは本発明のタンク及びフィルタが、能動固定遠位ＴＩＰ６２８、例えば心臓ペースメーカーの同軸シリンダ６３０内に埋め込まれている。図１５１では、先に図１４９に説明したように同じ３つの誘導子渦巻スライス基板６８８、７００、及び７０８が存在する。しかし、ワイヤ結合パッド領域７１６は、ワイヤ結合パッド領域７１８から電気的に分離されている。従って、６９０＋６９８＋７０６から成る総直列インダクタンスは、７１６と７１８の間にインダクタンスブリッジを結合することによって直接測定することができる。基板７０８を参照すると、寄生キャパシタンスＣPを見ることができる。上述のように、寄生キャパシタンスは、これらの渦巻巻線の各巻回の間に生じる。これらの寄生キャパシタンスは、様々な渦巻巻回の幅、間隔、及び個数を制御することによって制御することができる。誘導子基板層６８８、７００、７０８（又は、ｎ基板層）の各々は、全て、キャパシタンスの総量及び総分配キャパシタンスに依存する（１次共鳴）自己共鳴周波数を有することになる。更に、２次共鳴も生じることになる（隣接巻回の共鳴）。
図１５２は、図１５１Ａに示す構造７１４の電気回路図である。基板層６８８を参照すると、総インダクタンス６９０と最終的に並列になる寄生キャパシタンスＣＰ1が存在することが分る。基板層７００及び７０８にも同様な事柄が起こる。寄生キャパシタンス及び並列インダクタンスを注意深く制御することにより、複数の共鳴周波数を生じさせることができる。例えば、基板層６８８を６４ＭＨｚで共鳴させ、基板７００を１２８ＭＨｚで共鳴させ、基板７０８を２１６ＭＨｚ付近で共鳴させることができる。更に、このように複数の共鳴が存在する場合には、各基板層が正確にＭＲＩのＲＦパルス共鳴周波数で共鳴することは、重要でさえもないことに注意すべきである。本当に重要なことの全ては、この範囲内でインピーダンスを高く維持することである。これは、図１５３を見ることによって最も良好に考察される。図１５３は、図１５０のタンク回路のインピーダンス対周波数のグラフである。ここに見られるように、６４ＭＨｚ、１２８ＭＨｚ、２１６ＭＨｚ、及び更にそれよりも高い周波数の間に複数の共鳴が生じる。これは、インピーダンス、及び従ってＭＲＩ誘発ＲＦ電流に対する減衰を望ましい範囲内で非常に高く維持するという点で非常に望ましい。
図１５４は、本発明の独特の統合タンクフィルタ７２０の等角投影図である。これは、図１５５の概略図に更に示すように、並列誘導子及び並列コンデンサから成る。これは、図１５６に示されている分解組立図を参照することによって最も良好に理解される。図１５６では、様々な基板層７２２〜７３０が存在することが分る。基板層７２２は、ビア穴７３２及び金属被覆表面７３４を備えるカバーシートである。ビア穴７３２は、基板７２４のビア穴７３６と整列するように設計される。誘導子７３８は、基板７２４に形成され、７４０としても示される外周の全てを回って終端される。更に、アセンブリ７２０の外部又は外側直径は、図１５４に７４２で示される金属被覆も有する。キャパシタンスは、誘導子トレース７３８と基板層７２６に示されているコンデンサ接地電極７４４との重なり領域の間に形成される。更に、電極７４４から下の電極層７２８まで非導電性の関係で通過するビア穴７４６も存在することが分る。ビア穴７３２、７３６、及び７４６を充填すると、基板７２８に示されている誘導子渦巻７５０の中心で上部金属被覆層７３４から下の電極パッド７４８までの電気的結合を作る。第２のコンデンサ７５２は、誘導子トレース７５０と基板層７３０に示されているコンデンサ電極金属被覆７５２との重なりの間に形成される。基板層７２６に対して説明したように、コンデンサ電極金属被覆７５２は、外側直径に至り、そこで外側直径金属被覆７４２と接触する。この全ては、図１５５の概略図に示すような互いに並列の電極トレースの間に寄生キャパシタンスを置く効果がある。２つのコンデンサ７４４及び７５２を並列にすることは、並列のコンデンサが単純に互いに加えられるために非常に効率的である。しかし、２つの誘導子７３８及び７５０を並列にすることは、それによってインダクタンスの量が並列インダクタンス式に従って低減されるために特に効率的ではない。
もう一度図１４９を参照すると、誘導子を直列に配置する新しい技術が見られる。直列な誘導子は、単純に互いに加えられ、それによってインダクタンス全体を直接増大させる。図１４９から取った基板層６８８、７００、及び７０８を参照すると、先に図１５６に示す基板層７３０をどのように置換することができるかを容易に想像することができる。従って、先に図１４９に説明したこれらの直列技術を用いて、図１５６の構造７２０のインダクタンスを大幅に増大させることができる。当業者には、図１４９から取った誘導子基板層６８８、７００、及び７０８を用いて、必要なインダクタンスの総量を達成するために必要に応じて基板層７３０又は基板層７２６又はその両方を置換することができることが理解されるであろう。
図１５７は、コンデンサ接地電極板７２６及び７３０を挿入し、同時に直列誘導子要素６８８、７００、及び７０８を有する両方の技術を統合した方法を示している。図１５７の底部に７２０’として複合構造が示され、これは、事実上、図１５４に示す新しいタンク７２０の等角投影図と同一である。
図１５８は、図１５１の新しいタンクフィルタ７１４を先に図１４７に説明した従来技術の能動固定遠位ＴＩＰ６２８に付加する段階を示している。もう一度図１５８を参照すると、スプライン及びスプライン台６３４及び６５４に取り付けて示す図１５１の新しいタンクＭＬＣＣ−Ｔ７１４の金属被覆７１８からの取付部が見られる。これは、一般的に、金ろう付けプレフォーム７５６ｂにより達成される。この場合、台６５４は、新しいＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタ７１４の端部を受け取るように座ぐりされている。それによって金ろう付け材料７５６は、ＭＬＣＣ−Ｔ７１４の側部に沿って角度を付けることができ、それによってアセンブリ全体のせん断強度を増大させる。この同じ座ぐりは、螺旋台支柱アセンブリ７５８にも付けることができることは当業者には明らかであろう。それによって金ろう付け材料７６０は、新しいＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタ７１４の側部を周り、この領域にもせん断強度を与えることになる。同様の金ろう付けプレフォーム７６０を用いて、遠位ＴＩＰ螺旋台７５８を新しいタンクＭＬＣＣ−Ｔ７１４の金属被覆７１６に取り付ける。図１５１に示す新しいＭＬＣＣ−Ｔ基板を低ｋの非常に高強度セラミックで完全に構成することができることが独特の利点である。この場合、純アルミナ又は磁器が好ましい実施形態であろう。これらは、機械的に非常に頑丈であり、純金ろう付けにおけるように熱衝撃にも非常に頑丈であるという利点を有する。全て生体適合性材料を用いることにより、アセンブリは、密封性でなくてもよいために大幅に簡略化される。更に、金ろう付け７５６及び７６０を同等のレーザ溶接で置換することも可能であろう。もう一度図１５８を参照すると、末端キャップ６５６は、能動固定ＴＩＰアセンブリ６３０の外側直径と同一平面状になるように新しい方式で修正されていることが分る。それによって内側直径を増大させることができ、先に台６５４で説明したような新しい座ぐりのための余地ができる。金属末端キャップ６５６には、それが便利に固定されて着座するように段が付けられ、また、便利な金ろう付け又はレーザ溶接材料６５８のための皿穴７６２も付加される。
図１５９は、先に図１４５に示されている汎用従来技術の能動固定遠位ＴＩＰ６２８’の適応例である。更に、図１４７、図１４８、及び図１５８も参照する。これらの先に示す図面の全ては、２つの事柄を共通に有する。すなわち、１）能動固定遠位ＴＩＰ６２８の内側全表面に体液が自由に透過することができること、及び２）螺旋６３２が受けるトルクが、本発明のタンク及びそれに付属する電気的及び機械的結合部のようなあらゆる電子構成要素に伝達されることである。図１５９に戻ると、スプラインシャフト６３４は、本発明のタンクフィルタ１４６をその内部に挿入することができる比較的長い中空の円筒形部分６５４’を有するように修正されている。ここに見られるように、それによっていくつかの重要な機械的及び生体適合性の利点が生じることになる。図１５９に示すタンク１４６は、先に図６８〜７６に示す管状統合ＭＬＣＣタンク３２０である。単純にするために、コンデンサ及び誘導子要素を形成する内部電極板３２４、３２６、及び３２８は、上述の実施形態のいずれかを組み込むことができるために図１５９には示されていない。更に、当業者には明らかであろうが、図３２、図３５、図３７、図４２、図４４、図６５、図８０、図８３、図８５、図８７、図１１５、図１２６、図１２８、及び図１４１に示す新しいタンクフィルタ１４６は、全て、図１５９に示すように新しいハウジング６５４’に容易に組み込むことができる。もう一度図１５９を参照すると、本発明のタンクフィルタ１４６は、最初に絶縁液体材料７６２に挿入されることが分る。次に、これを硬化すると、これは、タンクフィルタ１４６を所定位置に保持する。更に、これは、タンクフィルタ１４６の金属被覆表面７６４及び７６６が、６５４’の底部に短絡しないようにするという点で別の重要な機能も達成する。更に、材料７６２は、非導電性ワッシャ又は熱硬化非導電性ポリマーなどとすることができる。一般的に熱硬化導電性ポリマーで作られる電気的結合７６８が存在し、これは、一般的にプラチナスプライン６３４及びカップ６５４’アセンブリと、本発明の新しいタンク１４６の外側直径終端部７６６との間に電気的結合を作る。同様の材料７７０を用いる対応する電気的結合が存在し、これは、本発明の新しいタンク１４６の内側直径金属被覆７６４と台支柱リードワイヤ７７２との間を結合する。代替的な電気的結合材料７６８及び７７０はまた、従来技術で典型的な半田、ろう付け、及び溶接などの群のものとすることができるであろう。図１５９を参照すると、周囲のシリンダ６５４’には大きな利点があることが分る。誘導子及びコンデンサ要素から成る幾分敏感な電子装置は、今や周囲の金属材料で機械的に保護されている。これは、医師が移植中には、アセンブリ全体が捻られて螺旋ＴＩＰ６３２が身体組織内にねじ込まれるが、その間に内部コンデンサ及び誘導子要素が完全に保護されてこれらの力に露出されないことを意味する。患者環境における現行の適用では、心臓の拍動毎に関連する応力が掛かり、これは、このアセンブリ全体を疲労させ、衝撃及び振動荷重が引き起こされる可能性が高い。ここでもまた、敏感なコンデンサ及び誘導子要素１４６を完全に封入することにより、それらは、このような力から保護される。図１５９に示すアセンブリには、それが完全に密封されている点で別の利点がある。密封端子アセンブリは、最初に、従来技術の金ろう付け又はガラス密封技術を用いて形成される。この密封シールサブアセンブリは、フェルール７７４と、アルミナセラミック絶縁体７７６（又は、ガラス又は均等物）と、形態７７２、７７８、及び７８０から成る独特の台支柱単体アセンブリ７５８’とで構成されることになる。典型的にアルミナから成る任意的なスペーサワッシャ７８２を用いて、台形態７７８がフェルール７７４に短絡するのを防止する。これらは、電気的に絶縁関係に維持されることが非常に重要である。全ての従来技術装置におけるように、身体組織にねじ込まれるように設計された螺旋６３２は、点６３８で台７７８にレーザ溶接で取り付けられる。
ここで、密封端子シールアセンブリに戻ると、アルミナセラミック７７６と金属継ぎ目７７２及び７７４との間を取り付ける金ろう付け７８４及び７８６により密封シールが形成されることが分る。典型的にチタンの層、次にモリブデンの層でスパッタリングすることによってアルミナセラミック７７６が最初に調製される典型的な第１の作業は示されていない。第１の層は、接着層であり、第２の層は、金ろう付けで良好に湿潤される。これは、全て、従来技術で公知である。全密封シールサブアセンブリは、次に、７８８に示すような連続的な３６０度レーザ溶接でレーザ溶接される。これは、本発明の新しいタンクフィルタを完全に密封する。
もう一度図１５９を参照すると、能動固定遠位ＴＩＰアセンブリのハウジング６３０の外側直径と同一平面状にある末端キャップ６５６’が存在することも分る。上述のように、これは、最後の段階としてアセンブリ全体を所定位置にネジ込んだ後に加えられることになる。図１５９は、完成アセンブリの外側直径の周りに６５４’から成る絶縁スリーブ（図示せず）も有することができることは明らかであろう。更に、アセンブリ全体は、上述のようにパリレン被覆することができると考えられる（これも図示せず）。末端キャップ６５６’に戻って参照すると、これは、所定位置６５８にレーザ溶接されることが分る。レーザ溶接６５８が３６０度であることは必ずしも必要ではない。実際、組立てを容易にするために、それを数箇所だけに点在させるであろう。
タンクフィルタ１４６のコンデンサ誘導子要素を能動固定ＴＩＰ６２８のハウジング６３０内に有する別の利点は、それによってこれらの繊細な電子構成要素に相当な程度の保護が与えられることである。医師及び他の医療従事者は、多くの場合にリードシステムの取り扱いに評判が悪い。物をそれに落とし、移動し、又は置いたりする可能性がある。従って、これらの装置を金属ハウジング内に入れることは、非常に望ましい。
図１６０には、従来技術の神経刺激電極プローブ５４０又は従来技術で公知の共通切除プローブ又はカテーテルが示されている。図から分るように、多くの刺激電極５４２〜５４２”’が存在する。この特定の用途では、末端部５４４は、絶縁されている
図１６１は、従来技術のプローブ５４０、神経刺激ＴＩＰ、又は図１６０のカテーテルであり、本発明の新しいＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタ１４６及び１４６’（簡単にするために１４６”及び１４６’”は図示せず）を含めるために再度示したものである。この特定の場合では、これらのタンクフィルタは、図１４１又は図１４２に示すものに類似する。これらは、刺激電極５４２、５４２’と共に配置される等々であることが分る。図示のように、必要に応じていくらでも多く積み上げることができる。これは、本発明の新しいタンクフィルタを刺激リングの各々と直列に配置し、それによってＭＲＩ誘発ＲＦ電流が流れるのを制限／防止する効果を有する。
本発明の特徴は、従来の低域ＥＭＩフィルタ機能が、依然として非常に広帯域の性質のＡＩＭＤの入力部に提供されることである。しかし、戦略的にリードワイヤシステム内に配置された新しいタンクフィルタを用いることにより、特定のＭＲＩパルス周波数を制御することも依然として非常に望ましい場合がある。これは、リードワイヤシステムに沿う遠位ＴＩＰにおけるものか、又はリードワイヤがＡＭＩＤハウジングに進入する点におけるものとすることができる。これは、本発明の新しいタンクフィルタ１４６〜１４６”’が、リードワイヤが進入する点に戦略的に配置されて示されている（図２と比較）図１６２を参照することによって最も良好に理解される。
ここで、図１６３を参照すると、先に図３に示したような従来技術の広帯域のローパス貫通コンデンサ１２０が見られる。この場合、リードワイヤ１０４ａは、不連続な釘頭セグメント５５０及び５５２に分けられている。本発明の新しいＭＬＣＣ−Ｔ３４４”は、図８７から取ったように示されている。この新しいタンクフィルタ回路は、位置決め板５５４内に配置される。この位置決め板は、アルミナセラミック、プラスチック、又は新しい誘導子タンクチップＭＬＣＣ−Ｔ３４４”を位置決めするのに適するあらゆる他の絶縁材料とすることができる。更に、この薄い板５５４は、米国特許第６、９９９、８１８号に説明するような誘導子スラブとすることができる。リードワイヤセグメント５５０及び５５２と新しいＭＬＣＣ−Ｔ３４４”との電気取付部は、電気的結合材料５５６及び５５８により行われる。これらの電気的結合材料は、熱硬化導電性接着剤、半田、又はろう付けなどとすることができる。ＭＬＣＣ−Ｔ３４４”がリードワイヤと直列に存在すると、選択したＭＲＩパルス周波数でのＡＩＭＤの敏感な内部電子素子に対する遥かに高度な保護が得られる。更に、これは、ＡＩＭＤのリードワイヤシステム内に非常に高いインピーダンスを示す。これは、ＡＩＭＤリードワイヤの等価回路が、複数のループである多くの直列インダクタンス要素、抵抗性要素、及び並列キャパシタンス要素から成り、リードワイヤシステム全体内で共鳴するためである。従って、本発明のＭＬＣＣ−タンクフィルタを遠位ＴＩＰにのみ配置しても、ＡＩＭＤ近くのリードワイヤシステムが過熱する問題を防止しない可能性がある。例としてペースメーカーを用いると、ＡＩＭＤに密接に隣接するリードワイヤが過熱すると、静脈切除（鎖骨下静脈の火傷）又は食道切除又は火傷が起こる可能性があることが文献に示されている。従って、ＡＩＭＤ近くのリードワイヤシステムに高いインピーダンスがあると、リードワイヤ電流及び関連する加熱が減少又は排除されることになるために特に利点が生じる。
図１６４は、従来技術の広帯域貫通コンデンサフィルタ１２０と直列に本発明のＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタ１４６を設置する代替的な方法を示している。図１６５は、先に図６５及び図６８〜図７３に説明した同軸コンデンサの全てが従来技術の貫通コンデンサ１２０と組み合わせて用いられ、図１６３及び図１６４に関連して上述の望ましい特性を達成することができる様子を示している。
図１６６は、先に図１６３〜１６５に示す新しいＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタの概略図である。本発明のＭＬＣＣ−タンクフィルタ回路１４６が、従来技術貫通コンデンサ１２０と直列に配置されているのが分る。これは、単極（１）、双極、三極、四極、又は必要に応じて多くのリードとすることができる。ある一定の心臓療法の用途では、これらの最大で１２又はそれよりも多くが並列に存在することができるであろう。更に、新しいＭＬＣＣ−Ｔタンクフィルタを組み込んだ本発明は、様々な種類のロボット的又は遠隔的に制御される外科的手術に対して非常に有用である。例えば、遠隔制御手術では、一般的に、ＢＯＶＩナイフのような電気メス装置が用いられる。実時間ＭＲＩリッジが必要になる体内に配置されるあらゆるものは、その電子素子が過熱又は損傷する影響から保護されるべきである。従って、本発明は、ロボット的に制御される外科的手術のいずれにも適応可能である。
図１６７及び図１６８の背景として、左心室（ＬＶ）リードワイヤ移植片は、この業界では益々一般的になっている。リードワイヤを右心房及び右心室に配置することは比較的容易である。リードワイヤを左心室の外側の静脈系に入れるのはこれよりも困難である。これは、一般的に、ガイドワイヤを右心房まで下ろし、冠状静脈洞を通って上るように経路を形成し、次にガイドワイヤを配置する正しい血管を選択することによって行われる。能動型埋め込み医療装置リードワイヤは、次に、２つの技術のうちの１つにより経路指定される。「オーバー・ザ・ワイヤ」と呼ばれる１つの技術では、ＡＩＭＤリードワイヤは、正しいＬＶ位置になるまでガイドワイヤに沿って経路指定される。「ザ・スルー・ワイヤ」と呼ばれる別の技術では、ＡＩＭＤリードワイヤの内側直径及び遠位ＴＩＰが中空であり、それによってガイドワイヤ上を滑って左心室の外側の位置まで全部を滑ることができる。ガイドワイヤは、次に引き出され、ＡＩＭＤリードワイヤが適切に所定位置に残される。従って、本発明では、同様の中心内腔を有するリードワイヤと嵌合させるために、中空の中心内腔を有する新しい「ＭＲＩ帯域消去フィルタ」を用いることが必要とされている。
図１６７は、図１２５の遠位ＴＩＰの修正を示している。遠位ＴＩＰを通り、本発明の帯域消去フィルタを通って進み、心臓ペースメーカー１０２のような埋込み型医療装置まで経路指定されることになるリードワイヤ１０４”まで延びる中心内腔穴１０３が加えられていることが分る。中心内腔１０３により、ガイドワイヤ１０５は、最初に、心室の１つに、又はＬＶ移植の場合には冠状静脈洞を通って左心室の外側の静脈系内までのいずれかの適正な位置に配置することができる。中心内腔１０３により、その遠位ＴＩＰを含むリードワイヤシステム全体は、ＬＶの外側の正しい位置まで経路指定されるまでガイドワイヤ１０５を覆って摺動させることができる。この点に関しては、ガイドワイヤ１０５は、最初に、医師が実時間蛍光透視法又は同様の撮像技術を用いて配置する。ＡＩＭＤリードワイヤが適正な位置まで摺動された状態で、次に、医師がガイドワイヤ１０５を抜き出し（引き出し）、それによって遠位ＴＩＰ１４２及び関連するリードワイヤを左心室の外側の適正な位置に残す。
今度は図１６８を参照すると、これは、先に図３２及び図３５に説明した管状セラミック遠位ＴＩＰアセンブリの適応例であることが分る。ガイドワイヤ１０５が中心を通って全部を滑ることができるように設けられた中心内腔１０３が存在する。これは、先に図１６７に示すものと同一の目的を有する。この場合、近接して離間し、管状コンデンサ１６８の周りに巻かれた外部リードワイヤのインダクタンスにより、並列Ｌ−Ｃ帯域消去フィルタが生成される。電気取付部４０５及び３９０により、本発明の並列Ｌ−Ｃ帯域消去フィルタを形成する回路が完成する。先に図１６７に説明したように、最初に、ガイドワイヤ１０５を所定位置に配置し、次に、リードワイヤ及びその遠位ＴＩＰを正しい位置になるまで摺動させ、次に、ガイドワイヤ１０５を抜き出す。
図１６９は、先に図３２及び図３５に説明した単一壁セラミック管状コンデンサから全体的に取った図１６７及び図１６８に類似する適応例の断面図である。図１６９では、単一壁管状セラミックコンデンサ２２０が存在することが分る。コンデンサ２２０の外側直径の周りには、誘導子渦巻３８０が配置されている。誘導子の渦巻は、薄い矩形形状を有し、フォトリソグラフィ、選択的電気メッキ、及び渦巻インク印刷などを含む様々な技術で付加することができる。内側直径全体は、従来技術により金属化４０６される。ガイドワイヤ１０５を配置するために、任意的な中心内腔１０３が設けられる。埋込み型医療装置からの遠位ＴＩＰリードワイヤ１０４’は、誘導子渦巻３８０の一端の配置点３９０に取り付けて示されている。これは、一般的にレーザ溶接などで行われる電気機械的な取り付けである。ポリイミド、シリコーン、又はパリレンのような絶縁保護コーティングを含む生体適合性のある電気絶縁層１０９が、ここに示す構造の外面を実質的に囲む。遠位ＴＩＰリードワイヤ１０４’は、一般的に、ＲＩＮＧ電極１４４の内部に巻かれる。例えば、心臓ペースメーカー用途では、ＲＩＮＧ電極線１０４が、位置３９０’でＲＩＮＧ１４４に取り付けられる。ＲＩＮＧ電極リードワイヤ１０４は、リードワイヤ１０４及び１０４’が互いに電気的に分離するように第２の絶縁層１０７’の周りに巻かれる。ＲＩＮＧ１４４は、絶縁保護コーティング１０９の周囲表面の周りに配置されることに注意されたい。
渦巻状に巻かれた誘導子トレース層３８０は、先に図１６８に上述のものと同様の構造を形成する。しかし、図１６９では、誘導子トレース３８０は、比較的薄く、比較的幅が広い可能性が高い。それによって内側電極金属被覆４０６の間に有効に重なり領域が作られ、それによって故意に高度な分配キャパシタンスがもたらされる。これらの分配キャパシタンスは、図１７０に示されている概略図に見られる。これらの分配キャパシタンスが全て並列であるために、等価回路は、本発明のＭＲＩ帯域消去Ｌ−Ｃフィルタの実施形態である図１７１に示されている。当業者はまた、図６８〜図７７を参照して、これらのいずれも図１６９に示すような構造に容易に適応させることができることを見ることができる。
図１６９は、図８及び図１７の原理を共に組み合わせている。図１６９を参照すると、能動型埋め込み医療装置１００のハウジング１０２が見られる。能動型埋め込み医療装置の内部には、リードワイヤ１０４が絶縁密封貫通端子７９２を通って現れる電子回路基板７９０が含まれ、これには、先に図３、図４、図５、図６、及び図７にも示すような従来技術の貫通コンデンサが含まれる。リードワイヤ１０４は、遠位ＴＩＰ１４２に直接隣接する本発明の新しいタンクフィルタ１４６に導かれる。図１６９に戻ると、これは、ＭＲＩ適合性システムを形成する。この場合には、貫通コンデンサの値を十分に高いものとし、ＭＲＩパルスＲＦ信号が、このようなＥＭＩが回路基板７９０の適切な作動に干渉する可能性があるＡＩＭＤハウジング１０２の内部に入るのを妨げるようにすべきである。本発明を通して説明したように、遠位ＴＩＰタンク１４６は、ＭＲＩ電流が遠位ＴＩＰ近傍又はそれを流れるのを停止させる働きをし、それによって過熱を防止する。更に、このタンクは、リードワイヤ１０４に沿う他の位置に配置することができ、これには、先に図１６２〜図１６５に示すような貫通コンデンサ７９２に直接隣接するか又はその内部を含む。従って、本発明の遠位ＴＩＰタンク１４６は、ここに示すような受動貫通コンデンサローパスフィルタ７９２と協調したシステムとして作用することが分る。
説明のためにある程度詳細にいくつかの実施形態を説明したが、本発明の範囲及び精神から逸脱することなく様々な修正を行うことができる。従って、本発明は、特許請求の範囲による以外は制限されないものとする。
１００ 能動型埋め込み医療装置システム
１０２ ハウジング
１０４ リードワイヤ
１０２ ハウジング
１０４ リードワイヤ
Claims (42)
- 能動医療装置（ＡＭＤ）と、
前記ＡＭＤから延びるリードワイヤと、
誘導子に並列のコンデンサを含み、該並列コンデンサ及び誘導子が、前記リードワイヤと直列に配置され、キャパシタンス及びインダクタンスの値が、選択した周波数でフィルタが共鳴するように選択される、該選択した周波数で該リードワイヤを通る電流を減衰させるための該リードワイヤに関連する帯域消去フィルタと、
ガイドワイヤの選択的かつ摺動可能な通過を可能にする前記帯域消去フィルタを通る通路と、
を含むことを特徴とする医療装置。 - 前記ＡＭＤは、移植蝸牛刺激装置、圧電サウンドブリッジ変換器、神経刺激器、脳刺激器、心臓ペースメーカー、補助人工心臓、人工心臓、薬物ポンプ、骨成長刺激器、骨融合刺激器、尿失禁装置、疼痛寛解脊髄刺激器、抗振戦刺激器、胃刺激器、埋込み型電気除細動器、ｐＨプローブ、うっ血性心不全装置、カプセルカメラ、神経調節器、心血管性ステント、整形外科用移植片、外部インシュリンポンプ、外部薬物ポンプ、外部神経刺激器、ホルターモニタ、外部プローブ、又はカテーテルを含むことを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記帯域消去フィルタの全Ｑを低減するために、前記誘導子のＱは、相対的に最大にされ、前記コンデンサのＱは、相対的に最小にされることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記誘導子の前記Ｑは、該誘導子における抵抗損失を最小にすることによって相対的に最大にされることを特徴とする請求項３に記載の装置。
- 前記コンデンサの前記Ｑは、該コンデンサの等価直列抵抗を上げることによって相対的に最小にされることを特徴とする請求項３に記載の装置。
- 前記帯域消去フィルタの前記全Ｑは、選択した周波数の範囲に沿って前記リードワイヤを通る電流を減衰させるために低減されることを特徴とする請求項３に記載の装置。
- 前記選択した周波数の範囲は、複数のＭＲＩパルス周波数を含むことを特徴とする請求項６に記載の装置。
- 前記コンデンサの前記等価直列抵抗は、
前記コンデンサの電極板の厚みを低減する段階、
高抵抗性コンデンサ電極材料を用いる段階、
誘電粉末を電極インクに加える段階、
前記コンデンサの前記電極板に開口、間隙、スリット、又はスポークを設ける段階、
別々の個別の抵抗器を前記コンデンサと直列に設ける段階、
抵抗性電気取付材料を前記コンデンサに対して用いる段階、又は
前記選択した周波数で高誘電損失正接を有するコンデンサ誘電体を用いる段階、
のうちのいずれか１つ又はその組合せによって増大される、
ことを特徴とする請求項５に記載の装置。 - 前記帯域消去フィルタは、前記リードワイヤの遠位先端に隣接して配置されていることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記帯域消去フィルタは、ＴＩＰ電極内に統合されていることを特徴とする請求項９に記載の装置。
- 前記帯域消去フィルタは、ＲＩＮＧ電極内に統合されていることを特徴とする請求項９に記載の装置。
- プローブ又はカテーテルを含み、
前記帯域消去フィルタは、前記プローブ又はカテーテルのＴＩＰ又はＲＩＮＧ電極に付随し、
前記帯域消去フィルタの前記全Ｑは、選択した周波数の範囲に沿って前記リードワイヤを通る電流を減衰させるために低減される、
ことを特徴とする請求項１に記載の装置。 - 前記通路は、前記帯域消去フィルタ及び遠位先端電極を通して延び、前記ＡＭＤ及び前記リードワイヤの長さにわたる前記ガイドワイヤの摺動可能な通過を可能にすることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記リードワイヤは、前記ＡＭＤの出力に接続していることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記リードワイヤは、前記コンデンサの周りに緊密に巻かれ、遠位先端電極及び前記コンデンサと導電的に結合された時にＬ−Ｃ帯域消去フィルタを形成することを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 前記コンデンサの外径の周りに置かれた渦巻誘導子を更に含み、
前記渦巻誘導子及び前記コンデンサは、Ｌ−Ｃ帯域消去フィルタを形成する、
ことを特徴とする請求項１に記載の装置。 - 前記渦巻誘導子は、薄い矩形形状を含むことを特徴と刷る請求項１６に記載の装置。
- 前記渦巻誘導子及び前記コンデンサは、電気絶縁層によって電気的に隔離されていることを特徴とする請求項１６に記載の装置。
- 遠位先端リードワイヤが、前記電気絶縁層の周囲表面の周りに配置されたリングに装着されたＲＩＮＧ電極の内側に巻かれていることを特徴とする請求項１８に記載の装置。
- 前記遠位先端リードワイヤ及び前記ＲＩＮＧ電極は、前記電気絶縁層を通じて電気絶縁状態に保たれていることを特徴とする請求項１９に記載の装置。
- 前記帯域消去フィルタは、体液から密封されていることを特徴とする請求項１に記載の装置。
- 導体と直列に置かれ、かつキャパシタンスと並列に電気インダクタンスを有し、それによって選択した周波数帯域で電流を減衰させるタンクフィルタ、
を含み、
前記タンクフィルタは、
前記導体及び電極に電気的に接続した管状コンデンサと、
前記導体及び前記電極と電気的に接続され、前記コンデンサ内に配置された強磁性コアの回りに巻かれた渦巻を含む誘導子と、
強磁場を生成して、静磁場の存在下で誘導子の飽和を低減又は防止するために該誘導子の上に配置されたスリーブと、
ガイドワイヤの選択的かつ摺動可能な通過を可能にする通路と、
を含む、
ことを特徴とする医学的治療装置。 - 前記スリーブは、ニッケルから成ることを特徴とする請求項２２に記載の装置。
- 前記コンデンサは、一端でＴＩＰ電極及び反対端でキャップに取り付けられ、前記誘導子及び前記スリーブを入れる密封ハウジングを作り出すことを特徴とする請求項２２に記載の装置。
- 能動医療装置（ＡＭＤ）のリードワイヤのための帯域消去フィルタであって、
並列のコンデンサ及び誘導子の組合せが、リードワイヤと直列に置かれ、かつキャパシタンス及びインダクタンスの値が、選択された周波数で帯域消去フィルタが共鳴するように選択された、誘導子に並列のコンデンサと、
帯域消去フィルタを通って延び、ガイドワイヤの選択的かつ摺動可能な通過を可能にする通路と、
を含むことを特徴とするフィルタ。 - 前記ＡＭＤは、移植蝸牛刺激装置、圧電サウンドブリッジ変換器、神経刺激器、脳刺激器、心臓ペースメーカー、補助人工心臓、人工心臓、薬物ポンプ、骨成長刺激器、骨融合刺激器、尿失禁装置、疼痛寛解脊髄刺激器、抗振戦刺激器、胃刺激器、埋込み型電気除細動器、ｐＨプローブ、うっ血性心不全装置、カプセルカメラ、神経調節器、心血管性ステント、整形外科用移植片、外部インシュリンポンプ、外部薬物ポンプ、外部神経刺激器、ホルターモニタ、外部プローブ、又はカテーテルを含むことを特徴とする請求項２５に記載の帯域消去フィルタ。
- 前記リードワイヤは、外部着用リードワイヤを含むことを特徴とする請求項２５に記載の帯域消去フィルタ。
- 前記リードワイヤの遠位先端に隣接して該リードワイヤの長さに沿って選択された位置に又は前記ＡＭＤのためのハウジングの内側に配置されていることを特徴とする請求項２５に記載の帯域消去フィルタ。
- ＴＩＰ電極内に統合されていることを特徴とする請求項２８に記載の帯域消去フィルタ。
- ＲＩＮＧ電極内に統合されていることを特徴とする請求項２８に記載の帯域消去フィルタ。
- 帯域消去フィルタの全Ｑを低減するために、前記誘導子のＱは、相対的に最大にされ、前記コンデンサのＱは、相対的に最小にされることを特徴とする請求項２５に記載の帯域消去フィルタ。
- 前記誘導子の前記Ｑは、該誘導子における抵抗損失を最小にすることによって相対的に最大にされ、
前記コンデンサの前記Ｑは、該コンデンサの等価直列抵抗を上げることによって相対的に最小にされる、
ことを特徴とする請求項３１に記載の帯域消去フィルタ。 - 帯域消去フィルタの前記全Ｑは、選択した周波数の範囲に沿って前記リードワイヤを通る電流を減衰させるために低減されることを特徴とする請求項３２に記載の帯域消去フィルタ。
- 前記コンデンサの前記等価直列抵抗は、
前記コンデンサの電極板の厚みを低減する段階、
高抵抗性コンデンサ電極材料を用いる段階、
誘電粉末を電極インクに加える段階、
前記コンデンサの前記電極板に開口、間隙、スリット、又はスポークを設ける段階、
別々の個別の抵抗器を前記コンデンサと直列に設ける段階、
抵抗性電気取付材料を前記コンデンサに対して用いる段階、又は
前記選択した周波数で高誘電損失正接を有するコンデンサ誘電体を用いる段階、
のうちのいずれか１つ又はその組合せによって増大される、
ことを特徴とする請求項３３に記載の帯域消去フィルタ。 - 前記選択した周波数の範囲は、複数のＭＲＩパルス周波数を含むことを特徴とする請求項３３に記載の帯域消去フィルタ。
- 能動医療装置（ＡＭＤ）と、
前記ＡＭＤから延び、ＴＩＰ、ＲＩＮＧ、又はＰＡＤ電極を有するプローブ又はカテーテルと、
前記プローブ又はカテーテルを通って延び、ガイドワイヤの摺動可能な通過を可能にする通路と、
選択した周波数で前記プローブ又はカテーテルを通る電流を減衰させるための該カテーテル又はプローブ電極に付随する帯域消去フィルタと、
を含み、
前記帯域消去フィルタは、誘導子に並列のコンデンサを含み、該並列コンデンサ及び誘導子は、前記プローブ又はカテーテル電極と直列に置かれ、
キャパシタンス及びインダクタンスの値は、前記選択した周波数で前記帯域消去フィルタが共鳴するように選択され、
前記帯域消去フィルタの全Ｑは、選択した周波数の範囲に沿ってリードワイヤを通る電流を減衰させるために低減される、
ことを特徴とする医療装置。 - 前記帯域消去フィルタの全Ｑを低減するために、前記誘導子のＱは、相対的に最大にされ、前記コンデンサのＱは、相対的に最小にされることを特徴とする請求項３６に記載の装置。
- 前記誘導子の前記Ｑは、該誘導子における抵抗損失を最小にすることによって相対的に最大にされることを特徴とする請求項３７に記載の装置。
- 前記コンデンサの前記Ｑは、該コンデンサの等価直列抵抗を上げることによって相対的に最小にされることを特徴とする請求項３７に記載の装置。
- 前記選択した周波数の範囲は、複数のＭＲＩパルス周波数を含むことを特徴とする請求項３６に記載の装置。
- 前記コンデンサの前記等価直列抵抗は、
前記コンデンサの電極板の厚みを低減する段階、
高抵抗性コンデンサ電極材料を用いる段階、
前記コンデンサの前記電極板に開口、間隙、スリット、又はスポークを設ける段階、
抵抗性電気取付材料を前記コンデンサに対して用いる段階、又は
前記選択した周波数で高誘電損失正接を有するコンデンサ誘電体を用いる段階、
のうちのいずれか１つ又はその組合せによって増大される、
ことを特徴とする請求項４０に記載の装置。 - 前記ＡＭＤは、移植蝸牛刺激装置、圧電サウンドブリッジ変換器、神経刺激器、脳刺激器、心臓ペースメーカー、補助人工心臓、人工心臓、薬物ポンプ、骨成長刺激器、骨融合刺激器、尿失禁装置、疼痛寛解脊髄刺激器、抗振戦刺激器、胃刺激器、埋込み型電気除細動器、ｐＨプローブ、うっ血性心不全装置、カプセルカメラ、神経調節器、心血管性ステント、整形外科用移植片、外部インシュリンポンプ、外部薬物ポンプ、外部神経刺激器、ホルターモニタ、外部プローブ、又はカテーテルを含むことを特徴とする請求項３６に記載の装置。
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