(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
磁気共鳴撮像環境で使用するための埋め込み型医療デバイスであって、
リード線を備え、前記リード線は、電極に動作可能に結合された内側電気導体と、複数の外側抵抗性シールドとを含み、前記複数の外側抵抗性シールドの各々は、前記リード線の長さの少なくとも一部分に沿って前記内側電気導体の周りに放射状に配設された螺旋形状コイルを含み、前記螺旋形状コイルは、非導電性ギャップにより互いから離間し、かつ電気的に絶縁されており、
前記内側電気導体は第１の抵抗を有し、
前記螺旋形状コイルは、各々前記第１の抵抗より大きい第２の抵抗を有し、
前記螺旋形状コイルは、ＭＲＩデバイスによって受信されるＲＦ電磁エネルギーを前記リード線の長さに沿って消散させるように構成されている、医療デバイス。
【請求項２】
前記内側電気導体は、螺旋形状導体コイルを含む、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項３】
前記内側電気導体は、コアワイヤを含む、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項４】
前記内側電気導体と前記少なくとも１つの外側抵抗性シールドとの間に、絶縁物の層または被膜をさらに備える、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項５】
前記複数の外側抵抗性シールドの各々は、前記内側電気導体の少なくとも一部分の周りに放射状に配設された抵抗性材料の層または被膜を含む、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項６】
前記複数の抵抗性シールドの各々は、前記ＭＲＩデバイスによって受信されるＲＦ電磁エネルギーの周波数の１／４波長以下の長さを有する、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項７】
各抵抗性シールドは、前記内側電気導体の少なくとも一部分の周りに放射状に配設された抵抗性層または被膜である、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項８】
前記第２の抵抗の前記第１の抵抗に対する比は約２と１０との間である、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項９】
前記内側電気導体は、抵抗率を有する第１の材料を含み、前記複数の抵抗性シールドの各々は、前記第１の材料の抵抗率より大きい抵抗率を有する第２の材料を含む、請求項１に記載の医療デバイス。
【請求項１０】
磁気共鳴撮像環境で使用するための埋め込み型医療デバイスであって、
リード線を備え、前記リード線は、電極に動作可能に結合された螺旋形状電気導体コイル、および複数の抵抗性シールドを含み、該複数の抵抗性シールドの各々は前記リード線の長さに沿って前記導体コイルの一部分を放射状に囲んでおり、
前記導体コイルは、導電性材料を含み、第１の抵抗を有し、
外側抵抗性シールドの各々は、前記リード線の長さに沿って、互いから、及び前記導体コイルから離間し、かつ電気的に絶縁され、前記外側抵抗性シールドの各々は、前記導体コイルの前記第１の抵抗より大きい第２の抵抗を有し、
少なくとも１つの外側抵抗性シールドは、前記リード線の長さに沿ってＭＲＩデバイスによって受信されるＲＦ電磁エネルギーを消散させるように構成されている、医療デバイス。
【請求項１１】
磁気共鳴撮像環境で使用するための埋め込み型医療デバイスであって、
リード線を備え、前記リード線は、電極に動作可能に結合された電気導体ワイヤを含み、前記電気導体ワイヤは、前記導体ワイヤの中心部分と前記導体ワイヤの外側部分との間で前記リード線の幅にわたって連続的に変化する抵抗率を有し、
前記導体ワイヤの中心部分は、第１の抵抗率を有し、
前記導体ワイヤの外側部分は、第１の抵抗率より大きい第２の抵抗率を有し、
前記導体ワイヤの外側部分は、前記リード線の長さに沿ってＭＲＩデバイスによって受信されるＲＦ電磁エネルギーを消散させるように構成されている、医療デバイス。
【請求項１２】
前記導体ワイヤは、内側導体コアおよび前記内側導体コアの周りに放射状に配設された１つまたは複数の外側抵抗性シールドを有する螺旋形状導体である、請求項１１に記載の医療デバイス。
【請求項１３】
前記導体ワイヤは、内側導体コアおよび前記内側導体コアの周りに放射状に配設された複数の外側抵抗性シールドを含み、前記複数の外側抵抗性シールドの各々の抵抗率は、前記導体ワイヤの外側部分に向かって連続的に増加している、請求項１１に記載の医療デバイス。
【請求項１４】
前記１つまたは複数の外側抵抗性シールドは、第１の抵抗率を有する第１の外側導体シールド、前記第１の外側導体シールドの周りに放射状に配設され、前記第１の抵抗率より大きい第２の抵抗率を有する第２の外側導体シールド、および、前記第２の外側導体シールドの周りに放射状に配設され、前記第１および第２の抵抗率より大きい第３の抵抗率を有する第３の外側導体シールドを含む、請求項１３に記載の医療デバイス。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、埋め込み型医療デバイスに関する。より具体的には、本発明は、磁気共鳴撮像（ｍａｇｎｅｔｉｃ  ｒｅｓｏｎａｎｃｅ  ｉｍａｇｉｎｇ）（ＭＲＩ）などの医療処置中に無線（ＲＦ）電磁エネルギーを消散させるようになっているインピーダンス特性を有する埋め込み型医療リード線に関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）は、患者の身体内の画像をレンダリングする核磁気共鳴技法を利用する非侵襲的撮像処置である。通常、ＭＲＩシステムは、約０．２テスラと３．０テスラとの間の静的磁場強度を有する磁気コイルの使用を採用する。処置中、身体組織は、磁場に垂直な平面内で電磁エネルギーのＲＦパルスに短時間暴露される。これらのパルスからの結果として得られる電磁エネルギーは、組織内の励起原子核の緩和特性を測定することによって身体組織を撮像するために使用されうる。
【０００３】
撮像中、ＭＲＩシステムによって生成される電磁放射は、ペースメーカまたは心臓除細動器などの埋め込み型医療デバイス内で使用される埋め込み型デバイスリード線によって拾取される可能性がある。このエネルギーは、組織に接触する電極にリード線を通して伝えられ、接触点で高温をもたらす可能性がある。組織加熱の程度は、通常、リード線の長さ、リード線の導電率またはインピーダンス、ならびに、リード線電極の形状および表面積などの因子に関連する。ある場合には、電磁エネルギーに対する暴露はまた、リード線上に望ましくない電圧を誘発する可能性がある。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００４】
本発明は、磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）などの医療処置中にＲＦ電磁エネルギーを消散させるようになっているインピーダンス特性を有する埋め込み型医療リード線に関する。磁気共鳴撮像環境で使用するために構成された例証的な埋め込み型医療デバイス（ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ  ｍｅｄｉｃａｌ  ｄｅｖｉｃｅ）（ＩＭＤ）は、リード線を含み、リード線は、電極に動作可能に結合された内側電気導体およびリード線の長さの全てまたは一部分に沿って内側電気導体を放射状に囲む少なくとも１つの抵抗性シールドを有する。内側電気導体は、導体を通したリード線電極へのＩＭＤ電気信号のエネルギー伝達を容易にするために比較的低い抵抗を有する材料を含みうる。内側電気導体は、ＩＭＤによって伝達される電気エネルギー（たとえば、パルス発生器によって送信される電気パルス）を減衰させないように、ＩＭＤにおいて比較的低いインピーダンスを有してもよい。
【０００５】
外側抵抗性シールドは、リード線の長さに沿ってＭＲＩスキャン中にリード線上で受信されるＲＦ電磁エネルギーを消散させる内側導体の抵抗と比較して比較的大きい抵抗を有する。一部の実施形態では、外側抵抗性シールドは、内側電気導体の少なくとも一部分の周りに放射状に配設された螺旋形状コイルを含む。抵抗性シールドは、リード線の長さに沿って連続して延在する単一抵抗性シールドを備えてもよく、または、抵抗性シールドを互いから電気的に絶縁するのに役立つギャップを介してそれぞれがリード線の長さに沿って互いから離間する複数の抵抗性シールドを備えうる。使用時、抵抗性シールドは、リード線の内側部分によって拾取されるエネルギーを最小にし、ＭＲＩ  ＲＦエネルギーの周波数におけるシールドの高インピーダンスは、リード線によって拾取されるエネルギーのリード線電極への移動を最小にする。
【０００６】
別の例証的な実施形態による医療デバイスは、電極に動作可能に結合した電気導体ワイヤを有するリード線を含む。導体ワイヤは、導体の外側部分が、導体の内側部分における抵抗率より大きな抵抗率を有するように、リード線の幅にわたって、連続的に、または、１つまたは複数の場所において抵抗率が変化しうる。一部の実施形態では、たとえば、導体ワイヤは、リード線の長さに沿ってＲＦ電磁エネルギーを消散させるように構成された１つまたは複数の外側抵抗性シールドによって放射状に囲まれた内側導体コアを含む。他の実施形態では、導体ワイヤの抵抗率は、中心部分と外側部分との間でその幅にわたって連続的に変化する。
【図面の簡単な説明】
【０００７】
【図１】患者の身体内に埋め込まれた、リード線を有する例証的な医療デバイスの略図である。
【図２】図１のリード線の簡易等価回路を示す略図である。
【図３】図１のリード線の一部分をさらに詳細に示す長手方向断面図である。
【図４】図３のライン４−４を横切るリード線を示す横方向断面図である。
【図５】ＭＲＩ磁場の存在下で図３〜４のリード線上で受信されるＲＦ電磁エネルギーのエネルギー流路を示す長手方向断面図である。
【図６】ＭＲＩ磁場の存在下で図３〜４のリード線上で受信されるＲＦ電磁エネルギーのエネルギー流路を示す横方向断面図である。
【図７】抵抗性シールドの周りに放射状に配設された低熱インピーダンス絶縁体を有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す横方向断面図である。
【図８】幅にわたって抵抗の徐々の変化を有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す横方向断面図である。
【図９】それぞれが異なる抵抗率を持つ複数の導体層を有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す横方向断面図である。
【図１０】抵抗性シールドと内側導体との間に絶縁体を有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１１】図１０のライン１１−１１を横切るリード線を示す横方向断面図である。
【図１２】リード線の長さに沿って互いから離間しかつ電気的に絶縁された、いくつかの抵抗性シールドを有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１３】ＭＲＩ磁場の存在下でリード線によって受信されるＲＦ電磁エネルギーのエネルギー流路を示す、図１２のリード線の別の長手方向断面図である。
【図１４】抵抗性シールドによって囲まれた螺旋形状内側導体コイルを有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１５】リード線の長さに沿って互いから離間しかつ電気的に絶縁された、いくつかの抵抗性シールドを有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１６】螺旋形状抵抗性コイルによって囲まれた螺旋形状内側導体コイルを有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１７】螺旋形状内側導体コイルおよびリード線の長さに沿って互いから離間しかつ電気的に絶縁された、いくつかの螺旋形状抵抗性コイルを有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１８】一体化された抵抗性シールドを有する螺旋形状内側導体コイルを有する別の例証的な実施形態によるリード線を示す長手方向断面図である。
【図１９】図１８の螺旋導体コイルの構成をさらに詳細に示す長手方向断面図である。
【図２０】一体化された抵抗性シールドを有する別の螺旋形状内側導体コイルを示す長手方向断面図である。
【図２１】螺旋形状ワイヤコイル導体によって吸収されるＲＦエネルギーの量に対するコイルピッチとコイル径の相互依存性を示すチャートである。
【発明を実施するための形態】
【０００８】
本発明は種々の修正形態および代替形態を受けるが、特定の実施形態が、図面に例として示されており、また、以下で詳細に述べられる。しかし、その意図は、述べる特定の実施形態に本発明を限定することではない。それとは逆に、本発明は、添付特許請求の範囲に規定される本発明の範囲内に入る全ての修正物、均等物、および代替物を包含することが意図される。
【０００９】
図１は、患者の身体内に埋め込まれたリードを有する例証的な医療デバイス１２の略図である。示す例証的な実施形態では、医療デバイス１２は、身体内に埋め込まれたパルス発生器を備える。医療デバイス１２は、患者の心臓１６内に挿入されたリード線１４に結合される。心臓１６は、右心房１８、右心室２０、左心房２２、および左心室２４を含む。パルス発生器１２は、通常患者の胸部または腹部などの場所において、身体内の皮下に埋め込まれうるが、他の埋め込み場所が可能である。
【００１０】
リード線１４の近位部分２６は、パルス発生器１２に結合されうる、または、パルス発生器と一体に形成されうる。次に、リード線１４の遠位部分２８は、図示するように、右心室２０などの心臓１６の所望の場所内に埋め込まれうる。例証的な実施形態は、患者の心臓１６に挿入された単一リード線１０２だけを示すが、他の実施形態ではしかし、心臓１６の他のエリアを電気刺激するために複数のリード線が利用されうる。一部の実施形態では、たとえば、第２のリード線の遠位部分（図示せず）は、右心房１８に埋め込まれてもよい。さらにまたは代わりに、別のリードが、心臓１６の左側を刺激するために、心臓１６の左側に（たとえば、冠状静脈に）埋め込まれてもよい。心外膜リード線などの他のタイプのリードが、図１に示すリード線１４に加えて、または、その代わりに利用されてもよい。
【００１１】
動作中、リード線１４は、心臓１６とパルス発生器１２との間で電気信号を伝達するように構成されうる。たとえば、パルス発生器１２がペースメーカである実施形態では、リード線１４は、心臓１６をペーシングするために電気治療刺激を送出するために利用されうる。パルス発生器１２が埋め込み型心臓除細動器である実施形態では、リード線１４は、心臓発作などの事象に応答して心臓１６に電気ショックを送出するために利用されうる。一部の実施形態では、パルス発生器１２は、ペーシング能力と除細動能力の両方を含む。
【００１２】
図２は、ＭＲＩスキャナによって生成されるＲＦ電磁エネルギーに起因する、リード線１４上で拾取されるＲＦエネルギーを表す、リード線１４についての簡易等価回路３０を示す略図である。図２に示すように、回路３０内のＶｉ３４は、ＭＲＩスキャナからのリード線１４によって拾取される等価エネルギー源を表す。
【００１３】
磁気共鳴撮像中、リード線１４の長さは、アンテナと同様に機能し、ＭＲＩスキャナから身体に送信されるＲＦエネルギーを受信する。図２の電圧３４は、たとえば、ＲＦエネルギーからの、リード線１４によって受信される結果として得られる電圧を表してもよい。リード線１４によって拾取されるＲＦエネルギーは、たとえば、導電性組織内で回転磁場ベクトルに垂直な平面内で電場を発生するＭＲＩスキャナによって生成される回転ＲＦ磁場に起因する可能性がある。リード線１４の長さに沿うこれらの電場の接線方向成分は、リード線１４に結合する。そのため、電圧Ｖｉ３４は、リード線１４の長さに沿う接線方向電場の積分（すなわち、電場の線積分）に等しい。
【００１４】
回路３０内のＺｌパラメータ３２は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数においてリード線１４が示す等価インピーダンスを表す。インピーダンス値Ｚｌ３２は、たとえば、１．５テスラＭＲＩスキャナの場合、６４ＭＨｚのＲＦ周波数において、または、３テスラＭＲＩスキャナの場合、１２８ＭＨｚのＲＦ周波数において、リード線１４が示す、平行インダクタンスとコイルの巻回部ごとのキャパシタンス（ｔｕｒｎ  ｂｙ  ｔｕｒｎ  ｃａｐａｃｉｔａｎｃｅ）に起因するインダクタンスまたは等価インピーダンスを表してもよい。リード線１４のインピーダンスＺｌは、実数部分（すなわち、抵抗）と虚数部分（すなわち、リアクタンス）を有する複素量である。
【００１５】
回路３０内のＺｂ３８は、リード線接触点における身体組織のインピーダンスを表してもよい。Ｚｃ３６は、次に、リード線１４の長さに沿って周囲組織に対するリード線１４の容量性結合を表してもよく、その容量性結合は、高周波電流（エネルギー）が、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数において周囲組織内に漏洩する経路を提供する可能性がある。吸収されるエネルギー（ソースＶｉ３４によって表される）を最小にすることは、組織とのリード線接触点において身体組織に伝えられるエネルギーを低減する。
【００１６】
図２で示す回路および以下で述べる関連する方程式は、ＭＲＩ環境におけるリード線加熱の概念を示すためのものである。誘導電圧（または電流）の波長が回路のサイズに近い周波数において、図２に示すような一括式の単純な合算（ｓｉｍｐｌｅ  ｌｕｍｐｅｄ  ｓｕｍ）システムは、ＭＲＩ環境におけるリード線１４の挙動を正確にモデル化しない可能性がある。その結果、これらの状況では、回路の適切な数学的記述のために、分散モデルがマクスウェルの方程式と共に使用されるべきである。ある場合には、分散モデルの近似が、フィールドソルバまたはシミュレータを使用して生成されうる。
【００１７】
図２でさらに見てわかるように、リード線１４は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数において周囲組織内へのある量の漏洩３６を有する。３８でさらに示すように、心臓１６内の周囲身体組織に対するリード線電極の接触点にもインピーダンスが存在する。身体組織に送出される結果として得られる電圧Ｖｂは、以下の式：
Ｖｂ＝ＶｉＺｂｅ／（Ｚｂｅ＋Ｚｌ）  （ここで、Ｚｂｅ＝ＺｂとＺｃとの並列インピーダンス）
によって関連付けられてもよい。
【００１８】
周囲組織に対して通常接触が行われるリード線１４の先端（ｔｉｐ）の温度は、３８において（すなわち、「Ｚｂ」において）消散される電力に部分的に関連しており、その電力は、次に、Ｖｂの２乗に関連する。３８にて消散される電力に起因する温度上昇を最小にするために、したがって、リード線のインピーダンスＺｌ（３２）も最大にしながら。Ｖｉ（３４）およびＺｃ（３８）を最小にすることが望ましい。一部の実施形態では、リード線１４のインピーダンスＺｌ（３２）は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数で増加する可能性があり、接触点３８において周囲身体組織内に消散される電力を低減するのを補助する。
【００１９】
一部の実施形態では、リード線１４のインピーダンスは、リード線１４にインダクタンスを付加することによって、および／または、適した構築技法によって増加しうる。たとえば、リード線１４のインダクタンスは、導体コイルの径を増加させることによって、および／または、導体コイルのピッチを減少させることによって増加しうる。コイルピッチを減少させることは、コイルの連続する巻回部間のキャパシタンス（すなわち、コイルの巻回部ごとのキャパシタンス）の増加をもたらす可能性がある。（コイルの螺旋形状による）インダクタンスと巻回部ごとのキャパシタンスの並列結合は、共振回路を構成する。螺旋状に巻かれたリード線構成の場合、リード線の共振周波数がＭＲＩのＲＦ周波数を超える場合、螺旋コイルは、インダクタとして働く。インダクタの場合、コイルエリアの断面を増加させること、および／または、コイルピッチを減少させることは、インダクタンスを増加させ、結果として、リード線１４のインピーダンスを増加させる。
【００２０】
アンテナと同様に、リード線によるエネルギー拾取は、対象とする周波数の波長に対する共振長に関連する。たとえば、ダイポールアンテナの場合、アンテナ長が、波長の半分または波長の整数倍であるとき、同調された、または、共振状態にあると考えられる。共振長において、アンテナのエネルギー拾取が最大になる。同様に、また、一部の実施形態では、リード線１４は、リード線１４内での共振を防止し、したがって、電圧Ｖｉを最小にするために離調されうる。図１に示す例証的な実施形態の場合、たとえば、リード線１４は、長さＬ＝整数×λ／２の共振周波数を有するアンテナとして機能する。一部の実施形態では、波長に影響を及ぼすリード線１４の長さおよび／またはリード線１４の構成パラメータは、リード線１４内での共振を回避するように選択されうる。
【００２１】
一部の実施形態では、ＭＲＩ誘導ＲＦエネルギーの波長に対してリード線１４の長さを離調することに加えて、リード線１４によって拾取される電磁エネルギー量をさらに低減するために、シールディングもリード線１４に付加されうる。たとえば、シールディングによって拾取されるエネルギーは、リード線１４の長さに沿って患者の身体に結合される可能性があり、エネルギーがリード線先端に結合することを防止する。シールディングおよび／またはリード線の長さに沿う、シールディングによって遮られたエネルギーの移動は、シールディング構成用の抵抗性材料を使用して、抵抗損としてエネルギーを消散させることによって抑制されうる。
【００２２】
図３は、図１のリード線１４の一部分をさらに詳細に示す長手方向断面図である。図４は、次に、図３のライン４−４を横切るリード線１４を示す横方向断面図である。図３〜４に示すように、リード線１４は、内側導体コア４０およびリード線１４の長さの少なくとも一部分に沿って内側導体コア４０を放射状に囲む外側抵抗性シールド４２を含む。内側導体コア４０は、リード線１４の遠位部分２８上に配置される１つまたは複数の電極（図示せず）にパルス発生器１２からのエネルギーを供給する電気導管として機能してもよい。リード線１４が徐脈リード線である実施形態では、たとえば、内側導体コア４０は、患者の心臓１６をペーシングするため、かつ／または、心臓１６内で起こる電気活動を検知するために使用される１つまたは複数の電極に治療エネルギーを供給する電気導管として役立ってもよい。あるいは、リード線１４が頻脈リード線である実施形態では、内側導体コア４０は、リード線１４の遠位部分２８上に配置される１つまたは複数の電極コイルにショックエネルギーを供給する電気導管として役立ってもよい。図３〜４の実施形態では、単一の内側導体コア４０が示されるが、他の実施形態では、複数の内側導体が、リード線１４上に配置される複数のペーシング／センス電極に電気エネルギーを伝達するために設けられてもよい。
【００２３】
図３〜４の例証的な実施形態では、リード線１４は、リード線１４の長さの全てまたは一部分に沿って外側抵抗性シールド４２と共直線的に延在する内側導体コア４０と実質的に同軸の構成を有する。他の実施形態では、内側導体コア４０は、リード線１４の長さの全てまたは一部分に沿って外側抵抗性シールド４２の内部を通って延在する螺旋形状導体コア（または、複数の同じ放射状に巻き付けられた螺旋形状導体）を備えうる。
【００２４】
外側抵抗性シールド４２は、内側導体コア４０を放射状に囲む抵抗性材料の層または被膜を備えうる。一実施形態では、たとえば、外側抵抗性シールド４２は、内側導体コア４０を放射状に囲む内側導体４０（たとえば単一導体）と一体に形成される抵抗性ジャケットを備える。一部の実施形態では、リード線１４は、さらに、周囲身体組織および血液から導体コア４０を電気的に絶縁するために、抵抗性シールド４２の周りに絶縁性材料の層または被膜を含んでもよい。導体と抵抗性シールドとの間に絶縁体の層または被膜が存在する本明細書で論じられるさらなる実施形態では、抵抗性シールド４２の周りに配設される絶縁性材料の層または被膜は、省略されてもよい。ただし、導体の長さが十分に小さい場合に限る。
【００２５】
外側抵抗性シールド４２は、リード線１４と接触する身体組織の加熱をもたらしうる、リード線１４の長さに沿って受信されるＲＦ電磁エネルギーの消散を容易にするために、内側導体コア４０と比較して比較的高い抵抗を有してもよい。一部の実施形態では、たとえば、外側抵抗性シールド４２の抵抗と内側導体コア４０の抵抗の比は、約２と１０との間の範囲にあってよい。外側抵抗性シールド４２の例示的な抵抗は、５０ｃｍという長さが長いリード線の場合、約１ｋΩであってよいが、他の値が可能である。
【００２６】
一部の実施形態では、外側抵抗性シールド４２と内側導体コア４０との抵抗の差は、少なくとも部分的に、使用される材料（複数可）のタイプ、これらの材料の誘電率、ならびに他の因子に依存しうる。いくつかの実施形態では、たとえば、内側導体コア４０は、コア４０に沿う電気信号の低エネルギー伝達を容易にするように構成された比較的低い抵抗材料を備え、一方、外側抵抗性シールド４２は、磁気共鳴撮像中に、リード線１４の長さに沿って、リード線１４上で受信されるＲＦ電磁エネルギーを消散するように構成された比較的高い抵抗材料を備える。外側抵抗性シールド４２として使用するのに適する高抵抗材料は、たとえば、金属、導電性ポリマー、および／または複合材料を含みうる。１つの例示的な実施形態では、内側導体コア４０は、約２８％〜３０％の銀を含有する銀充填ＭＰ３５Ｎワイヤであり、一方、外側抵抗性シールド４２は、異なる、より抵抗性が高い材料の層または被膜（たとえば、管状ジャケット）を備える。外側抵抗性シールド４２として使用するのに適する例示的な導電性ポリマーは、ポリフェニレンビニレンまたはポリフルオレンである。
【００２７】
高導電率シールドは、一般に、内側導体のよりよいシールディングを提供し、また表皮深さが小さいため、薄いシールディングが使用されることを可能にするが、こうしたシールディングの高い導電率は、リード線の長さに沿ってより容易にＲＦエネルギーを伝える可能性がある。そのため、たとえＲＦエネルギーがシールドから内側導体に結合しなくても、シールド自体が、リード線の長さに沿ってリード線先端の電極に向かってＲＦエネルギーを伝える可能性がある。電極において、または、電極の近くで、エネルギーのこの高い集中は、（たとえば、組織に容量的に結合することによって）周囲組織を直接加熱するか、または、内側導体が露出し、組織に接触する場所で、元のリード線にエネルギーを結合する。
【００２８】
図５および６は、ＭＲＩ磁場の存在下で図３〜４のリード線上で受信されるＲＦ電磁エネルギーのエネルギー流路を示す、それぞれ、長手方向断面図および横方向断面図である。図５および６に示すように、磁気共鳴撮像中に患者の身体内に送信されるＲＦエネルギーは、アンテナとして働くリード線１４の長さに沿って受信される。交流電流が、導体の表面における、または、表面の近くの伝導に制限される、伝導性ワイヤの「表皮効果（ｓｋｉｎ  ｅｆｆｅｃｔ）」特性のために、抵抗は、リード線の中心に向かって増加する。中心に向かうシールドの抵抗の増加はまた、一部の実施形態では、シールディングの周りに絶縁性材料を設けることによって増大する可能性がある。参照矢印４６によって全体が示されるように、エネルギーがリード線１４の長さに沿って移動するにつれて、エネルギーの大きさは、（消散のために）減少し、消散エネルギーは、リード線１４の長さに沿って熱に変換される。これは、一般に、図５における左から右への矢印４６のベクトル長の減少によって見られうる。図６にさらに見られるように、エネルギー４６は、表皮効果のため、内側導体４０に結合するのではなく、抵抗性シールド４２の最小インピーダンス経路をとる。ＲＦエネルギーが、電極／身体組織界面においてではなく、リード線１４の長さに沿って消散するため、ＲＦエネルギーからのリード線１４によって吸収される熱は、リード線１４の長さに沿って減衰する。
【００２９】
図７は、抵抗性シールドの周りに放射状に配設された低熱インピーダンス絶縁体を有する別の例証的な実施形態によるリード線４８を示す横方向断面図である。リード線４８は、図３〜４に関して述べたリード線１４と同様であり、リード線４８上の１つまたは複数の電極にエネルギーを供給する電気導管として使用されうる内側導体コア５０、および、リード線４８の長さに沿ってＲＦ電磁エネルギーを消散させるための、内側導体コア５０の抵抗と比較して比較的高い抵抗を有する外側抵抗性シールド５２を含む。
【００３０】
図７の実施形態では、リード線４８は、さらに、リード線４８の長さに沿って生成される熱をリード線／組織界面に伝えるようになっている低熱インピーダンス絶縁体を含む。一部の実施形態では、絶縁体５４は、外側抵抗性シールド５２の周りに放射状に配設された絶縁性材料の層または被覆を備える。いくつかの実施形態では、たとえば、絶縁体５４は、シリコーンまたはポリウレタンの薄い層または被膜であるが、他の構成が可能である。他の実施形態では、絶縁体５４は、外側抵抗性シールド５２の周りに放射状に配設された金属の薄い層または被覆である。一部の実施形態では、金属絶縁体５４の厚さは、約１０μｍと約１０，０００μｍとの間の範囲内にあるが、他の構成が可能である。
【００３１】
一部の実施形態では、絶縁体５４のために使用される材料は、約６と１００との間の範囲内の比較的高い誘電率を有する。一部の実施形態では、絶縁体材料についての比較的高い誘電率は、炭素粒子、窒化ホウ素粒子、アルミニウム酸化物粒子などを絶縁体材料に添加することによって達成されうる。絶縁体５４は、リード線４８の長さに沿って一定である、リード線４８の幅（または横方向断面）に沿って一定である、または、両方の組合せである誘電率の勾配を有しうる。磁気共鳴撮像中、その厚さ、誘電率、または両方の組合せを含む絶縁体５４の特性は、電磁エネルギーおよび／または抵抗性シールド５２によって生成された熱を、リード線４８の長さに沿って周囲身体組織に伝える手段を提供しうる。
【００３２】
図８は、その幅にわたって抵抗の徐々の変化を有する別の例証的な実施形態によるリード線５６を示す横方向断面図である。図８の実施形態では、リード線５６は、その幅にわたって可変抵抗率を有する単一導体５８を含む。参照矢印６０によって全体が示されるように、導体５８の抵抗率は、リード線５６が周囲身体組織に接触するリード線５６の外側表面６２において抵抗率が最大になるように、その幅にわたって変化しうる。一部の実施形態では、リード線５６の抵抗率は、導体５８の中心部分６４から外側表面６２まで連続的に増加している。他の実施形態では、抵抗率は、リード線５６の幅にわたる１つまたは複数の有限の場所で増加してもよい。
【００３３】
ＭＲＩスキャン中、リード線５６の外側表面６２に向かって増加した抵抗率は、ＭＲＩデバイスから受信されたＲＦエネルギーを、リード線５６の長さに沿う外側表面６２においてまたは外側表面６２の近くで消散させるのに役立ち、したがって、リード線５６の内部に伝達されるエネルギー量を最小にする。外側表面６２におけるまたは外側表面６２の近くでのＲＦエネルギーのこの減衰は、交流電流が、内部導体５８を通して、リード線先端に配置された電極に伝達されることを防止する。
【００３４】
図９は、それぞれが異なる抵抗率を持つ複数の導体層を有する別の例証的な実施形態によるリード線６６を示す横方向断面図である。図９に示すように、リード線６６は、いくつかの抵抗が比較的高い外側導体７０、７２、７４によって放射状に囲まれた内側導体６８を含む。外側導体７０、７２、７４はそれぞれ、リード線６６の抵抗がその幅にわたって変化するように異なる抵抗率を有しうる。一部の実施形態では、また、参照矢印７６によって全体が示されるように、外側導体層７０、７２、７４のそれぞれの抵抗率は、リード線６６の外側表面７８においてまたは外側表面７８の近くで抵抗率が最大になるようにリード線６６の幅にわたって連続的に増加していてもよい。いくつかの実施形態では、たとえば、第１の外側導体層７０は第１の抵抗率を有してもよく、第２の外側導体層７２は、第１の抵抗率より大きい第２の抵抗率を有してもよく、第３の外側導体層７４は、第１および第２の抵抗率より大きい第３の抵抗率を有してもよい。しかし、導体層の数および配置構成は異なってもよい。たとえば、３つの外側導体層７０、７２、７４が図９に示されるが、他の実施形態では、それぞれが外側表面７８に向かって連続的により大きな抵抗率を有する、より多いまたはより少ない数の外側導体層が、ＭＲＩスキャン中にリード線６６上で受信されるＲＦエネルギーを消散させるために設けられてもよい。
【００３５】
図８および９は、リード線抵抗率が、連続的に、または、リード線５６、６６の幅にわたる１つまたは複数の限定された場所において変化する実施形態を示すが、インピーダンスが、リード線５６、６６の長さの全てまたは一部分に沿って変化する他の実施形態も可能である。一部の実施形態では、たとえば、リード線５６、６６のインピーダンスは、リード線の遠位部分が、リード線の近位部分に比べて大きなインピーダンスを有するように、リード線５６、６６の長さに沿って増加する。リード線の長さに沿うインピーダンスの変化は、特定の特性（たとえば、高い誘電率、抵抗率など）を有する材料の選択によって、リード線の構造（たとえば、インダクタンス）によって、リード線の次元（たとえば、リード線の表面積）によって、ならびに、他の因子によって達成されうる。リード線長に沿ってリード線のインピーダンスを変化させることによって、リード線の長さに沿ってインピーダンス不連続点を生成することは、ＭＲＩスキャン中のリード線のエネルギー拾取に影響を及ぼす。一部の実施形態では、リード線の長さに沿って定在波が生成されることを防止するために、これらの不連続点は、リード線の長さに沿って分散されることができ、したがって、リード線電極における組織加熱が最小になる。
【００３６】
図１０は、抵抗性シールドと内側導体との間に絶縁体を有する別の例証的な実施形態によるリード線８０を示す長手方向断面図である。図１１は、次に、図１０のライン１１−１１を横切るリード線８０を示す横方向断面図である。リード線８０は、図３〜４に関して述べたリード線１４と同様であり、リード線８０上の１つまたは複数の電極にエネルギーを供給する電気導管として使用されうる内側導体コア８２、および、リード線８０の長さに沿ってＲＦエネルギーを消散させるための、内側導体コア８２の抵抗と比較して比較的高い抵抗を有する外側抵抗性シールド８４を含む。
【００３７】
図１０〜１１の実施形態では、リード線８０は、さらに、外側抵抗性シールド８４と内側導体コア８２との間に配設された絶縁物層８６を含む。絶縁物層８６は、外側抵抗性シールド８４上で受信されるＲＦエネルギーから内側導体コア８２を電気的に絶縁するように構成される。内側導体コア８２を電気的に絶縁するのに適する絶縁物層８６の例は、約１０ミル（ｍｉｌ）以下の薄層である。別の絶縁物層または被膜が、抵抗性シールド８４の周りに配置される場合、使用される絶縁物層８６は、薄くてもよく、一部の実施形態では、約１ミル厚以下であってよい。いくつかの実施形態では、内側コイル導体８２、抵抗性シールド８４、および絶縁物８６を含むリード線８０の外径は約５０〜１００ミルである。
【００３８】
種々の実施形態では、抵抗性シールド付きワイヤは、コイル状導体を作るために巻き付けられることができ、インダクタンスを増加させることによってリード線にさらなるインピーダンスが付加される。図３の実施形態では、たとえば、導体４０および抵抗性シールド４２は、たとえば図１８に関して本明細書でさらに論じる例証的なリード線１１８と同様に、螺旋状に巻かれることができ、したがって、導体４０にインダクタンスが付加される。一部の実施形態では、コイル構造のために使用される抵抗性シールド付きワイヤは、比較的薄くてもよい（たとえば、１０ミル未満）。一部の実施形態では、埋め込み部位においてコイル導体が組織および血液に接触することを防止するために、コイル状導体は、絶縁物チュービングまたはシーシング（たとえば、１０ミルの絶縁性チュービング）内に挿入されうる。導体を形成するワイヤがそれぞれ、絶縁物層を有する場合、コイル導体の周りに配置された絶縁物チュービングまたはシーシングは、一般に非常に薄い（たとえば、せいぜい約１ミル）。
【００３９】
図１２は、リード線の長さに沿って互いから離間しかつ電気的に絶縁された、いくつかの抵抗性シールドを有する別の例証的な実施形態によるリード線８８を示す長手方向断面図である。図１２に示すように、リード線８８は、図１０で示したリード線と同様であり、リード線８８上の１つまたは複数の電極にエネルギーを供給する電気導管として使用されうる内側導体コア９０、および、内側導体コア９０を放射状に囲む絶縁物層９２を含む。
【００４０】
図１２の実施形態では、リード線８８は、さらに、絶縁物層９２および内側導体コア９０の周りに放射状に配設された、いくつかの外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃを含む。外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃはそれぞれ、内側導体コア９０の抵抗と比較して比較的大きい抵抗を有する材料の層または被膜を備えうる。一部の実施形態では、たとえば、外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃの１つシールドの内側導体コア９０に対する抵抗の比は、約２と１０との間の範囲内にありうる。
【００４１】
外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃはそれぞれ、図示するように、リード線８８の長さの一部分に沿って延在し、いくつかの小さなギャップＧを介して互いから分離される。長手方向に隣接する各シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃ間のギャップＧは、各シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃが他のシールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃから電気的に絶縁されるのに十分である。一部の実施形態では、たとえば、外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃは、約４ｍｍ〜５ｍｍのギャップＧによって互いから分離されうる。他の実施形態では、外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃのそれぞれを分離するギャップＧは、シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃの電気特性（たとえば、シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃの材料および厚さ）、リード線８８上で受信されるＲＦエネルギー量、ならびに他の因子に応じてより大きくてもよく、または、より小さくてもよい。
【００４２】
抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃのそれぞれの長さＬは、シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃのセクションを離調し、ＭＲＩデバイスによって提供されるＲＦエネルギーの周波数に基づく共振を防止するように選択されうる。一部の実施形態では、たとえば、外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃはそれぞれ、リード線８８上で受信されるＲＦエネルギーの波長の１／４以下の長さＬを有し、したがって、シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃのそれぞれは離調される。使用時、拾取されるエネルギーは、各シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃの端部の近くに集中するのではなく、リード線の長さに沿って均等に分散される（抵抗性材料内で均等に消散される）ことができ、次に、隣接するシールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃに容量的に結合し、リード線先端に移動する。ギャップＧはまた、拾取されるエネルギーが、リード線の端部に移動し、リード線電極が周囲身体組織に接触する場所で消散する（この場所での身体組織の温度上昇をもたらしうる）ことを防止するのに役立つ。
【００４３】
図１３は、ＭＲＩ磁場の存在下でリード線８８によって受信されるＲＦ電磁エネルギーのエネルギー流路を示す、図１２のリード線８８の別の長手方向断面図である。図１３に示すように、ＭＲＩスキャン中に患者の身体内に送信されるＲＦエネルギーは、外側抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃのそれぞれの上で受信される。シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃの抵抗が比較的高いため、また、参照矢印９８で全体が示されるように、ＲＦエネルギーは、各シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃの長さＬだけに沿って、リード線８８の表面において、または、表面の近くで消散される。シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃのそれぞれの間の小さなギャップＧは、シールドのうちの１つのシールド（たとえば、シールド９４ｂ）上に誘導されるＲＦエネルギーが隣接するシールド（たとえば、シールド９４ｃ）に送信されることを防止する。結果として、リード線８８上の１つのセクション上のＲＦエネルギーの流れが、遮断され、リード線８８の全長に沿ってリード線先端に送信されることが防止される。したがって、遮断されたＲＦエネルギーは、インピーダンスの不整合のために、反射され、最終的に、抵抗性シールド９４ａ、９４ｂ、９４ｃ内で消散される。
【００４４】
図１４は、抵抗性シールドによって放射状に囲まれた螺旋形状内側導体コイルを有する別の例証的な実施形態によるリード線１００を示す長手方向断面図である。図１４に示すように、リード線１００は、図１０〜１１に関して述べたリード線８０と同様であり、図面において同じように表示された同じ要素を有する。しかし、図１４の実施形態では、内側導体１０２は、リード線１００の内部を通って延在し、ＭＲＩ  ＲＦ周波数においてリード線１００にインダクタンスを付加する螺旋形状導体コイルである。外側抵抗性シールド８４と対照的に、導体コイル１０２は、リード線１００上の電極に対して治療エネルギーの低エネルギー伝達を容易にするように構成された導電性の低抵抗材料から作製される。一部の実施形態では、たとえば、内側導体コイル１０２は、約２８％〜３０％の銀を含有する銀充填ＭＰ３５Ｎワイヤから作製され、一方、外側抵抗性部材８４は、異なるより抵抗性が高い材料を含む。
【００４５】
図１４の実施形態では、外側抵抗性シールド８４は、リード線１００の長さの全てまたは一部分に沿って連続してかつ遮断されずに延在してもよい。図１５に示す別の例証的なリード線１０４では、リード線１０４は、図示するように、それぞれが、いくつかの小さなギャップＧを介してリード線１０４の長さに沿って互いから離間しかつ電気的に絶縁される、いくつかの外側抵抗性シールド１０６ａ、１０６ｂ、１０６ｃを含む。外側抵抗性シールド１０６ａ、１０６ｂ、１０６ｃのそれぞれの長さＬは、リード線１０４を離調し、ＭＲＩデバイスによって提供されるＲＦエネルギーの周波数に基づく共振を防止するように選択されうる。一部の実施形態では、たとえば、外側抵抗性シールド１０６ａ、１０６ｂ、１０６ｃはそれぞれ、リード線１０４上で受信されるＲＦエネルギーの波長の１／４以下の長さＬを有する。
【００４６】
図１６は、螺旋形状抵抗性コイルによって放射状に囲まれた螺旋形状内側導体コイルを有する別の例証的な実施形態によるリード線１０６を示す長手方向断面図である。リード線１０６は、図１４に関して述べたリード線１００と同様であり、リード線１０６上の１つまたは複数の電極にエネルギーを供給する電気導管として使用されうる螺旋形状内側導体コイル１０８、内側導体コイル１０８を放射状に囲む絶縁物層１１０、および、吸収されたＲＦエネルギーをリード線１０６の長さに沿って消散させるための、内側導体コイル１０８の抵抗と比較して比較的高い抵抗を有する外側抵抗性シールド１１２を含む。一部の実施形態では、内側導体コイル１０８は、単一フィラーワイヤコイルである。他の実施形態では、内側導体コイル１０８は、マルチフィラーワイヤコイルである。
【００４７】
図１６の実施形態では、外側抵抗性シールド１１２は、内側導体コイル１０８および絶縁物層１１０を放射状に囲む螺旋形状抵抗性コイルを備える。抵抗性コイル１１２は、リード線１０６の長さに沿う周囲身体組織内への、リード線１０６上で受信されるＲＦエネルギーの消散を容易にするために、内側導体コイル１０８の抵抗と比較して比較的高い抵抗を有する。一部の実施形態では、たとえば、抵抗性コイル１１２の抵抗の内側導体コイル１０８の抵抗に対する比は、約２と１０との間の範囲にあってよい。一実施形態では、内側導体コイル１０８は、約２８％〜３０％の銀を含有する銀充填ＭＰ３５Ｎワイヤから作製され、一方、外側抵抗性部材８４は、純粋のＭＰ３５Ｎなどの異なるより抵抗性が高い材料を含む。
【００４８】
図１６の実施形態では、抵抗性コイル１１２は、リード線１０６の長さの全てまたは一部分に沿って連続してかつ遮断されずに延在してもよい。図１７に示す別の例証的なリード線１１４では、リード線１１４は、図示するように、それぞれが、いくつかの小さなギャップＧを介してリード線１１４の長さに沿って互いから離間しかつ電気的に絶縁される、いくつかの抵抗性コイル１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃを含む。抵抗性コイル１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃのそれぞれの長さＬは、リード線１１４を離調し、ＭＲＩデバイスによって送信されるＲＦエネルギーの周波数に基づく共振を防止するように選択されうる。一部の実施形態では、たとえば、抵抗性コイル１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃはそれぞれ、リード線１１４によって受信されるＲＦエネルギーの波長の１／４以下の長さＬを有する。
【００４９】
図１８は、別の例証的な実施形態によるリード線１１８を示す長手方向断面図である。図１８に示すように、リード線１１８は、リード線１１８の長さの少なくとも一部分に沿って延在する螺旋状導体コイル１２０を含む。導体コイル１２０は、リード線１１８上の１つまたは複数の電極にエネルギーを供給する電気導管として構成される。いくつかの実施形態では、導体コイル１２０は、リード線１１８の長さに沿って導体コイル１２０を放射状に拘束するのに役立つ外側部材１２１内に入れられる。一部の実施形態では、たとえば、外側部材１２１は、導体コイル１２０の周りに放射状に配設されたシリコーンまたはポリウレタンのジャケットを備える。
【００５０】
図１９は、図１８の螺旋導体コイル１２０の構成をさらに詳細に示す長手方向断面図である。図１９にさらに示すように、導体コイル１２０は、内側導体コア１２２および内側コア１２２の周りに放射状に配設された外側抵抗性シールド１２４を含む。抵抗性シールド１２４は、（たとえば、共押出しプロセスによって）内側導体コア１２２と一体に形成され、導体コア１２２の抵抗より大きい抵抗を有する材料を備える。一部の実施形態では、たとえば、抵抗性シールド１２４の抵抗と導体コア１２２の抵抗の比は、約２と１０との間の範囲にありうる。
【００５１】
図１８〜１９の実施形態では、導体コイル１２０は、さらに、内側導体コア１２２と外側抵抗性シールド１２４との間に配設された絶縁物１２６の層または被膜を含む。一部の実施形態では、絶縁物１２８の第２の層または被膜はまた、シールド１２４をさらに絶縁するために、外側抵抗性シールド１２４を覆って設けられてもよい。
【００５２】
いくつかの実施形態では、また、図２０にさらに示すように、内側導体コア１２２と外側抵抗性シールド１２４との間の絶縁物１２６の第１の層または被膜がなくされうる。たとえば抵抗性シールド１２４の表皮深さが十分に大きい（たとえば、４より大きい）場合、シールド１２４と内側導体コア１２２との間の界面における電流密度の減衰のため、ＲＦエネルギーによって生成される交流電流が、シールド１２４の深さを十分に貫通できないため、絶縁物１２６の第１の層または被膜がなくされてもよい。
【００５３】
導体がコイル状である実施形態では、コイル導体の外径およびピッチを含むコイル導体の幾何形状は、リード線の長さに沿うエネルギーの移動を抑制するために、リード線のインダクタンス、したがって、インピーダンスを増加させるように構成されうる。一部の実施形態では、たとえば、コイル導体のインダクタンスは、コイル巻回数を増加させることによって（たとえば、コイル導体のピッチを減少させることによって）、コイル導体の外径を増加させることによって、または、両方の組合せによって増加されうる。コイル導体のインピーダンスが部分的にそのインダクタンスに基づくため、コイル巻回数を増加させる、かつ／または、導体の外径を増加させることによってコイル導体のインダクタンスを増加させることは、導体の総合インピーダンスの増加をもたらす。ＭＲＩ適用時のＲＦ周波数（たとえば、６４ＭＨｚ）におけるリード線の総合インピーダンスが、部分的にリード線のインダクタンスの関数であるため、コイル導体インダクタンスのこの増加は、リード線の長さに沿ってリード線電極に向かうリード線による吸収ＲＦエネルギーの移動の減少をもたらす。
【００５４】
一部の実施形態では、コイル導体は、約０．００５インチの幅および約０．０１６インチと約０．０６６インチとの間の範囲内のコイル径（すなわち、外径）を有する螺旋形状ワイヤコイル導体を備えうる。いくつかの実施形態では、たとえば、コイル導体は、少なくとも０．０３６インチ、０．０５０インチ、０．０６０インチ、または０．０６６インチのコイル径を有しうる。しかし、他のコイル径構成が可能である。
【００５５】
コイル導体のピッチはまた、リード線のインダクタンス、したがって、インピーダンスを増加させるように構成されうる。一部の実施形態では、導体のピッチは、０．００５インチと０．１６０インチとの間の範囲内でありうる。しかし、他のコイルピッチ構成が可能である。一般に、コイルピッチが増加するにつれて、リード線電極における加熱もまた増加する。０．０３５インチ外径コイルの場合、また、一部の実施形態では、導体のピッチは、わずか約０．００８インチ、より具体的には約０．００５インチであるべきである。しかし、より大きな外径コイルの場合、最小ピッチは、より大きく、一部の実施形態では、約０．０２５インチまでで、かつ、約０．０２５インチを含む。
【００５６】
コイルピッチが増加し、コイル径が減少するため、コイル導体のコイルピッチとコイル径との間に強い相互依存性が存在する。図２１は、螺旋形状ワイヤコイル導体によって遠位リード線先端に伝えられる吸収ＲＦエネルギーの量に対するコイルピッチとコイル径の相互依存性を示すチャートである。図２１は、たとえば、各導体が約５０ｃｍの長さを有し、ＭＰ３５Ｎ材料を含む、０．０３６インチコイル径ワイヤ導体および０．０６６インチコイル径ワイヤ導体について、コイルピッチとコイル径の関数としてのピーク比吸収率（ｓｐｅｃｉｆｉｃ  ａｂｓｏｒｐｔｉｏｎ  ｒａｔｅ）（ＳＡＲ）を示してもよい。導体のそれぞれのコイルピッチが増加するにつれて、導体によって吸収されるＲＦエネルギーの量を表すピークＳＡＲは、２次関数として増加する。図２１に示すように、０．０３６インチワイヤコイルについて約０．０２０インチ（２０ミル）より大きいコイルピッチ、および、０．０６６インチワイヤコイルについて約０．０５０インチ（５０ミル）より大きいコイルピッチは、リード線電極において身体組織の温度を増加させうるピークＳＡＲのかなりの上昇をもたらす。図２１にさらに示すように、同等のコイルピッチ値において、より大きなコイル径の導体についてのピークＳＡＲは、一般に、より小さいコイル径の導体についてのピークＳＡＲより小さい。
【００５７】
リード線の他の設計パラメータはまた、リード線によるリード線加熱を低減するために選択されうる。一部の実施形態では、たとえば、コイル導体の周りに設けられる絶縁物は、リード線加熱を低減するように選択されうる。絶縁物の厚さは、リード線の長さに沿ってどれだけのエネルギーが周囲身体組織の内部にまたは周囲身体組織の外部に結合するかを変える。ある場合には、比較的薄い絶縁物または高い誘電率を有する絶縁物は、身体組織との接触点におけるリード線の温度上昇を最小にしうる。コイル状ワイヤ導体についての比較的薄い絶縁物の例は、約０．０１５インチ未満の壁厚を有するが、他の絶縁物の厚さが可能である。
【００５８】
種々の変更および追加が、本発明の範囲から逸脱することなく、論じられた例示的な実施形態に対して行われうる。たとえば、上述した実施形態は特定の特徴を参照するが、本発明の範囲はまた、特徴の異なる組合せを有する実施形態および述べた特徴の全てを含まない実施形態を含む。したがって、本発明の範囲は、特許請求項の全ての均等物と共に、特許請求項の範囲内に入る全てのこうした代替物、変更物、および変形物を包含することを意図される。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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