JP5542217B2 - 多層導体を備えるｍｒｉの条件付きで安全なリード - Google Patents
多層導体を備えるｍｒｉの条件付きで安全なリード Download PDFInfo
- Publication number
- JP5542217B2 JP5542217B2 JP2012547075A JP2012547075A JP5542217B2 JP 5542217 B2 JP5542217 B2 JP 5542217B2 JP 2012547075 A JP2012547075 A JP 2012547075A JP 2012547075 A JP2012547075 A JP 2012547075A JP 5542217 B2 JP5542217 B2 JP 5542217B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- coil
- lead
- coil conductor
- layer
- wire
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
- A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/08—Arrangements or circuits for monitoring, protecting, controlling or indicating
- A61N1/086—Magnetic resonance imaging [MRI] compatible leads
Description
本発明の様々な実施形態は、一般に、植込み可能な医療装置に関する。より詳細には、本発明の実施形態は、ＭＲＩの条件付きで安全なリード導体に関する。
適切に機能している場合、人間の心臓は、それ自体の固有のリズムを維持し、体の循環系を通して適切な量の血液をポンプ送りすることができる。しかし、心臓不整脈と呼ばれる不規則な心臓のリズムを有する人もあり、血液循環および心臓出力が減少することになりうる。心臓不整脈を治療する１方法は、ペースメーカーなどのパルス発生器（ＰＧ）、植込み型除細動器（ＩＣＤ）、または心臓再同期（ＣＲＴ）装置の使用を含む。このような装置は、通常、心臓に対してペーシング治療、および／または電気ショックを施すために用いることのできる１または複数の電極を有するいくつかの導電性リードに結合される。例えば、房室（ＡＶ）ペーシングでは、リードは、通常、心臓の心室および心房中に配置され、また胸部もしくは腹部に植え込まれるペースメーカーもしくは除細動器にリード端末のピンを介して取り付けられる。
磁気共鳴撮像法（ＭＲＩ）は、患者の体内の画像を表現するために核磁気共鳴技法を利用する非侵襲性の撮像手法である。通常、ＭＲＩシステムは、約０．２から３テスラの間の磁場強度を有する磁気コイルを使用する。操作中、体組織は、磁場に直角な平面で、電磁エネルギーの高周波（ＲＦ）パルスに一時的に曝される。これらのパルスから得られた電磁エネルギーは、組織中で励起された原子核の緩和特性を測定することによって体組織を画像化するために使用されうる。或る場合には、患者の胸部領域を画像化することが臨床的に見て有利でありうる。胸部ＭＲＩ手法では、植え込まれたパルス発生器およびリードもまた、印加される電磁場に曝される可能性がある。
本発明の様々な実施形態は、ＭＲＩ放射に曝されたとき、温度上昇を最小化するように構成された多層導体コイルを含む植込み可能な医療用の電気的リードに関する。
例１では、植込み可能な電気的リードは、可撓性の本体、コネクタ組立体、電極、および多層コイル導体からなる。可撓性の本体は、近位端を含む近位領域と、遠位領域と、近位端から遠位領域を通って延びる長手方向の本体管腔とを有する。コネクタ組立体は、植込み可能な電気的リードを植込み可能なパルス発生器に機械的かつ電気的に接続するように構成される。電極は、遠位領域で可撓性の本体に結合され、また多層のコイル導体は、長手方向の本体管腔内で、コネクタ組立体から少なくとも１つの電極へと延びる。多層のコイル導体は、近接したピッチを有するように巻回された１または複数の電線（ｆｉｌａｒｓ）を含む第１のコイル層と、近接したピッチを有するように巻回された１または複数の電線を含む、第１のコイル層の周囲に配置された第２のコイル層とを含む。第２のコイル層の電線は、第１のコイル層の電線と同じピッチ方向に巻回される。第１および第２のコイル層は、互いに電気的に結合され、また多層のコイル導体が、約３から３．５オームの最大ＤＣ抵抗を有するように、コネクタ組立体と電極の間に並列な導電性の経路を設けるように構成される。
例１では、植込み可能な電気的リードは、可撓性の本体、コネクタ組立体、電極、および多層コイル導体からなる。可撓性の本体は、近位端を含む近位領域と、遠位領域と、近位端から遠位領域を通って延びる長手方向の本体管腔とを有する。コネクタ組立体は、植込み可能な電気的リードを植込み可能なパルス発生器に機械的かつ電気的に接続するように構成される。電極は、遠位領域で可撓性の本体に結合され、また多層のコイル導体は、長手方向の本体管腔内で、コネクタ組立体から少なくとも１つの電極へと延びる。多層のコイル導体は、近接したピッチを有するように巻回された１または複数の電線（ｆｉｌａｒｓ）を含む第１のコイル層と、近接したピッチを有するように巻回された１または複数の電線を含む、第１のコイル層の周囲に配置された第２のコイル層とを含む。第２のコイル層の電線は、第１のコイル層の電線と同じピッチ方向に巻回される。第１および第２のコイル層は、互いに電気的に結合され、また多層のコイル導体が、約３から３．５オームの最大ＤＣ抵抗を有するように、コネクタ組立体と電極の間に並列な導電性の経路を設けるように構成される。
例２は、例１の植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層および第２のコイル層の電線が個々に電気的に絶縁されている。
例３は、例１または例２の植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層の１または複数の電線が、互いに電気的に絶縁されておらず、また第２のコイル層の１または複数の電線が、互いに電気的に絶縁されておらず、さらに、リードは、第１のコイル層と第２のコイル層の間に少なくとも部分的に配置された絶縁材料の層を含んでいる。
例３は、例１または例２の植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層の１または複数の電線が、互いに電気的に絶縁されておらず、また第２のコイル層の１または複数の電線が、互いに電気的に絶縁されておらず、さらに、リードは、第１のコイル層と第２のコイル層の間に少なくとも部分的に配置された絶縁材料の層を含んでいる。
例４は、例１から例３のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第１および第２のコイル層の１または複数の電線が、銀のコア、およびコバルト・ニッケル・モリブデン合金の外側被覆を含む引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標）：ｄｒａｗｎ ｆｉｌｌｅｄ ｔｕｂｅ）ワイヤから製作される。
例５は、例１から例４のいずれかの植込み可能なリードであり、第１のコイル層の電線は、最大で約０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）の電線太さ（ｆｉｌａｒ ｔｈｉｃｋｎｅｓｓ）を有し、また第２のコイル層の電線は、最大で約０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の電線太さを有する。
例６では、例１から例５のいずれかの植込み可能な電気的リードが、近接したピッチで、かつ第１および第２のコイル層の電線と同じピッチ方向に巻回された１または複数の電線を含む、第２のコイル層の周囲に配置された第３のコイル層をさらに備える。
例７は、例１から例６のいずれかの植込み可能なリードであり、第３のコイル層は、最大で約０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）の電線太さを有する。
例８は、例１から例７のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層、第２のコイル層、および第３のコイル層のインダクタンスが異なっている。
例８は、例１から例７のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層、第２のコイル層、および第３のコイル層のインダクタンスが異なっている。
例９は、例１から例８のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層および第２のコイル層は１電線、２電線、３電線、または４電線の構成（４−ｆｉｌａｒ
ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）を有する。
ｃｏｎｓｔｒｕｃｔｉｏｎ）を有する。
例１０は、例１から例９のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層は、両端を含めて、０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）と０．００５０８センチメートル（０．００２インチ）の間の電線太さを有する。
例１１は、例１から例９のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第１のコイル層は、１から４電線の構成を備えた０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）太さの引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標））ワイヤから形成され、また第１のコイル層の外径は０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）未満である。
例１２は、例１から例１１のいずれかの植込み可能な電気的リードであり、第２のコイル層は、両端を含めて、０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）から０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の間の電線太さを有する。
例１３では、植込み可能な医療リードは、可撓性の本体、コネクタ組立体、電極、および多層のコイル導体からなる。可撓性の本体は、近位端を含む近位領域と、遠位領域と、近位端から遠位領域を通って延びる長手方向の本体管腔とを有する。コネクタ組立体は、植込み可能な医療用リードを植込み可能なパルス発生器に機械的かつ電気的に接続するように構成される。電極は、遠位領域で可撓性の本体に結合され、また多層のコイル導体は、長手方向の本体管腔内でコネクタ組立体から少なくとも電極へと延びる。多層のコイル
導体は、外径（ＯＤ）、近接したピッチ、および時計方向もしくは反時計方向の内側コイルピッチ方向を有する内側コイル導体を含む。多層のコイル導体は、近接したピッチ、内側コイルのピッチ方向と同じ中間コイルのピッチ方向、内側コイル導体のＯＤよりも大きい内径（ＩＤ）を有する中間コイル導体をさらに含み、中間コイル導体は、内側コイル導体の長さに沿って、内側コイル導体の周囲を半径方向に囲む。多層のコイル導体はまた、近接したピッチを有し、内側コイルのピッチ方向と同じ外側コイルのピッチ方向を備える、中間コイルを半径方向に囲む外側コイル導体を含む。内側コイル導体、中間コイル導体、および外側コイル導体は、電気的に並列に結合されて約３．５オームのＤＣ抵抗が得られる。
導体は、外径（ＯＤ）、近接したピッチ、および時計方向もしくは反時計方向の内側コイルピッチ方向を有する内側コイル導体を含む。多層のコイル導体は、近接したピッチ、内側コイルのピッチ方向と同じ中間コイルのピッチ方向、内側コイル導体のＯＤよりも大きい内径（ＩＤ）を有する中間コイル導体をさらに含み、中間コイル導体は、内側コイル導体の長さに沿って、内側コイル導体の周囲を半径方向に囲む。多層のコイル導体はまた、近接したピッチを有し、内側コイルのピッチ方向と同じ外側コイルのピッチ方向を備える、中間コイルを半径方向に囲む外側コイル導体を含む。内側コイル導体、中間コイル導体、および外側コイル導体は、電気的に並列に結合されて約３．５オームのＤＣ抵抗が得られる。
例１４は、例１３の植込み可能な医療用リードであり、医療用リードは、内側コイル導体、中間コイル導体、または外側コイル導体のうちの１または複数のものを囲む絶縁材料の１または複数の層をさらに含む。
例１５は、例１３または例１４の植込み可能な医療用リードであり、内側コイル導体、中間コイル導体、または外側コイル導体は、１から４電線の構成を有し、それぞれが異なるピッチを有する。
例１６は、例１３から例１５のいずれかの植込み可能な医療用リードであり、内側コイル導体は、０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）以下のワイヤ直径を有する。
例１７は、例１３から例１６のいずれかの植込み可能な医療用リードであり、内側コイル導体は、１〜４電線の組立体を備える０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）の引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標））ワイヤから形成され、０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）未満のＯＤを有する。
例１８は、例１３から例１７のいずれかの植込み可能な医療用リードであり、外側コイル導体は、両端を含めて、０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）から０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の間のワイヤ直径を有する。
例１９は、例１３から例１８のいずれかの植込み可能な医療用リードであり、内側コイル層、中間コイル層、および外側コイル層の電線のそれぞれは、個々に絶縁される。
図面は、必ずしも縮尺を合わせて描かれていない。例えば、図における要素の或る寸法を、本発明の諸実施形態の理解を向上させるために拡大また縮小することもありうる。本発明は、様々な変更形態および代替形態に適用できるが、図面には、例として特定の実施
形態が示されており、それを以下で詳細に説明する。しかし、本発明を、記載された特定の実施形態に限定するものではないことが意図されている。それとは反対に、本発明は、添付の特許請求の範囲で定義される本発明の範囲に含まれるすべての変更形態、均等な形態、および代替形態を含むことが意図される。
形態が示されており、それを以下で詳細に説明する。しかし、本発明を、記載された特定の実施形態に限定するものではないことが意図されている。それとは反対に、本発明は、添付の特許請求の範囲で定義される本発明の範囲に含まれるすべての変更形態、均等な形態、および代替形態を含むことが意図される。
以下でさらに詳細に述べるように、本発明の様々な実施形態は、有利には、磁気共鳴撮像法（ＭＲＩ）環境で動作するように適合された新しいリード設計を組み込む心臓リズム管理（ＣＲＭ）システムに関する。或る実施形態では、リードは、ペーシング治療および／または除細動ショック治療を施すための適切な電気的性能を提供するように、またＭＲＩ操作中に印加される電磁エネルギーに対するリードの反応を最小化するように構成された導体設計を含む。
以下の説明では、本発明の諸実施形態の十分な理解を提供するように、説明用として数多くの特有の細部が述べられる。しかし、本発明の諸実施形態は、これらの特有の細部のいくつかがなくても実施できることは当業者であれば明らかであろう。
便宜上、或る実施形態は、ＭＲＩスキャナの存在する状態でＩＭＤを参照して述べられるが、本発明の実施形態は、様々な他の生理的測定、治療、ＩＭＤ装置、リードタイプ、および導電性のリードが、時間で変化する磁場に曝される他の非侵襲性の検査技法にも適用可能することができる。したがって、本明細書で論ずる用途は、限定するものではなく、例示的なものであることが意図されている。さらに、様々な実施形態は、センサを備える単一のＩＭＤから、感知装置の大型のネットワークまで、すべてのレベルの感知装置に適用可能である。
図１は、様々な実施形態による、ＭＲＩスキャナ１１０、人間の患者１２０の胴体内に植え込まれた植込み可能な心臓リズム管理（ＣＲＭ）システム１１５、および１または複数の外部装置１３０を含む医療システム１００の概略図である。外部装置（複数可）１３０は、患者１２０内に植え込まれたＣＲＭシステム１１５と通信することができる。図１で示す実施形態では、ＣＲＭシステム１１５は、パルス発生器（ＰＧ）１４０およびリード１５０を含む。装置の通常の動作中は、ＰＧ１４０は、頻脈性心室細動、抗除脈ペーシング、抗頻脈ペーシング、心臓再同期治療、および他のタイプの治療を提供するために、患者の心臓１６０に電気的な治療刺激を与えるように構成される。
したがって、例示の実施形態では、ＰＧ１４０は、ペースメーカー、ＩＣＤ、心臓再同期治療（ＣＲＴ）装置、除細動機能を有するＣＲＴ装置（ＣＲＴ−Ｄ装置）、または同等の装置などの植込み可能な装置とすることができる。ＰＧ１４０は、通常、患者の胸部などの位置で、体内に皮下的に植え込むことができる。或る実施形態では、ＰＧ１４０を腹部に、またはその近傍に植え込むことができる。
外部装置（複数可）１３０は、患者の体の外側の位置から、ＰＧ１４０と通信するように動作可能なローカルもしくは遠隔の端末、または他の装置（例えば、コンピューティング装置および／またはプログラミング装置）とすることができる。様々な実施形態によれば、外部装置１３０は、遠隔測定が可能で、ＰＧ１４０と通信できる患者の体に対して外部にある任意の装置とすることができる。外部装置の例は、これだけに限らないが、プログラマ（ＰＲＭ）、在宅監視装置、遠隔測定装置を備えたパーソナルコンピュータ、遠隔測定装置を備えたＭＲＩスキャナ、製作用検査機器、またはワンド（ｗａｎｄ）を含むことができる。或る実施形態では、ＰＧ１４０は、無線通信インターフェースを介して遠隔端末１３０と通信する。無線通信インターフェースの例は、これだけに限らないが、高周波（ＲＦ）の、誘導性の、また音響的な遠隔測定インターフェースを含むことができる。
図２Ａは、患者の体内に植え込まれたリード１５０を備えた例示的なＰＧ１４０を含むＣＲＭシステム１１５のより詳細な概略図である。図示された実施形態では、ＣＲＭシステム１１５は、患者の心臓１６０の近くに植え込まれたＰＧ１４０と、患者の心臓１６０に植え込まれた遠位部分を有するリード１５０とを含む。図２Ａで分かるように、心臓１６０は、右心房２１０、右心室２２０、左心房２３０、および左心室２４０を含む。
リード１５０は、近位領域２０５および遠位領域２５０を含む可撓性の本体２００を有する。図示のように、リード１５０は、ＰＧ１４０に結合され、またリード本体２００の遠位領域２５０は、右心室２２０内の望ましい位置に、少なくとも部分的に植え込まれる。さらに図示のように、リード１５０は、遠位領域２５０に沿って１対のコイル電極２５５、２５７を含み、したがって、図２Ａで示すように植え込まれたとき、それらは、右心室２２０および右心房２１０内にそれぞれ配置される。以下でさらに詳細に説明し、示すように、リード１５０は、心臓１６０からの固有の心臓信号をＰＧ１４０に送信するために、さらに電気ショックまたは低電圧のペーシング刺激を、電極２５５、２５７もしくはさらなる電極（図２Ａに示さず）を介して心臓１６０に送信するために、電極２５５、２５７をＰＧ１４０内の回路および他の電気的コンポーネントに電気的に結合する、リード本体２００内の１または複数の電気的導体（図２Ａでは見えない）を含む。
例示の実施形態は、患者の心臓１６０中に挿入された単一のリード１５０だけを示しているが、他の実施形態では、心臓１６０の他の部位を電気的に刺激するために、複数のリードを使用することができる。或る実施形態では、例えば、第２のリード（図示せず）の遠位部分を、右心房２１０に植え込むこともできる。さらに、別のリードを、すなわち、当技術分野で知られているように、両心室ペーシングを提供するＣＲＴまたはＣＲＴ−Ｄシステムにおいて、左心室のペーシングを容易にするように、冠状静脈系内に植え込むことができる。心外膜リードなど、他のタイプのリードもまた、図１〜図２で示されたリード１５０に加えて、またはそれに代えて使用することもできる。簡単に言うと、本発明の様々な実施形態は、現在知られているか、それとも後に開発されるかにかかわらず、ＣＲＭシステム１１５で使用される任意のマルチリードの組合せおよび構成が企図されている。
動作中、リード１５０は、心臓１６０とＰＧ１４０の間で電気信号を伝える。例えば、ＰＧ１４０が、ペーシング機能を有する実施形態では、リード１５０を、心臓１６０のペーシングを行うための電気的な治療刺激を与えるために使用することができる。ＰＧ１４０がＩＣＤである実施形態では、リード１５０を、心室細動などの事象に応じて、電極２５５、２５７を介して心臓１６０に高電圧の電気ショックを加えるために利用することができる。
以下で詳細に説明するように、本発明の様々な実施形態は、ＭＲＩ環境において、改良された機械的特性、および安全な動作を可能にする新しいリード設計に関する。或る実施形態では、従来の導体ケーブルは、薄型（ｌｏｗ ｐｒｏｆｉｌｅ）の多層コイル導体で置き換えられる。多層のコイル導体は、ペーシング／感知リード用途において、リード設計者に小型のリード形状を維持することを可能にし、引張荷重下で、リードの軸方向伸びを良好に制御する。
図２Ｂは、ＭＲＩスキャナによって生成されたＲＦ電磁エネルギーから、リード１５０上で取得されたＲＦエネルギーを表す、図２Ａのリード１５０に対する簡単化した等価回路２６０を示す概略図である。図２Ｂで示すように、回路２６０の電圧（Ｖｉ）２６５は、ＭＲＩスキャナからリード１５０で取得された等価なエネルギー源を表している。磁気共鳴撮像中は、リード１５０の長さは、アンテナと同様に機能し、ＭＲＩスキャナから体に送られたＲＦエネルギーを受け取る。図２Ｂの電圧（Ｖｉ）２６５は、例えば、ＲＦエ
ネルギーからリード１５０を介して受信され得られた電圧を表すことができる。リード１５０を介して取得されたＲＦエネルギーは、例えば、ＭＲＩスキャナによって生成された回転するＲＦ磁場から得ることができ、それは、導電性の組織において、回転する磁場ベクトルに対して直角な平面に電場を生成する。リード１５０の長さに沿ったこれらの電場の接線方向成分は、リード１５０に結合される。電圧（Ｖｉ）２６５は、したがって、リード１５０の長さに沿って、接線方向の電場の積分（すなわち、電場の線積分）に等しい。
ネルギーからリード１５０を介して受信され得られた電圧を表すことができる。リード１５０を介して取得されたＲＦエネルギーは、例えば、ＭＲＩスキャナによって生成された回転するＲＦ磁場から得ることができ、それは、導電性の組織において、回転する磁場ベクトルに対して直角な平面に電場を生成する。リード１５０の長さに沿ったこれらの電場の接線方向成分は、リード１５０に結合される。電圧（Ｖｉ）２６５は、したがって、リード１５０の長さに沿って、接線方向の電場の積分（すなわち、電場の線積分）に等しい。
回路２６０におけるＺＩパラメータ２７０は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数においてリード１５０によって示される等価なインピーダンスを表す。インピーダンス値ＺＩ２７０は、例えば、１．５テスラのＭＲＩスキャナに対する６４ＭＨｚのＲＦ周波数で、または３テスラのＭＲＩスキャナに対する１２８ＭＨｚのＲＦ周波数で、リード１５０によって示される並列インダクタンス、および巻線キャパシタンス当たりのコイル巻数から得られるインダクタンスまたは等価なインピーダンスを表すことができる。リード１５０のインピーダンスＺＩは、実数部（すなわち、抵抗）および虚数部（すなわち、リアクタンス）を有する複素量である。
回路２６０におけるＺｂ２７５は、リードの接触点における体組織のインピーダンスを表すことができる。Ｚｃ２８０は、次いで、リード１５０の長さに沿った周囲の体組織へのリード１５０の容量結合を表すことができ、それは、高周波電流（エネルギー）が、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数で周囲の組織へと洩れるようにするための経路を提供することができる。吸収されるエネルギー（ソースＶｉ２６５で表される）を最小化することは、体組織とのリードの接触点において、体組織へ移送されるエネルギーを低減する。
図２Ｂでさらに分かるように、リード１５０は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数において周囲の組織中への何らかの洩れ量を有する。さらに２７５で示されるように、心臓１６０内の周囲の体組織へのリード電極２５５、２５７の接触点においてもインピーダンスがある。結果として体組織に加えられる電圧Ｖｂは、以下の式で関係付けられる。
Ｖｂ＝Ｖｉ Ｚｂｅ／（Ｚｂｅ＋ＺＩ）、ただし、Ｚｂｅ＝Ｚｂであり、Ｚｃと並列である。
周囲組織に対して通常接触が行われるリード１５０の先端部の温度は、２７５で（すなわち、「Ｚｂ」で）放散される電力に部分的に関連しており、それは、次いで、Ｖｂの２乗に関係する。２７５で放散された電力から生ずる温度上昇を最小化するためには、したがって、リード１５０のインピーダンスＺＩ（２７０）も最大化しながら、Ｖｉ（２６５）およびＺｃ（２８０）を最小化することが望ましい。或る実施形態では、リード１５０のインピーダンスＺＩ（２７０）は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数で増加させることができ、それが、接触点２７５における周囲の体組織へと放散されるエネルギーを低減することを助ける。
周囲組織に対して通常接触が行われるリード１５０の先端部の温度は、２７５で（すなわち、「Ｚｂ」で）放散される電力に部分的に関連しており、それは、次いで、Ｖｂの２乗に関係する。２７５で放散された電力から生ずる温度上昇を最小化するためには、したがって、リード１５０のインピーダンスＺＩ（２７０）も最大化しながら、Ｖｉ（２６５）およびＺｃ（２８０）を最小化することが望ましい。或る実施形態では、リード１５０のインピーダンスＺＩ（２７０）は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数で増加させることができ、それが、接触点２７５における周囲の体組織へと放散されるエネルギーを低減することを助ける。
以下でさらに詳細に述べる様々な実施形態では、リード１５０のインピーダンスは、リード１５０にインダクタンスを加えることによって、かつ／または適切な構成技法によって増加されうる。例えば、様々な実施形態では、リード１５０のインダクタンスは、電気エネルギーを電極２５５、２５７に供給するために使用される導体を選択的に構成することによって増加する。
図３は、本発明の１または複数の実施形態に従って使用できる例示的なリード１５０をさらに詳細に示している。図３で示すように、リード本体２００は近位端３０５を含み、またリード１５０は、リード本体の近位端３０５に結合されたコネクタ組立体３１０、コイル電極２５５、２５７、およびペーシング／感知電極として例示的な実施形態で動作す
る先端電極３１２をさらに含む。ＰＧ１４０（図１を参照のこと）の機能的な要件、および患者の治療の必要性に応じて、リード１５０の遠位領域２５０は、さらなる電極を含むことができる。例えば、或る実施形態では、１対のコイル電極２５５、２５７を、心臓１６０に除細動ショックを与えるためのショック電極として機能するように使用することができる。或る実施形態では、リード１５０は、ペーシング／感知電極としても動作可能であり、かつ先端電極３１２に加えて、またはそれに代えて含むことのできる、リード１５０の遠位先端に対して近位にある低電圧（例えば、リング）電極を含むことができる。簡単に言うと、リード１５０は、本発明の実施形態の範囲に含まれる任意の数の電極構成を組み込むことができる。
る先端電極３１２をさらに含む。ＰＧ１４０（図１を参照のこと）の機能的な要件、および患者の治療の必要性に応じて、リード１５０の遠位領域２５０は、さらなる電極を含むことができる。例えば、或る実施形態では、１対のコイル電極２５５、２５７を、心臓１６０に除細動ショックを与えるためのショック電極として機能するように使用することができる。或る実施形態では、リード１５０は、ペーシング／感知電極としても動作可能であり、かつ先端電極３１２に加えて、またはそれに代えて含むことのできる、リード１５０の遠位先端に対して近位にある低電圧（例えば、リング）電極を含むことができる。簡単に言うと、リード１５０は、本発明の実施形態の範囲に含まれる任意の数の電極構成を組み込むことができる。
例示の実施形態では、コネクタ組立体３１０は、コネクタ本体３２０および端子ピン３２５を含む。コネクタ組立体３１０は、リード本体２００に結合され、かつリードをＰＧ１４０（図１および図２を参照のこと）上のヘッダに機械的かつ電気的に結合するように構成されうる。様々な実施形態では、端子ピン３２５は、コネクタ本体３２０から近位方向に延びており、また或る実施形態では、リード本体２００を介して、先端電極３１２へと長手方向に延びる内側導体（図３に示されていない）に結合される。或る実施形態では、端子ピン３２５は、ガイドワイヤまたは挿入スタイレットを収容するための、内側導体コイルによって画定される管腔とそれを通って連通して延びる開口部を含むことができる。
様々な実施形態では、先端電極３１２は、リード１５０の遠位端における電気的にアクティブな固定らせん体（ｈｅｌｉｘ）の形をしている。或る実施形態では、先端電極３１２は、らせん体が回転するとリード本体に対してらせん体の長手方向移動を容易にする機構によって支持される延長可能／後退可能ならせん体とすることができる。これらの実施形態では、端子ピン３２５は、コネクタ本体３２０およびリード本体２００に対して回転可能にすることができ、したがって、リード本体２００に対する端子ピン３２５の回転は、内側導体を、次いで、らせん体先端電極をリード本体２００に対して回転させ、かつ長手方向に移動させる。延長可能／後退可能な固定らせん体組立体（電気的にアクティブとパッシブの両方で）を提供するための様々な機構および技法は、当業者には知られており、ここでさらに詳細に述べる必要はない。
ペーシング／感知電極（上記で述べた堅い先端電極であれ、図３で示すようなアクティブな固定らせん体であれ）は、エルジロイ、ＭＰ３５Ｎ、タングステン、タンタル、イリジウム、プラチナ、チタン、パラジウム、ステンレス鋼、ならびに任意のこれらの材料の合金など、任意の適切な導電性材料から作ることができる。
コイル電極２５５、２５７は、除細動治療のために、心臓に比較的高電圧の治療ショックを与えるのに適した任意の構成をとることができる。様々な実施形態では、コイル電極２５５、２５７は、前の段落で論じたような、任意の適切な導電性材料から作ることができる。リード１５０はまた、コイル電極２５５、２５７をコネクタ組立体３１０上の電気的な接点に電気的に接続するリード本体２００内の導体（図３に示されていない）を含み、それは、次いで、コイル電極２５５、２５７をＰＧ１４０内の電気的コンポーネントに電気的に結合するように構成される。
図４では、図３の線４−４に沿ったリード１５０の横断面図が示されている。図４で示すように、リード本体２００は、内側の管状部材３８０と、内側の管状部材３８０上に配置され、かつ接着された外側の管状部材３８５とを含む。管状部材３８０、３８５は、シリコーンおよびポリウレタンなどのポリマーおよびそのコポリマーを限定することなく含む、任意の数の絶縁性材料から作られうる。絶縁性材料は、可撓性があり、生体適合性である。さらに示されるように、内側の管状部材３８０は、複数の管腔３９０、３９５、４
００を含み、また導体４１０、４１５、および４２０は、管腔３９０、３９５、および４００内にそれぞれ配置される。導体４１０、４１５、および４２０のそれぞれは、各管腔３９０、３９５、４００内で長手方向に延び、かつ電極（例えば、図３の電極３１２、２５５、または２５７）に、さらにコネクタ組立体３１０の電気的な接点に電気的に結合される。
００を含み、また導体４１０、４１５、および４２０は、管腔３９０、３９５、および４００内にそれぞれ配置される。導体４１０、４１５、および４２０のそれぞれは、各管腔３９０、３９５、４００内で長手方向に延び、かつ電極（例えば、図３の電極３１２、２５５、または２５７）に、さらにコネクタ組立体３１０の電気的な接点に電気的に結合される。
或る実施形態では、リード本体２００は、別々の同軸の管状部材を含まないが、それに代えて、必要な導体を収容するための１または複数の長手方向管腔を含む単一の管状部材（例えば、部材３８０）だけを含む。例示のために、内側の管状部材３８０の３つの管腔３９０、３９５、４００は、異なる直径を有する状態で示されている。しかし、他の実施形態では、管腔３９０、３９５、４００の相対的な寸法および／または位置は、図示のものとは変わってもよい。さらに、内側の管状部材３８０は、リード１５０の特定の構成に応じて、より多くの、または少ない管腔を含むことができる。例えば、内側の管状部材３８０は、他のショックコイルおよび／またはペーシング／感知電極に電流を供給するために、リード１５０内にさらなる導体ワイヤおよび／または電極コイルを収容する多数の管腔を含むことができる。
例示の実施形態では、導体４１０は、従来の低電圧ペーシング／感知電極、例えば、先端電極３１２などと共に使用されるような、単層のコイル導体である。或る実施形態では、例えば、コイル導体４１０は、ＭＲＩ走査中に存在するような、電磁エネルギーに曝されたとき、比較的高いインピーダンスを有するように構成される。様々なこのような実施形態では、コイル導体４１０は、例えば、本願明細書にその全体を援用する米国特許出願公開第２００９／０１９８３１４号で述べられた様々な実施形態に従って構成される。高められたインピーダンスは、リード電極（複数可）で、もしくはその近傍で周囲の体組織中に放散されるエネルギーを低下させるのを助ける。様々な実施形態では、導体４１０および管腔３９０は、除外される。
以下でさらに詳細に説明するように、導体４１５および４２０は、条件付きで安全なＭＲＩと適合性のあるリード設計を提供するために、ならびに施療中、および長い間続く動作状態下で改良された耐疲労性、および他の機械的特性を提供するために、リード１５０中に組み込まれる多層の導体組立体である。様々な実施形態では、多層のコイル導体４１５、４２０は、刺激／感知リードの本体用として適切な機械的特性を有する、高誘導性であり、高導電性の小径導体を作るように選択的に制御されたコイル特性（例えば、ピッチ、外径、電線太さなど）を有する複数のコイル層を含む。
例示的な実施形態では、コイル導体４１５は、３層の導体であり、またコイル導体４２０は、２層の導体である。様々な実施形態では、３を超えるコイル層を使用する多層のコイル導体を使用することができる。様々な実施形態では、単層のコイル導体４１０は、コイル導体４１５および／または４２０と同様の、または同一の多層のコイル導体で置き換えられうる。
図５は、本発明の１実施形態によるコイル導体４２０のより詳細な側面図である。図５で示すように、多層のコイル導体４２０は、外側コイル層４２２、中間コイル層４２５、および内側コイル層４３０を含む３層のコイル導体４２０である。外側コイル層４２２は、内側コイル層４３０の周りに配置された中間コイル層４２５の周りに配置される。外側、中間、および内側コイル層４２２、４２５、４３０は、コネクタ組立体３１０と電極２５５の間で並列な導電性経路を提供するように、少なくともその近位端で（すなわち、コネクタ組立体で、もしくはその近傍で）、ならびにその遠位端で（すなわち、電極２５５で）互いに並列に、電気的に結合される。様々な実施形態では、コイル層４２２、４２５、および４３０のパラメータは、ＭＲＩ走査と関連する周波数によって特徴付けられた外
部の交番磁場に曝されたとき、多層のコイル導体４２０が、約３．０〜３．５オームの最大ＤＣ抵抗、および高インピーダンスを有するように構成される。２層のコイル導体４１５は、図５で示されたコイル導体４２０と実質的に同様の方法で構成することができ、２つのコイル導体層を含むだけであることが理解されよう。
部の交番磁場に曝されたとき、多層のコイル導体４２０が、約３．０〜３．５オームの最大ＤＣ抵抗、および高インピーダンスを有するように構成される。２層のコイル導体４１５は、図５で示されたコイル導体４２０と実質的に同様の方法で構成することができ、２つのコイル導体層を含むだけであることが理解されよう。
或る実施形態では、コイル導体４２０の外側層４２２は、約０．０３３０２センチメートル（０．０１３インチ）未満のコイル径Ｄ０に巻回されうる。或る実施形態では、外側層は、近接させたピッチであり、最大で約０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）の電線太さを有する１または複数の電線を有することができる。様々な実施形態によれば、外側層は、リードの所望の用途に応じて存在することも、存在しないこともありうる。例えば、或る場合では、外側層は、多層のコイル導体４２０の抵抗を変えるために使用されうる。少なくとも１実施形態では、外側層４２２は、約０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）から約０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）の電線太さを有することができる。
コイル導体４２０の中間層４２５は、近接させたピッチであり、外側コイル層４２２の内径未満のコイル直径Ｄｍに巻回されうる。或る実施形態では、中間層は、最大で約０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）から約０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の電線太さを有する１または複数の電線を有することができる。
コイル導体４２０の内側コイル層４３０は、近接させたピッチであり、中間層４２５の内径未満のコイル直径Ｄｉに巻回されうる。或る実施形態では、内側層は、最大で約０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）から約０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）の電線太さを有する１または複数の電線を有することができる。
様々な他の実施形態では、多層のコイル導体４２０は、リード１５０に対する動作上の必要性に応じて、各コイル層４２２、４２５、４３０の様々な範囲の寸法、および他のパラメータ（例えば、電線数）を使用する。
様々な実施形態では、電線の材料は、望ましい電気的かつ機械的特性を示す任意の適切な材料とすることができる。１実施形態では、外側、中間、および／または内側コイル層４２２、４２５、４３０の電線は、ＭＰ３５Ｎまたはタンタルで被覆した銀のコア（約４０％）を含む引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標））ワイヤから製作される。他の実施形態では、外側、中間、および／または内側コイル層４２２、４２５、４３０は、ＭＰ３５Ｎで被覆したタンタルコアを含むＤＦＴワイヤから製作される。コイル層４２２、４２５、４３０は、同じまたは異なる材料から構成することができ、各コイル層４２２、４２５、４３０は、異なる銀の充填レベルを含むことができる。
様々な実施形態では、コイル導体４２０の各層の電線は、同じピッチ方向に巻回される。すなわち、各コイル層の個々の電線は、コイルをその長手方向軸に沿って眺めたとき、右巻きピッチ、または左巻きピッチを有するように巻回される。
様々な実施形態では、１または複数のコイル層４２２、４２５、４３０は、その長さに沿って可変のコイルピッチを有しており、それは、外部に加えられる電磁放射（すなわち、ＭＲＩの胸部走査による）の影響を低減するために、コイル導体４２０をデチューンする（ｄｅｔｕｎｅ）ように働く。
様々な実施形態では、個々のコイル層４２２、４２５、および４３０は、ＭＲＩ状況下でリード１５０の性能をさらに変えるために、例えば、電線の太さ、ピッチ、および／またはコイル層の直径を変更することによって、それぞれが異なるインダクタンスを示すよ
うに別々に最適化されうる。
うに別々に最適化されうる。
本発明の或る実施形態は、１または複数の隣接するコイル層４２２、４２５、または４３０の間で、１または複数の絶縁層を含む。代替的には、またはさらに、様々な実施形態では、個々の電線またはコイル層４２２、４２５、および／または４３０が個々に絶縁される。望ましい場合、任意の適切な絶縁材料を利用することができる。電線に対する、かつ／またはコイル層間の例示的な絶縁材料は、エチレン・テトラフルオロエチレン（ＥＴＦＥ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、延伸ポリテトラフルオロエチレン（ｅＰＴＦＥ）、シリコーン、および前述のもののコポリマーを含む。
上記で述べたリード１５０の様々な実施形態は、外部のＭＲＩ電磁場に曝された結果生ずるリード導体中の誘起電流を最小化するので有利である。これは、ショック電流をＰＧからショック電極に送信するために、撚り合わせたケーブル導体を利用する従来のリードシステムとは対照的である。このようなケーブル導体は、抗頻脈治療を施すための優れた電気的性能を提供するが、撚り合わせたケーブル導体はまた、低いインピーダンスを有しており、したがって、ＭＲＩ走査中に存在するような、交流電磁場に曝されたとき、誘起される電流の生成の影響を受けやすい。本発明の様々な実施形態によれば、リード１５０は、ＭＲＩ放射に曝されたとき、除細動リードにおける高電圧のショックコイルにエネルギーを供給するために従来使用される従来の高エネルギーケーブルを使用して経験する温度上昇のほぼ半分の上昇を示す結果が得られる。上記で述べたリード１５０に対する高インピーダンスの導体構成は、ＭＲＩ放射の影響を最小化するが、なお、抗頻脈治療用途で使用するのに適した電気的性能を提供する。
さらに、或る実施形態によれば、多層のコイル導体の設計パラメータは、例えば、有効なばね定数、したがって、リード組立体全体の剛性、曲げ剛性などの機械的な特性を制御するために調整されうる。このような調整によって、ユーザは、隣接する（遠位の）ポリマーコンポーネント上の応力（負荷）を最小化し、剪断接着破壊の可能性を最小化し、リードの形を容易に制御し、かつ低電圧および高電圧のリード用途の両方で、組立中の軸方向長さの許容差が積算（ｓｔａｃｋ−ｕｐ）されることの影響を最小限にすることを可能にする。例えば、様々な実施形態では、ショックコイル２５５、２５７（図２Ａおよび３を参照のこと）が除外され、またリード１５０は、先端電極３１２、およびリード１５０に沿ってさらなるリング電極など、１または複数の低電圧ペーシング／感知電極だけを含む。このような実施形態では、コイル導体４２５および／または４２０などの多層のコイル導体を使用して、薄型の設計で十分な電気的性能を提供し、さらにリード本体２００など、隣接する絶縁性コンポーネントに対して、軸方向剛性などの最適な機械的特性も提供することができる。
様々な実施形態では、多層のコイル導体４１５および／または４２０は、導体コイルと、隣接する絶縁要素（すなわち、リード本体２００のコンポーネント）との間の軸方向剛性の差を低減するまたはなくすために、コイル導体４１５および／または４２０の有効なばね定数（単位長さ当たりの力で表される）を制御するように調整されうる。このように、コイル導体のばね定数／軸方向剛性を制御し、かつ最適化することによって、例えば、コイル導体４１５、４２０が、リード本体コンポーネントの近位で終了する場合に、ポリマーのリード本体コンポーネントの全体の軸方向強度を維持することができる。さらに、導体と、平行なポリマーのリード本体コンポーネントとの軸方向剛性の大きな差を（すなわち、多層のコイル導体４１５および／または４２０を利用することによって）低減するまたはなくすことによって、これらの要素間の剪断力が低減されるので有利である。導体ケーブルに代えて多層のコイル導体４１５、４２０を利用することはまた、導体の蛇行をなくす。導体の蛇行は、導体に対する引張り軸方向負荷の縮小および解放により生ずるおそれがある。
上記で論じた機械的特性を調整／最適化するために変わる可能性のある例示的な設計パラメータは、限定することなく、導体材料、層の数、巻きの幾何形状、ピッチ、電線の直径、電線数、および他のものを選択することを含むことができる。
上記で述べたコイル導体の構成に加えて、本発明のリード１５０の様々な実施形態は、任意選択で、他の特徴または技法を組み込んで、ＭＲＩ放射の影響を最小化することができる。例えば、或る実施形態では、リード１５０から取得される電磁エネルギー量をさらに低減するように、シールドをリード１５０に追加することができる。例えば、シールドから得られるエネルギーは、リード１５０の長さに沿った患者の体に結合することができ、エネルギーがリード先端に結合されることを阻止する。シールド／リードの長さに沿った且つシールドによって遮られたエネルギーが移送されることを、シールド構成に対して抵抗性材料を使用し、且つ抵抗損失としてエネルギーを放散させることによって抑制することもできる。
様々な変更および追加を、本発明の範囲から逸脱することなく、前に論議した例示的な実施形態に行うことができる。例えば、上記で述べた諸実施形態は、特定の特徴について述べているが、本発明の範囲はまた、前述の特徴のすべてを含んでいない、特徴および実施形態の様々な組合せを有する実施形態も含む。したがって、本発明の範囲は、すべてのこのような代替形態、変更形態、および変形形態を、特許請求の範囲に含まれるものとして、そのすべての均等な形態と共に包含することが意図される。
Claims (19)
- 植込み可能な電気的リードであって、
近位端を含む近位領域と、遠位領域と、前記近位端から前記遠位領域を通って延びる長手方向の本体管腔とを有する可撓性の本体と；
植込み可能な電気的リードを、植込み可能なパルス発生器に機械的かつ電気的に接続するように構成されたコネクタ組立体と；
前記遠位領域で前記可撓性の本体に結合される電極と；
前記コネクタ組立体から少なくとも前記電極へと前記長手方向の本体管腔内で延びる多層のコイル導体と
を備え、
前記多層のコイル導体は、
近接したピッチを有するように巻回された１または複数の電線である第１電線を含む第１のコイル層と；
前記第１のコイル層の周囲に配置された第２のコイル層であって、前記第２のコイル層は、近接したピッチを有するように巻回された１または複数のワイヤである第２電線を含み、前記第２電線は、前記第１電線と同じピッチ方向に巻回される、第２のコイル層と
を含み、
前記第１のコイル層および前記第２のコイル層は、互いに電気的に結合され、
前記第１のコイル層および前記第２のコイル層は、前記コネクタ組立体と前記電極の間で並列な導電性の経路を提供することによって、前記多層のコイル導体が最大で約３から３．５オームのＤＣ抵抗を有するように構成される、植込み可能な電気的リード。 - 前記第１電線および前記第２電線は、個々に電気的に絶縁される、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - １または複数の前記第１電線は、互いに電気的に絶縁されておらず、
１または複数の前記第２電線は、互いに電気的に絶縁されておらず、
前記リードはさらに、前記第１のコイル層と前記第２のコイル層の間に少なくとも部分的に配置された絶縁材料の層を含む、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - １または複数の前記第１電線および１または複数の前記第２電線は、銀のコア、およびコバルト・ニッケル・モリブデン合金の外側被覆を含む引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標））ワイヤから作られる、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第１電線は、最大で約０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）の電線太さを有し、
前記第２電線は、最大で約０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の電線太さを有する、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記植込み可能な電気的リードはさらに、前記第２のコイル層の周囲に配置された第３のコイル層を備え、
前記第３のコイル層は、近接したピッチで、かつ前記第１電線および前記第２電線と同じピッチ方向に巻回された１または複数の電線である第３電線を含む、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第３のコイル層は、最大で約０．０１０１６センチメートルの電線太さを有する、
請求項６記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第１のコイル層、前記第２のコイル層、および前記第３のコイル層のインダクタンスは、互いに異なる、
請求項７記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第１のコイル層および前記第２のコイル層は、１電線、２電線、３電線、または４電線の構成を有する、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第１のコイル層は、両端を含めて、０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）と０．００５０８センチメートル（０．００２インチ）の間の電線太さを有する、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第１のコイル層は、１から４電線の構成を備えた０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）の引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標））ワイヤから形成され、
前記第１のコイル層の外径は、０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）未満である、
請求項１記載の植込み可能な電気的リード。 - 前記第２のコイル層は、両端を含めて、０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）と０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の間の電線太さを有する、
請求項１１記載の植込み可能な電気的リード。 - 植込み可能な医療用リードであって、
近位端を含む近位領域と、遠位領域と、前記近位端から前記遠位領域を通って延びる長手方向の本体管腔とを有する可撓性の本体と；
植込み可能な医療用リードを、植込み可能なパルス発生器に機械的かつ電気的に接続するように構成されたコネクタ組立体と；
前記遠位領域で前記可撓性の本体に結合される電極と；
前記コネクタ組立体から少なくとも前記電極へと前記長手方向の本体管腔内で延びる多層のコイル導体と
を備え、前記多層のコイル導体は、
外径（ＯＤ）と、近接したピッチと、時計方向または反時計方向の内側コイルピッチ方向とを有する内側コイル導体と；
近接したピッチと、前記内側コイルピッチ方向と同じ中間コイルピッチ方向と、前記内側コイル導体の前記外径（ＯＤ）よりも大きい内径（ＩＤ）とを有する中間コイル導体であって、前記中間コイル導体は、前記内側コイル導体の長さに沿って前記内側コイル導体を半径方向に囲む、中間コイル導体と；
前記中間コイル導体を半径方向に囲む外側コイル導体であって、前記外側コイル導体は、近接したピッチと、前記内側コイルピッチ方向と同じ外側コイルピッチ方向とを有する、外側コイル導体と
を含み、
前記内側コイル導体と、前記中間コイル導体と、前記外側コイル導体は、電気的に並列に結合され、約３．５オームのＤＣ抵抗が得られる、植込み可能な医療用リード。 - 前記医療用リードはさらに、前記内側コイル導体、前記中間コイル導体、または前記外側コイル導体のうちの１または複数を囲む絶縁材料の１または複数の層を含む、
請求項１３記載の植込み可能な医療用リード。 - 前記内側コイル導体、前記中間コイル導体、または前記外側コイル導体は、１から４電線の構成を有し、かつそれぞれは、異なるピッチを有する、
請求項１３記載の植込み可能な医療用リード。 - 前記内側コイル導体は、０．００２５４センチメートル（０．００１インチ）以下の電線太さを有する、
請求項１３記載の植込み可能な医療用リード。 - 前記内側コイル導体は、１〜４電線の組立体と、０．０１０１６センチメートル（０．００４インチ）未満の外径（ＯＤ）とを備えた０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）の引抜き充填管（ＤＦＴ（登録商標））ワイヤから形成される、
請求項１６記載の植込み可能な医療用リード。 - 前記外側コイル導体は、両端を含めて、０．００１７８センチメートル（０．０００７インチ）と０．００７６２センチメートル（０．００３インチ）の間のワイヤ直径を有する、
請求項１７記載の植込み可能な医療用リード。 - 前記内側コイル導体の層と、前記中間コイル導体の層と、および前記外側コイル導体の層との電線のそれぞれは、個々に絶縁される、
請求項１３記載の植込み可能な医療用リード。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US29155709P | 2009-12-31 | 2009-12-31 | |
| US61/291,557 | 2009-12-31 | ||
| PCT/US2010/055653 WO2011081713A1 (en) | 2009-12-31 | 2010-11-05 | Mri conditionally safe lead with multi-layer conductor |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2013516223A JP2013516223A (ja) | 2013-05-13 |
| JP5542217B2 true JP5542217B2 (ja) | 2014-07-09 |
Family
ID=43432139
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2012547075A Expired - Fee Related JP5542217B2 (ja) | 2009-12-31 | 2010-11-05 | 多層導体を備えるｍｒｉの条件付きで安全なリード |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US8798767B2 (ja) |
| EP (1) | EP2519305B1 (ja) |
| JP (1) | JP5542217B2 (ja) |
| CN (1) | CN102655908B (ja) |
| AU (1) | AU2010337313B2 (ja) |
| WO (1) | WO2011081713A1 (ja) |
Families Citing this family (44)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US7610101B2 (en) | 2006-11-30 | 2009-10-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | RF rejecting lead |
| JP5073829B2 (ja) | 2007-12-06 | 2012-11-14 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 可変コイル導体ピッチを有する移植可能リード線 |
| EP2249920B1 (en) | 2008-02-06 | 2015-07-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead with mri compatible design features |
| US8103360B2 (en) | 2008-05-09 | 2012-01-24 | Foster Arthur J | Medical lead coil conductor with spacer element |
| WO2010104643A2 (en) | 2009-03-12 | 2010-09-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Thin profile conductor assembly for medical device leads |
| EP2445577B1 (en) | 2009-06-26 | 2015-08-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical device lead including a unifilar coil with improved torque transmission capacity and reduced mri heating |
| US8825158B2 (en) | 2009-08-25 | 2014-09-02 | Lamda Nu, Llc | Method and apparatus for detection of lead conductor anomalies using dynamic electrical parameters |
| US9254380B2 (en) | 2009-10-19 | 2016-02-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI compatible tachycardia lead |
| AU2010337309B2 (en) | 2009-12-30 | 2014-01-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI-conditionally safe medical device lead |
| US8798767B2 (en) | 2009-12-31 | 2014-08-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI conditionally safe lead with multi-layer conductor |
| US8391994B2 (en) | 2009-12-31 | 2013-03-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI conditionally safe lead with low-profile multi-layer conductor for longitudinal expansion |
| US8825181B2 (en) | 2010-08-30 | 2014-09-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead conductor with pitch and torque control for MRI conditionally safe use |
| EP2476455A1 (de) * | 2011-01-13 | 2012-07-18 | BIOTRONIK SE & Co. KG | Implantierbare Elektrodenleitung |
| CN103093858B (zh) | 2011-10-28 | 2016-10-19 | 清华大学 | 起搏器电极线及起搏器 |
| CN103093859B (zh) | 2011-10-28 | 2015-08-26 | 清华大学 | 起搏器电极线及起搏器 |
| CN103083807B (zh) * | 2011-10-28 | 2016-04-27 | 清华大学 | 起搏器电极线的制备方法 |
| CN103083808B (zh) * | 2011-10-28 | 2016-04-27 | 清华大学 | 起搏器电极线及起搏器 |
| CN103093865B (zh) | 2011-10-28 | 2015-06-03 | 清华大学 | 起搏器电极线及起搏器 |
| CN103083806B (zh) | 2011-10-28 | 2016-06-08 | 清华大学 | 起搏器电极线及起搏器 |
| WO2013066505A1 (en) | 2011-11-04 | 2013-05-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device lead including inner coil reverse-wound relative to shocking coil |
| RU2634639C2 (ru) * | 2011-11-29 | 2017-11-02 | Конинклейке Филипс Н.В. | Трубка для введения в объект |
| EP2838605A2 (en) * | 2012-04-20 | 2015-02-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device lead including a unifilar coiled cable |
| US8812103B2 (en) * | 2012-06-01 | 2014-08-19 | Lamda Nu, Llc | Method for detecting and treating insulation lead-to-housing failures |
| US8954168B2 (en) | 2012-06-01 | 2015-02-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable device lead including a distal electrode assembly with a coiled component |
| US9272150B2 (en) | 2012-06-01 | 2016-03-01 | Lambda Nu Technology Llc | Method for detecting and localizing insulation failures of implantable device leads |
| EP3156100B1 (en) | 2012-08-31 | 2019-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mri compatible lead coil |
| CN104736196B (zh) | 2012-10-18 | 2017-06-16 | 心脏起搏器股份公司 | 用于在植入式医疗装置引线中提供核磁共振成像兼容性的感应元件 |
| CN104797290B (zh) | 2012-11-09 | 2017-10-20 | 心脏起搏器股份公司 | 包括具有耐磨损内衬的腔体的可植入引导件 |
| US9675799B2 (en) | 2012-12-05 | 2017-06-13 | Lambda Nu Technology Llc | Method and apparatus for implantable cardiac lead integrity analysis |
| US10840005B2 (en) | 2013-01-25 | 2020-11-17 | Vishay Dale Electronics, Llc | Low profile high current composite transformer |
| US10039919B2 (en) | 2013-04-30 | 2018-08-07 | Lambda Nu Technology Llc | Methods and apparatus for detecting and localizing partial conductor failures of implantable device leads |
| US9486624B2 (en) | 2013-06-13 | 2016-11-08 | Lambda Nu Technology Llc | Detection of implantable lead failures by differential EGM analysis |
| US10118031B2 (en) | 2013-06-28 | 2018-11-06 | Lambda Nu Technology Llc | Method and apparatus for implantable cardiac lead integrity analysis |
| US9504821B2 (en) | 2014-02-26 | 2016-11-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Construction of an MRI-safe tachycardia lead |
| US9636500B2 (en) | 2014-03-25 | 2017-05-02 | Lambda Nu Technology Llc | Active surveillance of implanted medical leads for lead integrity |
| EP3377163B1 (en) | 2015-11-18 | 2023-05-31 | Heraeus Deutschland GmbH & Co. KG | Torque coil and method |
| US10252069B1 (en) | 2015-11-19 | 2019-04-09 | Lambda Nu Technology Llc | Micro-charge ICD lead testing method and apparatus |
| CN108883285B (zh) * | 2016-04-15 | 2022-04-05 | 美敦力公司 | 带有可变螺距线圈的医疗装置引线组件 |
| EP3531904B1 (en) | 2016-10-31 | 2021-07-28 | Heraeus Deutschland GmbH & Co. KG | Signal and torque transmitting torque coil |
| US11129980B2 (en) | 2017-03-02 | 2021-09-28 | Saluda Medical Pty Limited | Electrode assembly |
| US10543364B2 (en) | 2017-04-07 | 2020-01-28 | Lambda Nu Technology Llc | Detection of lead electrode dislodgement using cavitary electrogram |
| CA3070216A1 (en) * | 2017-08-07 | 2019-02-14 | Deputy Synthes Products, Inc | Folded mri safe coil assembly |
| EP4037757A4 (en) | 2019-10-04 | 2023-10-18 | Saluda Medical Pty Ltd | PROBE FOR ACTIVE IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE |
| US11672976B2 (en) | 2019-10-10 | 2023-06-13 | Saluda Medical Pty Limited | Lead for an active implantable medical device with decoy |
Family Cites Families (311)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3614692A (en) * | 1970-06-02 | 1971-10-19 | Magnetech Ind Inc | Variable induction device |
| US4135518A (en) * | 1976-05-21 | 1979-01-23 | Medtronic, Inc. | Body implantable lead and electrode |
| US4131759A (en) * | 1977-08-10 | 1978-12-26 | United States Steel Corporation | Slip sleeve mechanism for a strength tapered caged armored electromechanical cable |
| US4146036A (en) | 1977-10-06 | 1979-03-27 | Medtronic, Inc. | Body-implantable lead with protector for tissue securing means |
| US4350169A (en) | 1979-01-05 | 1982-09-21 | Medtronic, Inc. | Flexible tip stiffening stylet for use with body implantable lead |
| US4209019A (en) | 1979-01-05 | 1980-06-24 | Medtronic, Inc. | Stylet insertion guide and rotation control device for use with body implantable lead |
| US4253462A (en) | 1979-08-09 | 1981-03-03 | Medtronic, Inc. | Stylet |
| US4381013A (en) | 1981-03-19 | 1983-04-26 | Medtronic, Inc. | "J" Stylet wire |
| US4404125A (en) * | 1981-10-14 | 1983-09-13 | General Electric Company | Polyphenylene ether resin compositions for EMI electromagnetic interference shielding |
| US4484586A (en) * | 1982-05-27 | 1984-11-27 | Berkley & Company, Inc. | Hollow conductive medical tubing |
| GB2126466B (en) * | 1982-07-01 | 1986-03-12 | Molins Plc | Conveying and uniting rod-like articles of the tobacco industry |
| US4437474A (en) * | 1982-07-16 | 1984-03-20 | Cordis Corporation | Method for making multiconductor coil and the coil made thereby |
| US4493329A (en) * | 1982-08-19 | 1985-01-15 | Lynn Crawford | Implantable electrode having different stiffening and curvature maintaining characteristics along its length |
| US4574800A (en) | 1984-12-07 | 1986-03-11 | Cordis Corporation | Implanted lead extractor |
| US4643202A (en) | 1985-04-15 | 1987-02-17 | Cordis Corporation | Multi-material insulation sheath for pacer lead |
| US4649938A (en) | 1985-04-29 | 1987-03-17 | Mcarthur William A | Tissue-stimulating electrode having sealed, low-friction extendable/retractable active fixation means |
| US4869970A (en) * | 1986-07-14 | 1989-09-26 | Shipley Company Inc. | Radiation attenuation shielding |
| US5003975A (en) * | 1988-04-19 | 1991-04-02 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Automatic electrode configuration of an implantable pacemaker |
| US5074313A (en) * | 1989-03-20 | 1991-12-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Porous electrode with enhanced reactive surface |
| US5002067A (en) | 1989-08-23 | 1991-03-26 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead employing improved penetrating electrode |
| US5056516A (en) * | 1989-11-02 | 1991-10-15 | Intermedics, Inc. | Implantable endocordial lead with torque-transmitting lanyard |
| US5269319A (en) * | 1989-12-08 | 1993-12-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Unitary intravascular defibrillating catheter with bipolar sensing |
| US5020545A (en) | 1990-01-23 | 1991-06-04 | Siemens-Pacesetter, Inc. | Cardiac lead assembly and method of attaching a cardiac lead assembly |
| US5243911A (en) * | 1990-09-18 | 1993-09-14 | Dow Robert L | Attenuator for protecting electronic equipment from undesired exposure to RF energy and/or lightning |
| US5144960A (en) | 1991-03-20 | 1992-09-08 | Medtronic, Inc. | Transvenous defibrillation lead and method of use |
| US5217010A (en) * | 1991-05-28 | 1993-06-08 | The Johns Hopkins University | Ecg amplifier and cardiac pacemaker for use during magnetic resonance imaging |
| US5222506A (en) * | 1991-07-29 | 1993-06-29 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with electrical cross-over adaptor |
| US5201865A (en) * | 1991-10-28 | 1993-04-13 | Medtronic, Inc. | Medical lead impedance measurement system |
| US5246014A (en) * | 1991-11-08 | 1993-09-21 | Medtronic, Inc. | Implantable lead system |
| US5241957A (en) * | 1991-11-18 | 1993-09-07 | Medtronic, Inc. | Bipolar temporary pacing lead and connector and permanent bipolar nerve wire |
| US5259395A (en) | 1992-01-15 | 1993-11-09 | Siemens Pacesetter, Inc. | Pacemaker lead with extendable retractable lockable fixing helix |
| US5231996A (en) * | 1992-01-28 | 1993-08-03 | Medtronic, Inc. | Removable endocardial lead |
| CA2129651C (en) * | 1992-02-24 | 2005-12-27 | Jaime Ernesto Siman | Polymer blends for torque transmitting catheters |
| US5324322A (en) | 1992-04-20 | 1994-06-28 | Case Western Reserve University | Thin film implantable electrode and method of manufacture |
| SE9201745D0 (sv) * | 1992-06-05 | 1992-06-05 | Siemens Elema Ab | Pacemaker |
| US5649974A (en) | 1992-07-27 | 1997-07-22 | Angeion Corporation | Low profile defibrillation catheter |
| US5447533A (en) * | 1992-09-03 | 1995-09-05 | Pacesetter, Inc. | Implantable stimulation lead having an advanceable therapeutic drug delivery system |
| EP0602859A3 (en) * | 1992-12-04 | 1995-02-22 | Siemens Ag | Stimulus and feeler probe with rotatable, screw-shaped attachment and Teflon-coated wire turns. |
| US5330522A (en) * | 1992-12-29 | 1994-07-19 | Siemens Pacesetter, Inc. | Ring electrode for a multilumen lead and method of constructing a multilumen lead |
| US5300108A (en) | 1993-01-05 | 1994-04-05 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Active fixation lead with a dual-pitch, free spinning compound screw |
| WO1994017852A1 (en) * | 1993-02-01 | 1994-08-18 | W.L. Gore & Associates, Inc. | An implantable electrode |
| US5378234A (en) * | 1993-03-15 | 1995-01-03 | Pilot Cardiovascular Systems, Inc. | Coil polymer composite |
| US5354327A (en) * | 1993-04-07 | 1994-10-11 | Medtronic, Inc. | Conductor coil with specific ratio of torque to bending stiffness |
| US5476485A (en) * | 1993-09-21 | 1995-12-19 | Pacesetter, Inc. | Automatic implantable pulse generator |
| US5439485A (en) | 1993-09-24 | 1995-08-08 | Ventritex, Inc. | Flexible defibrillation electrode of improved construction |
| US5417208A (en) | 1993-10-12 | 1995-05-23 | Arrow International Investment Corp. | Electrode-carrying catheter and method of making same |
| EP0754075B1 (en) * | 1993-10-14 | 2006-03-15 | Boston Scientific Limited | Electrode elements for forming lesion patterns |
| US5456707A (en) * | 1993-10-22 | 1995-10-10 | Vitatron Medical Bv | Pacing lead with improved torsion characteristics |
| JPH07178176A (ja) * | 1993-12-24 | 1995-07-18 | Terumo Corp | カテーテル |
| US5483022A (en) * | 1994-04-12 | 1996-01-09 | Ventritex, Inc. | Implantable conductor coil formed from cabled composite wire |
| US5618208A (en) * | 1994-06-03 | 1997-04-08 | Siemens Medical Systems, Inc. | Fully insulated, fully shielded electrical connector arrangement |
| US5574249A (en) * | 1994-07-18 | 1996-11-12 | Lindsay Audiophile Inc. | High resistivity inner shields for cabinets housing electronic circuitry |
| US5522875A (en) * | 1994-07-28 | 1996-06-04 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead system having a torque transfer stylet |
| WO1996006655A1 (en) | 1994-08-29 | 1996-03-07 | Angeion Corporation | Low profile defibrillation catheter |
| SE9403279D0 (sv) * | 1994-09-29 | 1994-09-29 | Siemens Elema Ab | Elektrodanordning |
| US5534018A (en) * | 1994-11-30 | 1996-07-09 | Medtronic, Inc. | Automatic lead recognition for implantable medical device |
| US5549646A (en) * | 1994-12-06 | 1996-08-27 | Pacesetter, Inc. | Periodic electrical lead intergrity testing system and method for implantable cardiac stimulating devices |
| US5522872A (en) * | 1994-12-07 | 1996-06-04 | Ventritex, Inc. | Electrode-conductor sleeve joint for cardiac lead |
| US5599576A (en) * | 1995-02-06 | 1997-02-04 | Surface Solutions Laboratories, Inc. | Medical apparatus with scratch-resistant coating and method of making same |
| WO1996033763A2 (en) * | 1995-04-28 | 1996-10-31 | Target Therapeutics, Inc. | High performance braided catheter |
| US5584873A (en) * | 1995-05-08 | 1996-12-17 | Medtronic, Inc. | Medical lead with compression lumens |
| US5728149A (en) * | 1995-12-20 | 1998-03-17 | Medtronic, Inc. | Integral spiral band electrode for transvenous defibrillation leads |
| US5727552A (en) * | 1996-01-11 | 1998-03-17 | Medtronic, Inc. | Catheter and electrical lead location system |
| US5727553A (en) * | 1996-03-25 | 1998-03-17 | Saad; Saad A. | Catheter with integral electromagnetic location identification device |
| US5927345A (en) | 1996-04-30 | 1999-07-27 | Target Therapeutics, Inc. | Super-elastic alloy braid structure |
| US5824026A (en) | 1996-06-12 | 1998-10-20 | The Spectranetics Corporation | Catheter for delivery of electric energy and a process for manufacturing same |
| US5800496A (en) * | 1996-06-24 | 1998-09-01 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having a crush resistant lead body |
| US5810887A (en) * | 1996-08-23 | 1998-09-22 | Rhythm Technologies, Inc. | Temporary catheter |
| US5760341A (en) * | 1996-09-10 | 1998-06-02 | Medtronic, Inc. | Conductor cable for biomedical lead |
| US5755742A (en) * | 1996-11-05 | 1998-05-26 | Medtronic, Inc. | Cardioversion/defibrillation lead impedance measurement system |
| US5968087A (en) * | 1996-12-19 | 1999-10-19 | Medtronic, Inc. | Multi-component lead body for medical electrical leads |
| JP2002501402A (ja) * | 1996-12-19 | 2002-01-15 | メドトロニック・インコーポレーテッド | 医療用電気リード |
| US5766227A (en) * | 1997-03-04 | 1998-06-16 | Nappholz; Tibor A. | EMI detection in an implantable pacemaker and the like |
| US6038472A (en) * | 1997-04-29 | 2000-03-14 | Medtronic, Inc. | Implantable defibrillator and lead system |
| US6078840A (en) * | 1997-04-30 | 2000-06-20 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having improved fixation |
| US5817136A (en) * | 1997-05-02 | 1998-10-06 | Pacesetter, Inc. | Rate-responsive pacemaker with minute volume determination and EMI protection |
| US6103636A (en) * | 1997-08-20 | 2000-08-15 | Micron Technology, Inc. | Method and apparatus for selective removal of material from wafer alignment marks |
| DE19736449A1 (de) | 1997-08-21 | 1999-02-25 | Gfe Met & Mat Gmbh | Verbundwerkstoff |
| US6249708B1 (en) * | 1997-08-26 | 2001-06-19 | Angeion Corporation | Fluted channel construction for a multi-conductor catheter lead |
| US5891114A (en) | 1997-09-30 | 1999-04-06 | Target Therapeutics, Inc. | Soft-tip high performance braided catheter |
| US5891179A (en) * | 1997-11-20 | 1999-04-06 | Paceseter, Inc. | Method and apparatus for monitoring and displaying lead impedance in real-time for an implantable medical device |
| US5849031A (en) * | 1997-12-16 | 1998-12-15 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for termination of tachyarrhythmias |
| US6501994B1 (en) * | 1997-12-24 | 2002-12-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | High impedance electrode tip |
| US5957970A (en) * | 1998-02-18 | 1999-09-28 | Medtronic, Inc. | Method of fabricating a medical electrical lead |
| US5957966A (en) * | 1998-02-18 | 1999-09-28 | Intermedics Inc. | Implantable cardiac lead with multiple shape memory polymer structures |
| US6256541B1 (en) * | 1998-04-17 | 2001-07-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Endocardial lead having defibrillation and sensing electrodes with septal anchoring |
| US6101417A (en) * | 1998-05-12 | 2000-08-08 | Pacesetter, Inc. | Implantable electrical device incorporating a magnetoresistive magnetic field sensor |
| US6428537B1 (en) | 1998-05-22 | 2002-08-06 | Scimed Life Systems, Inc. | Electrophysiological treatment methods and apparatus employing high voltage pulse to render tissue temporarily unresponsive |
| JPH11333000A (ja) * | 1998-05-27 | 1999-12-07 | Cardio Pacing Research Laboratory:Kk | 生体植設用電極リード |
| US6134478A (en) * | 1998-06-05 | 2000-10-17 | Intermedics Inc. | Method for making cardiac leads with zone insulated electrodes |
| US7345684B2 (en) | 1998-06-25 | 2008-03-18 | Intel Corporation | Perceptually based display |
| US6208881B1 (en) * | 1998-10-20 | 2001-03-27 | Micropure Medical, Inc. | Catheter with thin film electrodes and method for making same |
| US6016447A (en) * | 1998-10-27 | 2000-01-18 | Medtronic, Inc. | Pacemaker implant recognition |
| US9061139B2 (en) | 1998-11-04 | 2015-06-23 | Greatbatch Ltd. | Implantable lead with a band stop filter having a capacitor in parallel with an inductor embedded in a dielectric body |
| US8244370B2 (en) | 2001-04-13 | 2012-08-14 | Greatbatch Ltd. | Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active medical devices |
| US6141593A (en) * | 1998-11-10 | 2000-10-31 | Intermedics Inc. | Cardiac lead with ETEE coated DBS coil |
| US6083216A (en) * | 1999-01-05 | 2000-07-04 | Intermedics Inc. | Bent cardiac lead with shape memory torque coil |
| US6317633B1 (en) * | 1999-01-19 | 2001-11-13 | Medtronic, Inc. | Implantable lead functional status monitor and method |
| US6721600B2 (en) | 2000-01-19 | 2004-04-13 | Medtronic, Inc. | Implantable lead functional status monitor and method |
| US6259954B1 (en) * | 1999-02-18 | 2001-07-10 | Intermedics Inc. | Endocardial difibrillation lead with strain-relief coil connection |
| US6400992B1 (en) * | 1999-03-18 | 2002-06-04 | Medtronic, Inc. | Co-extruded, multi-lumen medical lead |
| US6192280B1 (en) * | 1999-06-02 | 2001-02-20 | Medtronic, Inc. | Guidewire placed implantable lead with tip seal |
| US6304784B1 (en) | 1999-06-15 | 2001-10-16 | Arizona Board Of Regents, Acting For And On Behalf Of Arizona State University | Flexible probing device and methods for manufacturing the same |
| US6813251B1 (en) | 1999-07-27 | 2004-11-02 | Intel Corporation | Split Transaction protocol for a bus system |
| US6408213B1 (en) * | 1999-09-29 | 2002-06-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Low profile, ventricular, transvenous, epicardial defibrillation lead |
| US6295476B1 (en) * | 1999-11-01 | 2001-09-25 | Medtronic, Inc. | Medical lead conductor fracture visualization method and apparatus |
| US6556873B1 (en) * | 1999-11-29 | 2003-04-29 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having variable bending stiffness |
| US6360129B1 (en) * | 1999-12-13 | 2002-03-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mannitol/hydrogel cap for tissue-insertable connections |
| US6510345B1 (en) * | 2000-04-24 | 2003-01-21 | Medtronic, Inc. | System and method of bridging a transreceiver coil of an implantable medical device during non-communication periods |
| US6516230B2 (en) * | 2000-04-26 | 2003-02-04 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead with fiber core |
| US7013182B1 (en) | 2000-05-04 | 2006-03-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Conductive polymer sheath on defibrillator shocking coils |
| US6850803B1 (en) | 2000-06-16 | 2005-02-01 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device with a recharging coil magnetic shield |
| US6501991B1 (en) * | 2000-06-21 | 2002-12-31 | Medtronic, Inc. | Electrically-isolated multiple conductor lead body |
| US6493591B1 (en) * | 2000-07-19 | 2002-12-10 | Medtronic, Inc. | Implantable active fixation lead with guidewire tip |
| US6721604B1 (en) | 2000-07-27 | 2004-04-13 | Micronet Medical, Inc. | Reduced diameter, low resistance medical electrical lead |
| US6456888B1 (en) * | 2000-08-18 | 2002-09-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Geometry for coupling and electrode to a conductor |
| US6564107B1 (en) * | 2000-08-21 | 2003-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Coil-less lead system |
| US6866044B2 (en) | 2000-09-18 | 2005-03-15 | Cameron Health, Inc. | Method of insertion and implantation of implantable cardioverter-defibrillator canisters |
| AUPR090300A0 (en) | 2000-10-20 | 2000-11-16 | AMC Technologies Pty Limited | An electrical lead |
| WO2002042790A1 (en) | 2000-11-24 | 2002-05-30 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Invasive device provided with a segmented electrical connection conductor |
| US6522920B2 (en) * | 2000-12-11 | 2003-02-18 | Pacesetter, Inc. | System and method of protecting transformer-driven switches from external magnetic fields |
| US20030063946A1 (en) * | 2000-12-18 | 2003-04-03 | Janet Williams | Disposable lotion applicator |
| US20020116028A1 (en) * | 2001-02-20 | 2002-08-22 | Wilson Greatbatch | MRI-compatible pacemaker with pulse carrying photonic catheter providing VOO functionality |
| US6829509B1 (en) | 2001-02-20 | 2004-12-07 | Biophan Technologies, Inc. | Electromagnetic interference immune tissue invasive system |
| US6949929B2 (en) | 2003-06-24 | 2005-09-27 | Biophan Technologies, Inc. | Magnetic resonance imaging interference immune device |
| US20050283167A1 (en) | 2003-08-25 | 2005-12-22 | Biophan Technologies, Inc. | Medical device with an electrically conductive anti-antenna member |
| US6854994B2 (en) | 2001-04-19 | 2005-02-15 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead connector arrangement including anti-rotation means |
| SE0101154D0 (sv) | 2001-03-29 | 2001-03-29 | St Jude Medical | An electrically conductive lead and a method of producing such a lead |
| US8000801B2 (en) | 2001-04-13 | 2011-08-16 | Greatbatch Ltd. | System for terminating abandoned implanted leads to minimize heating in high power electromagnetic field environments |
| US8145324B1 (en) | 2001-04-13 | 2012-03-27 | Greatbatch Ltd. | Implantable lead bandstop filter employing an inductive coil with parasitic capacitance to enhance MRI compatibility of active medical devices |
| EP1381424A1 (en) | 2001-04-17 | 2004-01-21 | Medtronic, Inc. | Insulating member for a medical electrical lead |
| US6701191B2 (en) | 2001-05-30 | 2004-03-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead having composite tubing |
| US7257449B2 (en) | 2001-05-30 | 2007-08-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Extendable/retractable lead having downsized lead body |
| US6675049B2 (en) | 2001-07-17 | 2004-01-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for automatic implantable medical lead recognition and configuration |
| US20030028231A1 (en) * | 2001-08-01 | 2003-02-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Radiopaque drug collar for implantable endocardial leads |
| US6671554B2 (en) * | 2001-09-07 | 2003-12-30 | Medtronic Minimed, Inc. | Electronic lead for a medical implant device, method of making same, and method and apparatus for inserting same |
| US7135978B2 (en) | 2001-09-14 | 2006-11-14 | Calypso Medical Technologies, Inc. | Miniature resonating marker assembly |
| US7904161B2 (en) | 2001-10-22 | 2011-03-08 | Oscor Inc. | Lead adaptor having low resistance conductors and/or encapsulated housing |
| US6944489B2 (en) | 2001-10-31 | 2005-09-13 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for shunting induced currents in an electrical lead |
| US6871091B2 (en) * | 2001-10-31 | 2005-03-22 | Medtronic, Inc. | Apparatus and method for shunting induced currents in an electrical lead |
| US6978185B2 (en) * | 2001-11-09 | 2005-12-20 | Oscor Inc. | Multifilar conductor for cardiac leads |
| US6671562B2 (en) * | 2001-11-09 | 2003-12-30 | Oscor Inc. | High impedance drug eluting cardiac lead |
| US6506972B1 (en) | 2002-01-22 | 2003-01-14 | Nanoset, Llc | Magnetically shielded conductor |
| US6999821B2 (en) * | 2002-01-18 | 2006-02-14 | Pacesetter, Inc. | Body implantable lead including one or more conductive polymer electrodes and methods for fabricating same |
| US6906256B1 (en) | 2002-01-22 | 2005-06-14 | Nanoset, Llc | Nanomagnetic shielding assembly |
| US7050855B2 (en) | 2002-01-29 | 2006-05-23 | Medtronic, Inc. | Medical implantable system for reducing magnetic resonance effects |
| US6985775B2 (en) | 2002-01-29 | 2006-01-10 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for shunting induced currents in an electrical lead |
| WO2003063954A1 (en) | 2002-01-29 | 2003-08-07 | Medtronic, Inc. | Conditioning of coupled electromagnetic signals on a lead |
| US20030144719A1 (en) | 2002-01-29 | 2003-07-31 | Zeijlemaker Volkert A. | Method and apparatus for shielding wire for MRI resistant electrode systems |
| US20030144718A1 (en) | 2002-01-29 | 2003-07-31 | Zeijlemaker Volkert A. | Method and apparatus for shielding coating for MRI resistant electrode systems |
| US7082328B2 (en) | 2002-01-29 | 2006-07-25 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for controlling a pacing system in the presence of EMI |
| US20030144720A1 (en) | 2002-01-29 | 2003-07-31 | Villaseca Eduardo H. | Electromagnetic trap for a lead |
| US7127294B1 (en) | 2002-12-18 | 2006-10-24 | Nanoset Llc | Magnetically shielded assembly |
| US20030216800A1 (en) | 2002-04-11 | 2003-11-20 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device conductor insulation and process for forming |
| US8396568B2 (en) | 2002-04-11 | 2013-03-12 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead body designs incorporating energy dissipating shunt |
| US6985755B2 (en) | 2002-04-17 | 2006-01-10 | Broadcom Corporation | Reduced power consumption wireless interface device |
| US20030204217A1 (en) | 2002-04-25 | 2003-10-30 | Wilson Greatbatch | MRI-safe cardiac stimulation device |
| US7158837B2 (en) * | 2002-07-10 | 2007-01-02 | Oscor Inc. | Low profile cardiac leads |
| US7139613B2 (en) | 2002-09-25 | 2006-11-21 | Medtronic, Inc. | Implantable medical device communication system with pulsed power biasing |
| US7292894B2 (en) | 2002-09-27 | 2007-11-06 | Medtronic, Inc. | Methods and apparatus for joining small diameter conductors within medical electrical leads |
| US7031777B2 (en) | 2002-09-27 | 2006-04-18 | Medtronic, Inc. | Cardiac vein lead with flexible anode and method for forming same |
| US7047083B2 (en) | 2002-09-30 | 2006-05-16 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying lead-related conditions using lead impedance measurements |
| ATE451135T1 (de) | 2002-10-10 | 2009-12-15 | Micro Therapeutics Inc | Mit drahtgeflecht verstärkter mikrokatheter |
| DE10249239A1 (de) | 2002-10-23 | 2004-05-06 | Philips Intellectual Property & Standards Gmbh | Magnetresonanz-Bildgerät mit elektrischer Zusatzeinrichtung |
| US20040088033A1 (en) | 2002-10-31 | 2004-05-06 | Smits Karel F.A.A. | Implantable medical lead designs |
| AU2003278586A1 (en) | 2002-11-06 | 2004-06-07 | Ramot At Tel Aviv University Ltd. | System for and method of positioning cells and determining cellular activity thereof |
| US7130700B2 (en) | 2002-11-19 | 2006-10-31 | Medtronic, Inc. | Multilumen body for an implantable medical device |
| FR2850029B1 (fr) | 2003-01-17 | 2005-11-18 | Ela Medical Sa | Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, comprenant des moyens de determination de la presence et du type de sonde qui lui est associee |
| US6920361B2 (en) | 2003-02-14 | 2005-07-19 | Medtronic, Inc. | Reverse wound electrodes |
| US7182735B2 (en) | 2003-02-26 | 2007-02-27 | Scimed Life Systems, Inc. | Elongated intracorporal medical device |
| US6999818B2 (en) | 2003-05-23 | 2006-02-14 | Greatbatch-Sierra, Inc. | Inductor capacitor EMI filter for human implant applications |
| US7001369B2 (en) | 2003-03-27 | 2006-02-21 | Scimed Life Systems, Inc. | Medical device |
| US20040199069A1 (en) | 2003-04-02 | 2004-10-07 | Connelly Patrick R. | Device and method for preventing magnetic resonance imaging induced damage |
| US20070010702A1 (en) | 2003-04-08 | 2007-01-11 | Xingwu Wang | Medical device with low magnetic susceptibility |
| US7047075B2 (en) | 2003-04-17 | 2006-05-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus for actively monitoring device for lead fixation in implantable tissue stimulators |
| JP4235482B2 (ja) | 2003-04-22 | 2009-03-11 | オリエンタルモーター株式会社 | 位置制御用モータの制御装置 |
| US20040243210A1 (en) | 2003-05-30 | 2004-12-02 | Morgan Kevin L. | Fixation of a left heart medical lead in the coronary sinus |
| US7242987B2 (en) | 2003-06-19 | 2007-07-10 | Medtronic, Inc. | Medical lead adaptor |
| US7839146B2 (en) | 2003-06-24 | 2010-11-23 | Medtronic, Inc. | Magnetic resonance imaging interference immune device |
| US7388378B2 (en) | 2003-06-24 | 2008-06-17 | Medtronic, Inc. | Magnetic resonance imaging interference immune device |
| US7138582B2 (en) | 2003-06-24 | 2006-11-21 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead conductor formed from modified MP35N alloy |
| US20060105066A1 (en) | 2003-07-22 | 2006-05-18 | Avoca, Inc. | Compounds for altering food intake in humans |
| US6925334B1 (en) | 2003-08-04 | 2005-08-02 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical lead having multiple, jointly insulated electrical conductors |
| TWI271023B (en) | 2003-08-21 | 2007-01-11 | Sony Corp | Switching power-supply circuit |
| US20050070972A1 (en) | 2003-09-26 | 2005-03-31 | Wahlstrand Carl D. | Energy shunt for producing an MRI-safe implantable medical device |
| US7953499B2 (en) | 2003-09-30 | 2011-05-31 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Drug-eluting electrode |
| US7289851B2 (en) | 2003-12-04 | 2007-10-30 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for identifying lead-related conditions using impedance trends and oversensing criteria |
| US20050165456A1 (en) | 2003-12-19 | 2005-07-28 | Brian Mann | Digital electrode for cardiac rhythm management |
| US20070027532A1 (en) | 2003-12-22 | 2007-02-01 | Xingwu Wang | Medical device |
| US7232435B2 (en) | 2004-02-06 | 2007-06-19 | Medtronic, Inc. | Delivery of a sympatholytic cardiovascular agent to the central nervous system to counter heart failure and pathologies associated with heart failure |
| US7765005B2 (en) | 2004-02-12 | 2010-07-27 | Greatbatch Ltd. | Apparatus and process for reducing the susceptability of active implantable medical devices to medical procedures such as magnetic resonance imaging |
| US7174220B1 (en) | 2004-03-16 | 2007-02-06 | Pacesetter, Inc. | Construction of a medical electrical lead |
| US7844343B2 (en) | 2004-03-30 | 2010-11-30 | Medtronic, Inc. | MRI-safe implantable medical device |
| US7844344B2 (en) | 2004-03-30 | 2010-11-30 | Medtronic, Inc. | MRI-safe implantable lead |
| US7174219B2 (en) | 2004-03-30 | 2007-02-06 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US8989840B2 (en) | 2004-03-30 | 2015-03-24 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US7877150B2 (en) | 2004-03-30 | 2011-01-25 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US9155877B2 (en) | 2004-03-30 | 2015-10-13 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US20050246007A1 (en) | 2004-04-28 | 2005-11-03 | Medtronic, Inc. | Novel lead body assemblies |
| US7389148B1 (en) | 2004-05-05 | 2008-06-17 | Pacesetter, Inc. | Electrode design for defibrillation and/or sensing capabilities |
| US20060106442A1 (en) | 2004-05-19 | 2006-05-18 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Devices and methods for treating cardiac pathologies |
| US20050267556A1 (en) | 2004-05-28 | 2005-12-01 | Allan Shuros | Drug eluting implants to prevent cardiac apoptosis |
| US7912552B2 (en) | 2004-07-12 | 2011-03-22 | Medtronic, Inc. | Medical electrical device including novel means for reducing high frequency electromagnetic field-induced tissue heating |
| US8509876B2 (en) | 2004-08-09 | 2013-08-13 | The Johns Hopkins University | Implantable MRI compatible stimulation leads and antennas and related systems and methods |
| US7395116B2 (en) | 2004-08-19 | 2008-07-01 | Medtronic, Inc. | Lead body-to-connector transition zone |
| US8041433B2 (en) | 2004-08-20 | 2011-10-18 | Medtronic, Inc. | Magnetic resonance imaging interference immune device |
| US20060041296A1 (en) | 2004-08-23 | 2006-02-23 | Medtronic, Inc. | Novel medical electrode configurations |
| CN1762510A (zh) | 2004-09-02 | 2006-04-26 | 巨佰－雪莱公司 | 用于降低有源植入性医疗器械对诸如磁共振成像这样的医学过程的易感性的装置和过程 |
| US20060118758A1 (en) | 2004-09-15 | 2006-06-08 | Xingwu Wang | Material to enable magnetic resonance imaging of implantable medical devices |
| US20060089696A1 (en) | 2004-10-21 | 2006-04-27 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with reinforced outer jacket |
| US7519432B2 (en) | 2004-10-21 | 2009-04-14 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with helical reinforcement |
| US7761170B2 (en) | 2004-10-21 | 2010-07-20 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with axially oriented coiled wire conductors |
| US7964234B2 (en) | 2004-10-28 | 2011-06-21 | Neways, Inc. | High mineral content dietary supplement |
| US7369898B1 (en) | 2004-12-22 | 2008-05-06 | Pacesetter, Inc. | System and method for responding to pulsed gradient magnetic fields using an implantable medical device |
| US8155754B2 (en) | 2005-01-25 | 2012-04-10 | Medtronic, Inc. | Method for fabrication of low-polarization implantable stimulation electrode |
| US8280526B2 (en) | 2005-02-01 | 2012-10-02 | Medtronic, Inc. | Extensible implantable medical lead |
| US8825180B2 (en) | 2005-03-31 | 2014-09-02 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead with co-radial multi-conductor coil |
| US7853332B2 (en) | 2005-04-29 | 2010-12-14 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| US8027736B2 (en) | 2005-04-29 | 2011-09-27 | Medtronic, Inc. | Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device |
| CA2606824C (en) | 2005-05-04 | 2015-11-24 | Surgi-Vision, Inc. | Improved electrical lead for an electronic device such as an implantable device |
| US7571010B2 (en) | 2005-05-06 | 2009-08-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cable electrode assembly for a lead terminal and method therefor |
| US7555350B2 (en) | 2005-05-27 | 2009-06-30 | Medtronic, Inc. | Electromagnetic interference immune pacing/defibrillation lead |
| US20060293737A1 (en) | 2005-06-22 | 2006-12-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multiple electrode implantable lead |
| CN1905789B (zh) | 2005-07-26 | 2011-02-23 | 严立贤 | 电磁波吸收薄膜结构及其制造方法 |
| TWI309423B (en) | 2005-09-29 | 2009-05-01 | Murata Manufacturing Co | Laminated coil component |
| TW200717549A (en) | 2005-10-14 | 2007-05-01 | Murata Manufacturing Co | Multiplayer coil component |
| AU2006304775B2 (en) | 2005-10-21 | 2011-11-17 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | MRI-safe high impedance lead systems and related methods |
| US7917213B2 (en) * | 2005-11-04 | 2011-03-29 | Kenergy, Inc. | MRI compatible implanted electronic medical lead |
| US8255054B2 (en) | 2005-11-04 | 2012-08-28 | Kenergy, Inc. | MRI compatible implanted electronic medical device |
| US7630761B2 (en) | 2005-11-04 | 2009-12-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for modifying tissue to improve electrical stimulation efficacy |
| US8233985B2 (en) | 2005-11-04 | 2012-07-31 | Kenergy, Inc. | MRI compatible implanted electronic medical device with power and data communication capability |
| JP2009514617A (ja) | 2005-11-11 | 2009-04-09 | グレートバッチ リミテッド | 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配置されたタンクフィルタ |
| JP4848746B2 (ja) | 2005-11-28 | 2011-12-28 | ブラザー工業株式会社 | 吐出タイミング決定方法 |
| EP1956975A2 (en) | 2005-11-29 | 2008-08-20 | Surgi-Vision, Inc. | Mri-guided localization and/or lead placement systems, related methods, devices and computer program products |
| US8060214B2 (en) | 2006-01-05 | 2011-11-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with inductive coil configurable for mechanical fixation |
| WO2007087875A1 (de) | 2006-01-13 | 2007-08-09 | Universität Duisburg-Essen | Stimulationssystem, insbesondere herzschrittmacher |
| US20070179582A1 (en) | 2006-01-31 | 2007-08-02 | Marshall Mark T | Polymer reinforced coil conductor for torque transmission |
| US9901731B2 (en) | 2006-01-31 | 2018-02-27 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having improved inductance |
| US7509167B2 (en) | 2006-02-16 | 2009-03-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI detector for implantable medical device |
| EP1993658B1 (en) | 2006-03-02 | 2009-10-07 | St Jude Medical AB | A medical implantable lead and a method for manufacturing of the same |
| WO2007118194A2 (en) | 2006-04-07 | 2007-10-18 | Biophan Technologies, Inc. | Resonance circuit for implantable devices and leads |
| US9037257B2 (en) | 2006-04-07 | 2015-05-19 | Medtronic, Inc. | Resonance tuning module for implantable devices and leads |
| US7933662B2 (en) | 2006-04-26 | 2011-04-26 | Marshall Mark T | Medical electrical lead including an inductance augmenter |
| US7689291B2 (en) | 2006-05-01 | 2010-03-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead with fibrous matrix coating and methods related thereto |
| US7821402B2 (en) | 2006-05-05 | 2010-10-26 | Quality Electrodynamics | IC tags/RFID tags for magnetic resonance imaging applications |
| EP2019718B1 (en) | 2006-05-16 | 2011-03-16 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Simplified biphasic defirillator circuit with make-only switching |
| US8116862B2 (en) | 2006-06-08 | 2012-02-14 | Greatbatch Ltd. | Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility |
| US9020610B2 (en) | 2006-06-23 | 2015-04-28 | Medtronic, Inc. | Electrode system with shunt electrode |
| US8306633B2 (en) | 2006-06-28 | 2012-11-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead system having a non-stationary to stationary electrical interconnect and method therefor |
| US7559137B2 (en) | 2006-07-17 | 2009-07-14 | Potomac Photonics, Inc. | Method for providing electrically conductive paths in polymer tubing |
| US7917229B2 (en) | 2006-08-31 | 2011-03-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead assembly including a polymer interconnect and methods related thereto |
| WO2008051122A1 (en) | 2006-10-25 | 2008-05-02 | St. Jude Medical Ab | A medical implantable lead |
| US20110288403A1 (en) | 2006-11-09 | 2011-11-24 | Greatbatch Ltd. | Multilayer helical wave filter for mri applications |
| DE102007034990A1 (de) | 2006-11-17 | 2008-06-12 | Biotronik Crm Patent Ag | Elektrodenkatheter zu Interventionszwecken |
| US7610101B2 (en) | 2006-11-30 | 2009-10-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | RF rejecting lead |
| US9314618B2 (en) | 2006-12-06 | 2016-04-19 | Spinal Modulation, Inc. | Implantable flexible circuit leads and methods of use |
| WO2008077037A2 (en) | 2006-12-18 | 2008-06-26 | Ergin Atalar | Mri compatible implantable devices |
| WO2008088569A1 (en) | 2007-01-18 | 2008-07-24 | Medtronic, Inc. | Bi-directional connector assembly for an implantable medical device |
| JP5568315B2 (ja) | 2007-03-19 | 2014-08-06 | ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション | Ｒｆ／ｍｒｉ適合リード線 |
| EP2705874B1 (en) * | 2007-03-19 | 2016-09-28 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | MRI and RF compatible leads |
| US8103347B2 (en) | 2007-04-25 | 2012-01-24 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Implantable pulse generator comprising MRI current limiting windings in header structure |
| US7991484B1 (en) | 2007-05-15 | 2011-08-02 | Pacesetter, Inc. | Active fixation medical lead and related method and system |
| US8121705B2 (en) | 2007-06-27 | 2012-02-21 | Medtronic, Inc. | MRI-safe defibrillator electrodes |
| US20090024197A1 (en) | 2007-07-18 | 2009-01-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Elution control via geometric features of an implantable substance matrix |
| US8032230B1 (en) | 2007-10-09 | 2011-10-04 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Stimulation lead, stimulation system, and method for limiting MRI induced current in a stimulation lead |
| WO2009048652A1 (en) | 2007-10-11 | 2009-04-16 | Rentendo Corporation | Reduction of rf induced tissue heating using discrete winding patterns |
| US20090099555A1 (en) | 2007-10-11 | 2009-04-16 | Ingmar Viohl | Reduction of rf induced tissue heating using conductive surface pattern |
| WO2009064221A1 (en) | 2007-11-14 | 2009-05-22 | St. Jude Medical Ab | A method of producing a ring electrode of an implantable lead |
| US8275464B2 (en) | 2007-12-06 | 2012-09-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leads with high surface resistance |
| EP2224995B1 (en) | 2007-12-06 | 2015-11-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable lead with shielding |
| JP5073829B2 (ja) | 2007-12-06 | 2012-11-14 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 可変コイル導体ピッチを有する移植可能リード線 |
| EP2249920B1 (en) | 2008-02-06 | 2015-07-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead with mri compatible design features |
| US8255055B2 (en) | 2008-02-11 | 2012-08-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI shielding in electrodes using AC pacing |
| US7917226B2 (en) | 2008-04-23 | 2011-03-29 | Enteromedics Inc. | Antenna arrangements for implantable therapy device |
| US20090270956A1 (en) * | 2008-04-25 | 2009-10-29 | Pacesetter, Inc. | Implantable medical lead configured for improved mri safety |
| US8103360B2 (en) | 2008-05-09 | 2012-01-24 | Foster Arthur J | Medical lead coil conductor with spacer element |
| US20100106215A1 (en) | 2008-10-23 | 2010-04-29 | Stubbs Scott R | Systems and methods to detect implantable medical device configuaration changes affecting mri conditional safety |
| EP2349453A4 (en) | 2008-10-30 | 2015-07-01 | Greatbatch Ltd | PHYSICALLY DISPOSABLE CAPACITOR AND INDUCTOR ELEMENTS WITH LOCALIZED PARAMETERS CONNECTED ELECTRICALLY INTO PARALLEL TO FORM A BAND REMOVAL FILTER |
| US9399129B2 (en) | 2008-10-30 | 2016-07-26 | Pacesetter, Inc. | MRI compatible implantable medical lead and method of making same |
| US8364281B2 (en) | 2008-11-07 | 2013-01-29 | W. L. Gore & Associates, Inc. | Implantable lead |
| EP2370152B1 (en) | 2008-11-20 | 2014-04-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Overmolded components for implantable medical leads and related methods |
| WO2010078552A1 (en) | 2009-01-05 | 2010-07-08 | Kenergy, Inc. | Mri compatible electrical lead for an implantable electronic medical device |
| US8108054B2 (en) | 2009-02-04 | 2012-01-31 | Pacesetter, Inc. | Active fixation implantable medical lead configured to indicate via fluoroscopy embedment of helical anchor in cardiac tissue |
| US8996126B2 (en) | 2009-02-04 | 2015-03-31 | Greatbatch Ltd. | Composite RF current attenuator for a medical lead |
| WO2010104643A2 (en) | 2009-03-12 | 2010-09-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Thin profile conductor assembly for medical device leads |
| US8463407B2 (en) | 2009-03-26 | 2013-06-11 | Kenergy, Inc. | MRI compatible implanted lead-electrode interface |
| WO2010114429A1 (en) | 2009-03-31 | 2010-10-07 | St. Jude Medical Ab | A medical implantable lead and a method for manufacturing of such a lead |
| US8670828B2 (en) | 2009-05-26 | 2014-03-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and devices for coupling a lead conductor member to a functional component |
| EP2445577B1 (en) | 2009-06-26 | 2015-08-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical device lead including a unifilar coil with improved torque transmission capacity and reduced mri heating |
| US8374704B2 (en) | 2009-09-02 | 2013-02-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Polyisobutylene urethane, urea and urethane/urea copolymers and medical leads containing the same |
| US8571683B2 (en) | 2009-09-10 | 2013-10-29 | Pacesetter, Inc. | MRI RF rejection module for implantable lead |
| US8538553B2 (en) | 2009-10-06 | 2013-09-17 | Pacesetter, Inc. | MRI compatible implantable lead |
| US8335572B2 (en) | 2009-10-08 | 2012-12-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical device lead including a flared conductive coil |
| WO2011043898A2 (en) | 2009-10-09 | 2011-04-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mri compatible medical device lead including transmission line notch filters |
| US9254380B2 (en) | 2009-10-19 | 2016-02-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI compatible tachycardia lead |
| AU2010337309B2 (en) | 2009-12-30 | 2014-01-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI-conditionally safe medical device lead |
| US8306630B2 (en) | 2009-12-30 | 2012-11-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus to selectively increase medical device lead inner conductor inductance |
| WO2011081701A1 (en) | 2009-12-30 | 2011-07-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable electrical lead including a cooling assembly to dissipate mri induced electrode heat |
| US8391994B2 (en) | 2009-12-31 | 2013-03-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI conditionally safe lead with low-profile multi-layer conductor for longitudinal expansion |
| US8798767B2 (en) | 2009-12-31 | 2014-08-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | MRI conditionally safe lead with multi-layer conductor |
| EP2519304B1 (en) | 2009-12-31 | 2013-12-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mri safe, multipolar active fixation stimulation lead with co-radial construction |
| EP2536464A1 (en) | 2010-02-19 | 2012-12-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead including conductors configured for reduced mri-induced currents |
| US20120016451A1 (en) | 2010-07-13 | 2012-01-19 | Roger Struve | Torque enhancement for mri-conditionally safe medical device lead |
| US8825181B2 (en) | 2010-08-30 | 2014-09-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead conductor with pitch and torque control for MRI conditionally safe use |
| US20120143273A1 (en) | 2010-12-07 | 2012-06-07 | Stubbs Scott R | Implantable lead including a spark gap to reduce heating in mri environments |
| US8543209B2 (en) | 2011-03-07 | 2013-09-24 | Greatbatch Ltd. | Secondary header for an implantable medical device incorporating an ISO DF4 connector and connector cavity and/or an IS4 connector and connector cavity |
| WO2013066505A1 (en) | 2011-11-04 | 2013-05-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device lead including inner coil reverse-wound relative to shocking coil |
| EP2838605A2 (en) | 2012-04-20 | 2015-02-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device lead including a unifilar coiled cable |
| US8954168B2 (en) | 2012-06-01 | 2015-02-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable device lead including a distal electrode assembly with a coiled component |
| EP3156100B1 (en) | 2012-08-31 | 2019-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Mri compatible lead coil |
| CN104736196B (zh) | 2012-10-18 | 2017-06-16 | 心脏起搏器股份公司 | 用于在植入式医疗装置引线中提供核磁共振成像兼容性的感应元件 |
-
2010
- 2010-11-05 US US12/940,592 patent/US8798767B2/en active Active
- 2010-11-05 EP EP10778789.7A patent/EP2519305B1/en not_active Not-in-force
- 2010-11-05 AU AU2010337313A patent/AU2010337313B2/en not_active Ceased
- 2010-11-05 JP JP2012547075A patent/JP5542217B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 2010-11-05 WO PCT/US2010/055653 patent/WO2011081713A1/en active Application Filing
- 2010-11-05 CN CN201080056719.7A patent/CN102655908B/zh not_active Expired - Fee Related
-
2014
- 2014-07-10 US US14/327,662 patent/US9199077B2/en active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US20140324139A1 (en) | 2014-10-30 |
| CN102655908A (zh) | 2012-09-05 |
| AU2010337313B2 (en) | 2014-04-24 |
| CN102655908B (zh) | 2015-04-22 |
| AU2010337313A1 (en) | 2012-05-03 |
| JP2013516223A (ja) | 2013-05-13 |
| US8798767B2 (en) | 2014-08-05 |
| WO2011081713A1 (en) | 2011-07-07 |
| EP2519305A1 (en) | 2012-11-07 |
| US20110160829A1 (en) | 2011-06-30 |
| EP2519305B1 (en) | 2017-07-05 |
| US9199077B2 (en) | 2015-12-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5542217B2 (ja) | 多層導体を備えるｍｒｉの条件付きで安全なリード | |
| US9050457B2 (en) | MRI conditionally safe lead with low-profile conductor for longitudinal expansion | |
| US8738150B2 (en) | Lead including conductors configured for reduced MRI-induced currents | |
| US8271097B2 (en) | MRI safe, multipolar active fixation stimulation lead with co-radial construction | |
| AU2009212697B2 (en) | Lead with MRI compatible design features | |
| AU2010337309B2 (en) | MRI-conditionally safe medical device lead | |
| EP2773422B1 (en) | Implantable medical device lead including inner coil reverse-wound relative to defibrillation coil | |
| JP5905611B2 (ja) | ユニファイラーコイル状ケーブルを備える埋込型医療装置リード |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20130917 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20131001 |
|
| A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20131225 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20140415 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20140502 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 5542217 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |