(57)【要約】【課題】医療手技、例えば磁気共鳴画像診断に対する能動植込み型医用装置の感受性を軽減する装置及び方法を提供する。【解決手段】能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）（204 ）用の貫通端子組立体は、ＡＩＭＤの電子回路から延びる複数本のリード線（216 ）と、リード線を非導電関係で挿通させる損失性フェライトインダクタ（200 ）とを有し、損失性フェライトインダクタは、選択されたＲＦ周波数におけるリード線のインピーダンスを増大させると共にリード線により伝送される信号の位相相殺により損失性フェライトインダクタの磁束コア飽和を減少させるようになっている。ＡＩＭＤから体液又は体組織内に延びる植込み型リード線中の電磁干渉（ＥＭＩ）を濾波する方法も又提供される。【選択図】図２２
2006068541.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）用の貫通端子組立体であって、
ＡＩＭＤの電子回路から延びる複数本のリード線と、
損失性フェライトインダクタとを有し、リード線は、選択されたＲＦ周波数におけるリード線のインピーダンスを増大させると共にリード線により伝送される信号の位相相殺により損失性フェライトインダクタの磁束コア飽和を減少させるために損失性フェライトインダクタを非導電関係で挿通していることを特徴とする組立体。
【請求項２】
請求項１記載の組立体であって、能動植込み型医用装置は、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官であることを特徴とする組立体。
【請求項３】
請求項１記載の組立体であって、リード線は、ＡＩＭＤの電子回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延びる第１のリード線と、ＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ電子回路に導電結合された第２のリード線とから成ることを特徴とする組立体。
【請求項４】
請求項１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタに被着されたコンフォーマル被膜を有し、コンフォーマル被膜は、パラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮを含むことを特徴とする組立体。
【請求項５】
請求項１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタとリード線との間に設けられた絶縁体を有することを特徴とする組立体。
【請求項６】
請求項１記載の組立体であって、リード線を非導電関係で挿通させる１以上の追加の損失性フェライトインダクタを有することを特徴とする組立体。
【請求項７】
請求項６記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、互いに隣接して設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項８】
請求項７記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは各々、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されていることを特徴とする組立体。
【請求項９】
請求項６記載の組立体であって、リード線とフェルールとの間に設けられた気密絶縁体を有し、損失性フェライトインダクタは、絶縁体の互いに反対側の側部に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１０】
請求項１記載の組立体であって、リード線とフェルールとの間に設けられた気密絶縁体を有し、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう絶縁体に結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項１１】
請求項１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を有することを特徴とする組立体。
【請求項１２】
請求項１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本は、多数のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、巻きリード線の隣接部分は、互いに電気的に絶縁されていることを特徴とする組立体。
【請求項１３】
請求項１２記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、巻きリード線を受け入れる切欠きを有することを特徴とする組立体。
【請求項１４】
請求項１２記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタには多数の切欠きが設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１５】
請求項１２記載の組立体であって、少なくとも２本のリード線は、１以上のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、少なくとも２本のリード線についてのターン数は、互いに等しくないことを特徴とする組立体。
【請求項１６】
請求項１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタを別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、損失性フェライトインダクタをＡＩＭＤと密接な連携状態に維持する手段を有することを特徴とする組立体。
【請求項１７】
請求項１６記載の組立体であって、前記維持手段は、機械的ロック、リード線の変形、硬化ポリマー又はリード線に取り付けられたワイヤボンドパッドを含むことを特徴とする組立体。
【請求項１８】
請求項１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも２本は、損失性フェライトインダクタを通って互いに逆方向に配線されていることを特徴とする組立体。
【請求項１９】
請求項１８記載の組立体であって、少なくとも２本のリード線は、能動植込み型医用装置用のＴＩＰリード線及びＲＩＮＧリード線を含むことを特徴とする組立体。
【請求項２０】
請求項１記載の組立体であって、非導電関係をなして損失性フェライトインダクタを貫通した相殺アンテナを有することを特徴とする組立体。
【請求項２１】
請求項１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本に導電結合された第１の組をなす電極プレート及び能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合された第２の組をなす電極プレートを有する貫通型フィルタコンデンサを有することを特徴とする組立体。
【請求項２２】
請求項２１記載の組立体であって、前記組立体は、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｐｉ”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又はこれよりも高次の“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成していることを特徴とする組立体。
【請求項２３】
請求項２１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう前記コンデンサに結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項２４】
請求項２１記載の組立体であって、前記コンデンサ及び損失性フェライトインダクタは、少なくとも部分的にフェルール内に収容されていることを特徴とする組立体。
【請求項２５】
請求項２４記載の組立体であって、前記コンデンサと反対側で損失性フェライトインダクタに被せられた絶縁キャップを有することを特徴とする組立体。
【請求項２６】
請求項２１記載の組立体であって、リード線を非導電関係をなして挿通させる第２の損失性フェライトインダクタを有し、前記損失性フェライトインダクタは、前記コンデンサの互いに反対側の側部に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項２７】
請求項２１記載の組立体であって、前記コンデンサは、貫通端子組立体の体液側に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項２８】
請求項２１記載の組立体であって、前記貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタと連携した第１及び第２の貫通型コンデンサから成ることを特徴とする組立体。
【請求項２９】
請求項２８記載の組立体であって、第１及び第２の貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタの互いに反対側の表面に隣接して設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項３０】
請求項２９記載の組立体であって、コンデンサのうち少なくとも１つは、内部が接地されていることを特徴とする組立体。
【請求項３１】
請求項２８記載の組立体であって、第１及び第２のコンデンサは各々、リード線のうち少なくとも１本に導電結合された第１の組をなす電極プレート及び能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合された第２の組をなす電極プレートを有する貫通型フィルタコンデンサを有することを特徴とする組立体。
【請求項３２】
請求項３１記載の組立体であって、第１のコンデンサは、外部接地型コンデンサから成り、第２のコンデンサは、内部接地型コンデンサであり、貫通端子組立体は、第２のコンデンサの第２の組をなす電極プレートを第１のコンデンサの第２の組をなす電極プレートに導電結合するよう第１の貫通型コンデンサと第２の貫通型コンデンサの両方を貫通した導電性材料を更に含むことを特徴とする組立体。
【請求項３３】
請求項２１記載の組立体であって、前記コンデンサの第２の組をなす電極プレートは、外部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項３４】
請求項２１記載の組立体であって、前記コンデンサの第２の組をなす電極プレートは、内部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項３５】
請求項２８記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、“ＬＬ1”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成するよう前記コンデンサと共に配置された第１及び第２の損失性フェライトインダクタから成り、第１のインダクタは、第１のコンデンサの体液側に設けられ、第２のインダクタは、第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項３６】
請求項３５記載の組立体であって、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さいことを特徴とする組立体。
【請求項３７】
請求項３５記載の組立体であって、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的小さく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的大きいことを特徴とする組立体。
【請求項３８】
請求項１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項３９】
請求項１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本に導電結合されたワイヤボンドパッドを有することを特徴とする組立体。
【請求項４０】
請求項１記載の組立体であって、インダクタの表面は、リード線のうちの少なくとも１本とこれに隣接した導体との間に曲がりくねった経路を形成するよう形作られていることを特徴とする組立体。
【請求項４１】
能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）用の貫通端子組立体であって、
第１及び第２の組をなす電極プレートを有する貫通型コンデンサと、
前記コンデンサを貫通して第１の組をなす電極プレートに導電結合された第１の導電性リード線と、
前記コンデンサを貫通して第２の組をなす電極プレートに導電結合された第２の導電性リード線と、
前記コンデンサと連携し、リード線を非導電関係で挿通させた損失性フェライトインダクタとを有し、前記インダクタの表面は、リード線のうちの少なくとも１本とこれに隣接した導体との間に曲がりくねった経路を形成するよう形作られていることを特徴とする組立体。
【請求項４２】
請求項４１記載の組立体であって、前記組立体は、“Ｌ”ＥＭＩフィルタ回路、“Ｔ”ＥＭＩフィルタ回路、“ＬＬ”ＥＭＩフィルタ回路、“５要素”ＥＭＩフィルタ回路又は“ｎ要素”ＥＭＩフィルタ回路を形成していることを特徴とする組立体。
【請求項４３】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、選択されたＲＦ周波数におけるリード線のインピーダンスを増大させ、リード線により伝送される信号の位相相殺により損失性フェライトインダクタの磁束コア飽和を軽減することを特徴とする組立体。
【請求項４４】
請求項４１記載の組立体であって、能動植込み型医用装置は、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官であることを特徴とする組立体。
【請求項４５】
請求項４１記載の組立体であって、第１のリード線は、ＡＩＭＤの電子回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延び、第２のリード線は、ＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ電子回路に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項４６】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタに被着されたコンフォーマル被膜を有し、コンフォーマル被膜は、パラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮを含むことを特徴とする組立体。
【請求項４７】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタとリード線との間に設けられた絶縁体を有することを特徴とする組立体。
【請求項４８】
請求項４１記載の組立体であって、リード線を非導電関係で挿通させる１以上の追加の損失性フェライトインダクタを有することを特徴とする組立体。
【請求項４９】
請求項４８記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、互いに隣接して設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項５０】
請求項４９記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは各々、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されていることを特徴とする組立体。
【請求項５１】
請求項４８記載の組立体であって、リード線とフェルールとの間に設けられた気密絶縁体を有し、損失性フェライトインダクタは、絶縁体の互いに反対側の側部に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項５２】
請求項４１記載の組立体であって、リード線とフェルールとの間に設けられた気密絶縁体を有し、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう絶縁体に結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項５３】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を有することを特徴とする組立体。
【請求項５４】
請求項４１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本は、多数のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、巻きリード線の隣接部分は、互いに電気的に絶縁されていることを特徴とする組立体。
【請求項５５】
請求項５４記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、巻きリード線を受け入れる切欠きを有することを特徴とする組立体。
【請求項５６】
請求項５４記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタには多数の切欠きが設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項５７】
請求項５４記載の組立体であって、少なくとも２本のリード線は、１以上のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、少なくとも２本のリード線についてのターン数は、互いに等しくないことを特徴とする組立体。
【請求項５８】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタを別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、損失性フェライトインダクタをＡＩＭＤと密接な連携状態に維持する手段を有することを特徴とする組立体。
【請求項５９】
請求項５８記載の組立体であって、前記維持手段は、機械的ロック、リード線の変形、硬化ポリマー又はリード線に取り付けられたワイヤボンドパッドを含むことを特徴とする組立体。
【請求項６０】
請求項４１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも２本は、損失性フェライトインダクタを通って互いに逆方向に配線されていることを特徴とする組立体。
【請求項６１】
請求項６０記載の組立体であって、少なくとも２本のリード線は、能動植込み型医用装置用のＴＩＰリード線及びＲＩＮＧリード線を含むことを特徴とする組立体。
【請求項６２】
請求項４１記載の組立体であって、非導電関係をなして損失性フェライトインダクタを貫通した相殺アンテナを有することを特徴とする組立体。
【請求項６３】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう前記コンデンサに結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項６４】
請求項４１記載の組立体であって、前記コンデンサ及び損失性フェライトインダクタは、少なくとも部分的にフェルール内に収容されていることを特徴とする組立体。
【請求項６５】
請求項６４記載の組立体であって、前記コンデンサと反対側で損失性フェライトインダクタに被せられた絶縁キャップを有することを特徴とする組立体。
【請求項６６】
請求項４１記載の組立体であって、リード線を非導電関係をなして挿通させる第２の損失性フェライトインダクタを有し、前記損失性フェライトインダクタは、前記コンデンサの互いに反対側の側部に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項６７】
請求項４１記載の組立体であって、前記コンデンサは、貫通端子組立体の体液側に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項６８】
請求項４１記載の組立体であって、前記貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタと連携した第１及び第２の貫通型コンデンサから成ることを特徴とする組立体。
【請求項６９】
請求項６８記載の組立体であって、第１及び第２の貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタの互いに反対側の表面に隣接して設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項７０】
請求項６９記載の組立体であって、コンデンサのうち少なくとも１つは、内部が接地されていることを特徴とする組立体。
【請求項７１】
請求項６８記載の組立体であって、第１及び第２のコンデンサは各々、リード線のうち少なくとも１本に導電結合された第１の組をなす電極プレート及び能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合された第２の組をなす電極プレートを有する貫通型フィルタコンデンサを有することを特徴とする組立体。
【請求項７２】
請求項７１記載の組立体であって、第１のコンデンサは、外部接地型コンデンサから成り、第２のコンデンサは、内部接地型コンデンサであり、貫通端子組立体は、第２のコンデンサの第２の組をなす電極プレートを第１のコンデンサの第２の組をなす電極プレートに導電結合するよう第１の貫通型コンデンサと第２の貫通型コンデンサの両方を貫通した導電性材料を更に含むことを特徴とする組立体。
【請求項７３】
請求項６８記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、“ＬＬ1”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成するよう前記コンデンサと共に配置された第１及び第２の損失性フェライトインダクタから成り、第１のインダクタは、第１のコンデンサの体液側に設けられ、第２のインダクタは、第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項７４】
請求項７３記載の組立体であって、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さいことを特徴とする組立体。
【請求項７５】
請求項７３記載の組立体であって、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的小さく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的大きいことを特徴とする組立体。
【請求項７６】
請求項４１記載の組立体であって、前記コンデンサの第２の組をなす電極プレートは、外部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項７７】
請求項４１記載の組立体であって、前記コンデンサの第２の組をなす電極プレートは、内部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項７８】
請求項４１記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項７９】
請求項４１記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本に導電結合されたワイヤボンドパッドを有することを特徴とする組立体。
【請求項８０】
能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）用の貫通端子組立体であって、
第１及び第２の組をなす電極プレートを有する貫通型コンデンサを有し、第２の組をなす電極プレートは、ＡＩＭＤのハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合され、
前記コンデンサと密接に連携した損失性フェライトインダクタを有し、
前記コンデンサ及び損失性フェライトインダクタを貫通して延びる第１の導電性リード線を有し、第１のリード線は、損失性フェライトインダクタを非導電関係をなして貫通し、第１の組をなす電極プレートに導電結合され、
損失性フェライトインダクタを非導電関係をなすと共に第１の導電性リード線と比較して逆方向に貫通した第２の導電性リード線を有することを特徴とする組立体。
【請求項８１】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、選択されたＲＦ周波数におけるリード線のインピーダンスを増大させ、リード線により伝送される信号の位相相殺により損失性フェライトインダクタの磁束コア飽和を軽減することを特徴とする組立体。
【請求項８２】
請求項８１記載の組立体であって、インダクタの表面は、リード線のうちの少なくとも１本とこれに隣接した導体との間に曲がりくねった経路を形成するよう形作られていることを特徴とする組立体。
【請求項８３】
請求項８０記載の組立体であって、能動植込み型医用装置は、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官であることを特徴とする組立体。
【請求項８４】
請求項８０記載の組立体であって、第１のリード線は、ＡＩＭＤの電子回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延び、第２のリード線は、ＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ電子回路に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項８５】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタに被着されたコンフォーマル被膜を有し、コンフォーマル被膜は、パラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮを含むことを特徴とする組立体。
【請求項８６】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタとリード線との間に設けられた絶縁体を有することを特徴とする組立体。
【請求項８７】
請求項８０記載の組立体であって、リード線を非導電関係で挿通させる１以上の追加の損失性フェライトインダクタを有することを特徴とする組立体。
【請求項８８】
請求項８７記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、互いに隣接して設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項８９】
請求項８８記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは各々、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されていることを特徴とする組立体。
【請求項９０】
請求項８７記載の組立体であって、リード線とフェルールとの間に設けられた気密絶縁体を有し、損失性フェライトインダクタは、絶縁体の互いに反対側の側部に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項９１】
請求項８０記載の組立体であって、リード線とフェルールとの間に設けられた気密絶縁体を有し、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう絶縁体に結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項９２】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を有することを特徴とする組立体。
【請求項９３】
請求項８０記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本は、多数のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、巻きリード線の隣接部分は、互いに電気的に絶縁されていることを特徴とする組立体。
【請求項９４】
請求項９３記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、巻きリード線を受け入れる切欠きを有することを特徴とする組立体。
【請求項９５】
請求項９３記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタには多数の切欠きが設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項９６】
請求項９３記載の組立体であって、少なくとも２本のリード線は、１以上のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、少なくとも２本のリード線についてのターン数は、互いに等しくないことを特徴とする組立体。
【請求項９７】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタを別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、損失性フェライトインダクタをＡＩＭＤと密接な連携状態に維持する手段を有することを特徴とする組立体。
【請求項９８】
請求項９７記載の組立体であって、前記維持手段は、機械的ロック、リード線の変形、硬化ポリマー又はリード線に取り付けられたワイヤボンドパッドを含むことを特徴とする組立体。
【請求項９９】
請求項８０記載の組立体であって、少なくとも２本のリード線は、能動植込み型医用装置用のＴＩＰリード線及びＲＩＮＧリード線を含むことを特徴とする組立体。
【請求項１００】
請求項８０記載の組立体であって、非導電関係をなして損失性フェライトインダクタを貫通した相殺アンテナを有することを特徴とする組立体。
【請求項１０１】
請求項８０記載の組立体であって、前記組立体は、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｐｉ”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又はこれよりも高次の“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成していることを特徴とする組立体。
【請求項１０２】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう前記コンデンサに結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項１０３】
請求項８０記載の組立体であって、前記コンデンサ及び損失性フェライトインダクタは、少なくとも部分的にフェルール内に収容されていることを特徴とする組立体。
【請求項１０４】
請求項１０３記載の組立体であって、前記コンデンサと反対側で損失性フェライトインダクタに被せられた絶縁キャップを有することを特徴とする組立体。
【請求項１０５】
請求項８０記載の組立体であって、リード線を非導電関係をなして挿通させる第２の損失性フェライトインダクタを有し、前記損失性フェライトインダクタは、前記コンデンサの互いに反対側の側部に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１０６】
．請求項８０記載の組立体であって、前記コンデンサは、貫通端子組立体の体液側に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１０７】
請求項８０記載の組立体であって、前記貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタと連携した第１及び第２の貫通型コンデンサから成ることを特徴とする組立体。
【請求項１０８】
請求項１０７記載の組立体であって、第１及び第２の貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタの互いに反対側の表面に隣接して設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１０９】
請求項１０８記載の組立体であって、コンデンサのうち少なくとも１つは、内部が接地されていることを特徴とする組立体。
【請求項１１０】
請求項１０７記載の組立体であって、第１及び第２のコンデンサは各々、リード線のうち少なくとも１本に導電結合された第１の組をなす電極プレート及び能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合された第２の組をなす電極プレートを有する貫通型フィルタコンデンサを有することを特徴とする組立体。
【請求項１１１】
請求項１１０記載の組立体であって、第１のコンデンサは、外部接地型コンデンサから成り、第２のコンデンサは、内部接地型コンデンサであり、貫通端子組立体は、第２のコンデンサの第２の組をなす電極プレートを第１のコンデンサの第２の組をなす電極プレートに導電結合するよう第１の貫通型コンデンサと第２の貫通型コンデンサの両方を貫通した導電性材料を更に含むことを特徴とする組立体。
【請求項１１２】
請求項８０記載の組立体であって、前記コンデンサの第２の組をなす電極プレートは、外部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項１１３】
請求項８０記載の組立体であって、前記コンデンサの第２の組をなす電極プレートは、内部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されていることを特徴とする組立体。
【請求項１１４】
請求項１０７記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、“ＬＬ1”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成するよう前記コンデンサと共に配置された第１及び第２の損失性フェライトインダクタから成り、第１のインダクタは、第１のコンデンサの体液側に設けられ、第２のインダクタは、第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１１５】
請求項１１４記載の組立体であって、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さいことを特徴とする組立体。
【請求項１１６】
請求項１１４記載の組立体であって、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的小さく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的大きいことを特徴とする組立体。
【請求項１１７】
請求項８０記載の組立体であって、損失性フェライトインダクタは、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に設けられていることを特徴とする組立体。
【請求項１１８】
請求項８０記載の組立体であって、リード線のうち少なくとも１本に導電結合されたワイヤボンドパッドを有することを特徴とする組立体。
【請求項１１９】
能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）から体液又は体組織内へ延びる植込み状態の植え込まれたリード線中の電磁干渉（ＥＭＩ）を濾波する方法であって、リード線は、例えば磁気共鳴画像装置を含む医学的診断機器により生じる一時的高出力電磁場がかけられ、前記方法は、
リード線を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素中に通してＡＩＭＤエレクトロニクスのＥＭＩ保護作用を増大させると共にＡＩＭＤ回路の入力インピーダンスを増大させて一時的高出力電磁場により植え込まれたリード線中に誘導される電流を減少させる段階を有し、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素は、直径対厚さの比が少なくとも１：１であることを特徴とする方法。
【請求項１２０】
請求項１１９記載の組立体であって、能動植込み型医用装置は、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官であることを特徴とする組立体。
【請求項１２１】
請求項１１９記載の方法であって、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１２２】
請求項１１９記載の方法であって、ワイヤボンドパッドをリード線に導電結合する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１２３】
請求項１１９記載の方法であって、リード線とその隣の導体との間で誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素の表面に曲がりくねった経路を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１２４】
請求項１１９記載の方法であって、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素をパラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮ材料で被覆する段階を更に有することを特徴とする方法。
【請求項１２５】
請求項１１９記載の方法であって、絶縁体を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素とリード線との間に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１２６】
請求項１１９記載の方法であって、リード線を１以上の追加の誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素中に通す段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１２７】
請求項１２６記載の方法であって、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を互いに隣接して配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１２８】
請求項１２７記載の方法であって、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素は各々、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されていることを特徴とする方法。
【請求項１２９】
請求項１２６記載の方法であって、気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に配置して誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素が絶縁体の互いに反対側の側部に設けられるようにする段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３０】
請求項１１９記載の方法であって、気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に配置し、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を絶縁体に結合してビーム状構造体を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３１】
請求項１１９記載の方法であって、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素にこれを貫通して設ける段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３２】
請求項１１９記載の方法であって、リード線を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素に巻き付けて多数のターンを形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３３】
請求項１１９記載の方法であって、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素をＡＩＭＤとの密な連携状態に維持する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３４】
請求項１１９記載の方法であって、第２のリード線を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素中に通してＡＩＭＤエレクトロニクスのＥＭＩ保護効果を増大させると共にＡＩＭＤ回路の入力インピーダンスを増大させて一時的高出力電磁場により植込み状態のリード線中に誘導される電流を減少させる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３５】
請求項１３４記載の方法であって、第１のリード線をＡＩＭＤ回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延ばす段階と、第２のリード線をＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ回路に導電結合する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１３６】
請求項１３４記載の方法であって、リード線を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素に巻き付けてリード線の互いに対するターン数が互いに等しくないようにする段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３７】
請求項１３４記載の方法であって、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を通ってリード線を互いに逆方向に配線する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３８】
請求項１３４記載の方法であって、相殺アンテナを誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素中に通す段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１３９】
請求項１３４記載の方法であって、リード線のうちの少なくとも１本を貫通型フィルタコンデンサの第１の組をなす電極プレートに導電結合すると共に貫通型フィルタコンデンサの第２の組をなす電極プレートを能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４０】
請求項１３９記載の方法であって、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｐｉ”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又はこれよりも高次の“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４１】
請求項１３９記載の方法であって、前記コンデンサを誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素に結合してビーム状構造体を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４２】
請求項１３９記載の方法であって、前記コンデンサ及び誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素をフェルール内に少なくとも部分的に収納する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４３】
請求項１４２記載の方法であって、絶縁キャップを前記コンデンサと反対側で誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素に被せる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４４】
請求項１３９記載の方法であって、リード線を第２の誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素中に非導電関係で通し、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を前記コンデンサの互いに反対側の側部に設ける段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４５】
請求項１３９記載の方法であって、前記コンデンサを貫通端子組立体の体液側に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４６】
請求項１３９記載の方法であって、第２の貫通型コンデンサを誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素に連携させる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４７】
請求項１４６記載の方法であって、貫通型コンデンサを誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素の互いに反対側の側部に隣接して配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４８】
請求項１４７記載の方法であって、前記コンデンサのうち少なくとも１つの内部を接地する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１４９】
請求項１４７記載の方法であって、リード線のうち少なくとも１本を前記コンデンサ内の第１の組をなす電極プレートに導電結合する段階と、前記コンデンサ内の第２の組をなす電極プレートをＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１５０】
請求項１４９記載の方法であって、前記コンデンサのうちの１つの外部を接地する段階と、前記コンデンサのうちの別の１つの内部を接地する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１５１】
請求項１４６記載の方法であって、第１の誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を第１のコンデンサの体液側に配置する段階と、第２の誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素を第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に配置して“ＬＬ1”、“５要素”又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１５２】
請求項１５１記載の方法であって、ＡＩＭＤ回路を一時的高出力電磁場又は信号により誘導される貫通型コンデンサのうちのいずれかからのエネルギの呼び返しから保護するために、第１の誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素のインダクタンスは、第２の誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素と比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さいことを特徴とする方法。
【請求項１５３】
能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）から人体内の互いに異なる箇所まで延びる複数本のリード線中の電磁干渉（ＥＭＩ）を濾波する方法であって、
リード線を共通の誘導性要素中に通して選択されたＲＦ周波数でのリード線のインピーダンスを増大させると共にリード線により伝送される信号の位相相殺により誘導性要素の磁束コア飽和を軽減する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１５４】
請求項１５３記載の方法であって、誘導性要素を“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１５５】
請求項１５４記載の組立体であって、能動植込み型医用装置は、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官であることを特徴とする組立体。
【請求項１５６】
請求項１５４記載の方法であって、リード線とその隣の導体との間で誘導性要素の表面に曲がりくねった経路を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１５７】
リード線は、例えば磁気共鳴画像装置を含む医学的診断機器により生じる一時的高出力電磁場がかけられ、誘導性要素は、直径対厚さの比が少なくとも１：１であることを特徴とする方法。
【請求項１５８】
請求項１５３記載の方法であって、ワイヤボンドパッドをリード線のうちの少なくとも１本に導電結合する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１５９】
請求項１５３記載の方法であって、誘導性要素をパラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮ材料で被覆する段階を更に有することを特徴とする方法。
【請求項１６０】
請求項１５３記載の方法であって、絶縁体を誘導性要素とリード線のうちの少なくとも１本との間に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６１】
請求項１５３記載の方法であって、リード線を１以上の追加の誘導性要素中に通す段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６２】
請求項１６１記載の方法であって、誘導性要素を互いに隣接して配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６３】
請求項１６２記載の方法であって、誘導性要素は各々、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されていることを特徴とする方法。
【請求項１６４】
請求項１６１記載の方法であって、気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に配置して誘導性要素が絶縁体の互いに反対側の側部に設けられるようにする段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６５】
請求項１５３記載の方法であって、気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に配置し、誘導性要素を絶縁体に結合してビーム状構造体を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６６】
請求項１５４記載の方法であって、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を誘導性要素にこれを貫通して設ける段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６７】
請求項１５３記載の方法であって、リード線を誘導性要素に巻き付けて多数のターンを形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６８】
請求項１５３記載の方法であって、誘導性要素を別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、誘導性要素をＡＩＭＤとの密な連携状態に維持する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１６９】
請求項１５３記載の方法であって、第１のリード線をＡＩＭＤ回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延ばす段階と、第２のリード線をＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ回路に導電結合する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１７０】
請求項１５３記載の方法であって、リード線を誘導性要素に巻き付けてリード線の互いに対するターン数が互いに等しくないようにする段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７１】
請求項１５３記載の方法であって、誘導性要素を通ってリード線を互いに逆方向に配線する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７２】
請求項１５３記載の方法であって、相殺アンテナを誘導性要素中に通す段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７３】
請求項１５３記載の方法であって、リード線のうちの少なくとも１本を貫通型フィルタコンデンサの第１の組をなす電極プレートに導電結合すると共に貫通型フィルタコンデンサの第２の組をなす電極プレートを能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７４】
請求項１７３記載の方法であって、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｐｉ”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又はこれよりも高次の“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７５】
請求項１７３記載の方法であって、前記コンデンサを誘導性要素に結合してビーム状構造体を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７６】
請求項１７３記載の方法であって、前記コンデンサ及び誘導性要素をフェルール内に少なくとも部分的に収納する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７７】
請求項１７６記載の方法であって、絶縁キャップを前記コンデンサと反対側で誘導性要素に被せる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７８】
請求項１７３記載の方法であって、リード線を第２の誘導性要素中に非導電関係で通し、誘導性要素を前記コンデンサの互いに反対側の側部に設ける段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１７９】
請求項１７３記載の方法であって、前記コンデンサを貫通端子組立体の体液側に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１８０】
請求項１７３記載の方法であって、第２の貫通型コンデンサを誘導性要素に連携させる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１８１】
請求項１８０記載の方法であって、貫通型コンデンサを誘導性要素の互いに反対側の側部に隣接して配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１８２】
請求項１８１記載の方法であって、前記コンデンサのうち少なくとも１つの内部を接地する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１８３】
請求項１８１記載の方法であって、リード線のうち少なくとも１本を前記コンデンサ内の第１の組をなす電極プレートに導電結合する段階と、前記コンデンサ内の第２の組をなす電極プレートをＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１８４】
請求項１８３記載の方法であって、前記コンデンサのうちの１つの外部を接地する段階と、前記コンデンサのうちの別の１つの内部を接地する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１８５】
請求項１８０記載の方法であって、第１の誘導性要素を第１のコンデンサの体液側に配置する段階と、第２の誘導性要素を第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に配置して“ＬＬ1”、“５要素”又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１８６】
請求項１８５記載の方法であって、ＡＩＭＤ回路を一時的高出力電磁場又は信号により誘導される貫通型コンデンサのうちのいずれかからのエネルギの呼び返しから保護するために、第１の誘導性要素のインダクタンスは、第２の誘導性要素と比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さいことを特徴とする方法。
【請求項１８７】
能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）から体液又は体組織中へ延びる複数本のリード線中の電磁信号を濾波する方法であって、リード線は、ＡＩＭＤ回路又は外部源、例えば磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ）を含む医学的診断機器のいずれかにより生じる一時的高出力電磁場又は信号がかけられ、前記方法は、
リード線を電磁干渉（ＥＭＩ）濾波に最適化された貫通型コンデンサ内のそれぞれの組をなす電極プレートに導電結合する段階と、
リード線を貫通型コンデンサに隣接すると共にＡＩＭＤ回路と貫通型コンデンサとの間に設けられた共通誘導性要素中に通して、ＡＩＭＤ回路又は外部源のいずれかにより生じる一時的高出力電磁場又は信号によりリード線上に誘導される信号を貫通型コンデンサから減結合してＡＩＭＤ回路を一時的高出力電磁場又は信号により誘導される貫通型コンデンサからのエネルギの呼び返しから保護する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項１８８】
請求項１８７記載の方法であって、能動植込み型医用装置は、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官であることを特徴とする方法。
【請求項１８９】
請求項１８７記載の方法であって、誘導性要素を“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９０】
請求項１８９記載の方法であって、リード線とその隣の導体との間で誘導性要素の表面に曲がりくねった経路を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９１】
請求項１８７記載の方法であって、ワイヤボンドパッドをリード線のうちの少なくとも１本に導電結合する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９２】
請求項１８７記載の方法であって、誘導性要素をパラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮ材料で被覆する段階を更に有することを特徴とする方法。
【請求項１９３】
請求項１８７記載の方法であって、絶縁体を誘導性要素とリード線のうちの少なくとも１本との間に配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９４】
請求項１８７記載の方法であって、リード線を１以上の追加の誘導性要素中に通す段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９５】
請求項１９４記載の方法であって、誘導性要素を互いに隣接して配置する段階を有し、誘導性要素は各々、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されていることを特徴とする方法。
【請求項１９６】
請求項１９４記載の方法であって、気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に配置して誘導性要素が絶縁体の互いに反対側の側部に設けられるようにする段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９７】
請求項１８７記載の方法であって、気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に配置し、誘導性要素を絶縁体に結合してビーム状構造体を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９８】
請求項１８７記載の方法であって、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を誘導性要素にこれを貫通して設ける段階を有することを特徴とする方法。
【請求項１９９】
請求項１８７記載の方法であって、リード線を誘導性要素に巻き付けて多数のターンを形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２００】
請求項１８７記載の方法であって、誘導性要素を別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、誘導性要素をＡＩＭＤとの密な連携状態に維持する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０１】
請求項１８７記載の方法であって、第１のリード線をＡＩＭＤ回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延ばす段階と、第２のリード線をＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ回路に導電結合する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項２０２】
請求項１８７記載の方法であって、リード線を誘導性要素に巻き付けてリード線の互いに対するターン数が互いに等しくないようにする段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０３】
請求項１８７記載の方法であって、誘導性要素を通ってリード線を互いに逆方向に配線する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０４】
請求項１８７記載の方法であって、相殺アンテナを誘導性要素中に通す段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０５】
請求項１８７記載の方法であって、前記コンデンサを誘導性要素に結合してビーム状構造体を形成する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０６】
請求項１８７記載の方法であって、前記コンデンサ及び誘導性要素をフェルール内に少なくとも部分的に収納する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０７】
請求項２０６記載の方法であって、絶縁キャップを前記コンデンサと反対側で誘導性要素に被せる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０８】
請求項１８７記載の方法であって、リード線を第２の誘導性要素中に非導電関係で通し、誘導性要素を前記コンデンサの互いに反対側の側部に設ける段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２０９】
請求項１８７記載の方法であって、第２の貫通型コンデンサを誘導性要素に連携させる段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２１０】
請求項２０９記載の方法であって、貫通型コンデンサを誘導性要素の互いに反対側の側部に隣接して配置する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２１１】
請求項２１０記載の方法であって、前記コンデンサのうち少なくとも１つの内部を接地する段階を有することを特徴とする方法。
【請求項２１２】
請求項２１０記載の方法であって、前記コンデンサのうちの１つの外部を接地する段階と、前記コンデンサのうちの別の１つの内部を接地する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項２１３】
請求項２０９記載の方法であって、第１の誘導性要素を第１のコンデンサの体液側に配置する段階と、第２の誘導性要素を第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に配置して“ＬＬ1”、“５要素”又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成する段階とを有することを特徴とする方法。
【請求項２１４】
請求項１８５記載の方法であって、第１の誘導性要素のインダクタンスは、第２の誘導性要素と比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さいことを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は一般に、特にそれ自体の内部電子コンポーネントを望ましくない電磁干渉（ＥＭＩ）信号から減結合して遮蔽する能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）、例えば心臓ペースメーカ、心臓除細動器等に用いられるＥＭＩフィルタ組立体に関する。
【０００２】
（関連出願の参照）
本願は、２００４年４月１５日に出願された米国特許出願第１０／８２５，９００号の一部継続出願であり、この米国特許出願明細書の記載内容を参照によりここに引用する。本願は又、２００４年５月１０日に出願された米国特許出願第１０／８４２，９６７号の一部継続出願である。本願は又、２００４年２月１２日に出願された米国特許出願第１０／７７８，９５４号の一部継続出願である。本願は又、２００４年９月２日に出願された米国仮特許出願第６０／６０７，２７６号の優先権主張出願である。
【背景技術】
【０００３】
心臓ペースメーカ、植込み型除細動器及び他形式の能動植込み型医用装置と磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ）及び他形式の病院用診断機器との適合性が大きな問題になっている。セント・ジュード・メディカル・メディトニック・アンド・ガイダントを含む米国における主要な心臓ペースメーカ製造業者のウェブサイトを参照すると、ＭＲＩの使用は一般に、ペースメーカや植込み型除細動器には一般に適用禁忌であることが分かる。また、ロジャー・クリストフ・ルチンガー（Roger Christoph Luchinger）によってスイス・フェデラル・インスティテュート・オブ・テクノロジー・チューリッヒ（Swiss Federal Institute of Technology Zurich）に提出された学位論文「セーフティ・アスペクツ・オブ・カーディアック・ペースメーカーズ・イン・マグネティック・レゾナンス・イメージング（Safety Aspects of Cardiac Pacemakers in Magnetic Resonance Imaging）」、Ｃ．ガブリエル（C. Gabriel），Ｓ．ガブリエル（S. Gabriel），Ｅ．コートウト（E. Cortout）共著，「ダイエレクトリック・プロパティーズ・オブ・バイオロジカル・ティシューズ：Ｉ．リタラチャー・サーベイ（Dielectric Properties of Biological Tissues: I. Literature Survey）」、Ｓ．ガブリエル（S. Gabriel），Ｒ．Ｗ．ラウ（R.W. Lau），Ｃ．ガブリエル（C. Gabriel）共著，「ダイエレクトリック・プロパティーズ・オブ・バイオロジカル・ティシューズ：ＩＩ．メジャメンツ・アンド・ザ・フリークエンシー・レンジ・０Ｈｚ・トゥ・２０ＧＨｚ（Dielectric Properties of Biological Tissues: II. Measurements and the Frequency Range 0 Hz to 20 GHz）」、Ｓ．ガブリエル（S. Gabriel），Ｒ．Ｗ．ラウ（R.W. Lau），Ｃ．ガブリエル（C. Gabriel）共著，「ダイエレクトリック・プロパティーズ・オブ・バイオロジカル・ティシューズ：ＩＩＩ．パラメトリック・モデルズ・フォー・ザ・ダイエレクトリック・スペクトラム・オブ・ティシューズ（Dielectric Properties of Biological Tissues: III. Parametric Models for the Dielectric Spectrum of Tissues）」、Ｃ．Ａ．バラニス（C.A. Balanis）著，「アドバンスト・エンジニアリング・エレクトロマグネティックス（Advanced Engineering Electromagnetics）」，ウィレイ（Wiley），１９８９年を参照されたい。なおこれら全ての非特許文献の記載内容を参照によりここに引用する。
【０００４】
しかしながら、文献を広く検討すると、ＭＲＩはペースメーカ患者に確かに用いられている場合が多いことが分かる。心臓ペースメーカを着けた患者におけるＭＲＩの安全性及び実施可能性は、意義を得る上で問題である。患者のペースメーカシステムに対するＭＲＩの影響は、幾つかのケース報告で遡及的に分析されているに過ぎない。新世代のペースメーカに対するＭＲＩは最高０．５テスラ（Ｔ）まで伝導できることを示す多くの論文がある。ＭＲＩは、医療の最も有用な診断ツールのうちの１つである。ペースメーカ患者にとっての絶対的な禁忌は、ペースメーカ及びＩＣＤ着用者がＭＲＩから排除されるということを意味している。これは、特に胸郭及び腹部の走査について特に当てはまる。器官及び他の体組織を画像化する診断ツールとしてＭＲＩの信頼に足る価値に鑑みて、多くの外科医は、単純に言って危険を冒してゴーサインを出し、ペースメーカ患者に対してＭＲＩを実施している。文献によれば、外科医がこの場合に取らなければならない多くの予防措置が示されており、かかる予防措置としては、ＭＲＩ磁界の出力を制限すること、固定又は非同期型ペーシングモードに合わせてペースメーカをプログラムすること（読み取りスイッチの作動）及び手技が完了した後のペースメーカ及び患者について注意深い再プログラミング及び評価を行うことが挙げられる。ＭＲＩ手技後における心臓ペースメーカに関して何日も後に生じる潜在的な問題についての報告がある。
【０００５】
ＭＲＩユニットにおいて用いられる電磁場には３つのタイプがある。第１のタイプは、陽子を体組織内に整列させるために用いられる主要な静磁場である。磁界の強さは、臨床用途において現在利用できるＭＲＩユニットのうちの大抵のものに関しては０．５〜１．５テスラのばらつきがある。新型ＭＲＩシステムの磁場のうちの幾つかは、４〜５テスラという高いレベルに至る場合がある。これは、地球の磁場強度の約１０万倍である。静磁場は、患者の体内に植え込まれた磁性材料に加わる強力な機械的力を引き起こす場合がある。これは、心臓ペースメーカそれ自体内部の或る特定のコンポーネント及び（又は）リード線システムを含む。ＭＲＩの静磁場がペースメーカ用リード線システム中に、それ故にペースメーカそれ自体中に電流を誘導する可能性は低い（突然のシステムの作動停止の場合を除く）。磁場は導体を横切る際に経時変化し又は導体それ自体が磁場内を動くと電流を誘導することができるということは物理学の基本的な原理である。本明細書において説明する損失性フェライトインダクタ又はドーナツ形スラブの概念は、例えば磁気共鳴画像法により生じる静磁場に対して保護をもたらすようにはなっていない。
【０００６】
磁気共鳴画像法により生じる第２のタイプの磁場は、身体コイル又は頭部コイルにより生じるパルス化ＲＦ場である。これは、陽子及び組織からの不正ＭＲＩ信号のエネルギ状態を変更するために用いられる。ＲＦ場は、中央領域では一様であり、２つの主要な成分を有し、即ち、（１）磁場は、実際の平面内で円偏波され、（２）磁場は、マクスウェルの方程式により磁場に関連付けられる。一般に、ＲＦ場は、測定中、オンオフに切り替えられ、通常は、静磁場の強度に応じて２１ＭＨｚ〜６４ＭＨｚ〜１２８ＭＨｚの周波数を有する。
【０００７】
第３のタイプの電磁場は、空間位置確認に用いられる経時変化傾斜磁場である。これらは、種々の向き及び１ｋＨｚオーダーの動作周波数に沿ってこれらの強度を変化させる。Ｘ方向、Ｙ方向及びＺ方向における磁場の傾斜のベクトルは、３つの組をなす直行して位置するコイルにより作られ、測定中にのみオンに切り替えられる。
【０００８】
貫通端子ピン組立体は、当該技術分野において、電子器械のハウジング又はケースを通る電気信号を接続する際に用いられるものとして一般に周知である。例えば、植込み型医用装置、例えば心臓ペースメーカ、除細動器等では、貫通端子ピン組立体は、医用装置の外部から内部への電気信号の貫通のための絶縁構造体によって支持された１以上の導電性端子ピンを有する。医用装置に用いられる多種多様な絶縁構造体及び関連取り付け法が知られており、この場合、絶縁構造体は、医用装置ハウジング内への患者の体液の流入を阻止する気密シールとなり、もしそうしなければ、かかる体液は医用装置の動作を妨害すると共に（或いは）医用装置の内部電子コンポーネントの損傷を引き起こす場合がある。
【０００９】
従来、気密シールを製造するために２つの主要な技術が採用された。一技術では、蝋付け材料を受け入れるよう金属化されたアルミナ絶縁体を用いる。このアルミナ絶縁体は、１又は複数本の端子ピンに蝋付けされると共に更にチタン等の外側金属フェルールにも蝋付けされる。アルミナ絶縁体は、１又は複数本の端子ピンをフェルールから絶縁状態の絶縁離隔関係で支持し、フェルールは、医用装置のハウジングに形成された接近開口部内に適当に取り付けられるようになっている。別の技術では、気密シールは、１又は複数本のピンを外側金属フェルール内に支持する圧縮又は嵌め合わせ溶融ガラスシールを形成するガラスを主成分とするシールから成る。
【００１０】
貫通端子ピンは典型的には、１本以上のリード線に接続され、これらリード線は、心臓ペースメーカの例では、患者の心臓からの信号を検出すると共に電子ペーシングパルスを医用装置から患者の心臓に結合する。残念なこととして、これらリード線は、漂遊電磁干渉（ＥＭＩ）信号を集めて端子ピンを介して医用装置の内部に伝送するアンテナとして働く場合がある。かかる望ましくないＥＭＩ信号は、医用装置の適切な動作を妨害する場合があり、その結果誤動作又は破損が生じる。例えば、携帯電話から出る漂遊ＥＭＩ信号がペースメーカの動作を妨害する場合があり、その結果非同期型ペーシング、追跡及び拍動抜けが生じることが文書化されている。この問題に取り組むため、かかる望ましくない信号が植込み型医用装置のハウジングに入るのを阻止するような仕方でＥＭＩ信号を減結合する貫通型コンデンサを有する気密封止貫通端子ピン組立体が設計された。これについては、例えば米国特許第４，４２４，５５１号明細書、同第５，３３３，０９５号明細書、同第５，７５１，５３９号明細書、同第５，９０５，６２７号明細書、同第５，９７３，９０６号明細書、同第６，００８，９８０号明細書及び同第６，５６６，９７８号明細書を参照されたい。これら先行技術の貫通型コンデンサ付きＥＭＩフィルタは一般に、高度の減衰作用を周波数範囲が４５０〜３，０００ＭＨｚのＥＭＩに提供する。
【００１１】
貫通型コンデンサ付きフィルタ組立体は当該技術分野において著しい技術進歩をもたらしたが、関心のある残りの分野は、ＭＲＩのような強力な低周波数エミッタである。上述したように、貫通型コンデンサは、先行技術において説明したように、低インピーダンスを接地用導体にもたらし（植込み型医用装置の全体的な電磁遮蔽）、それによりかかる高周波信号が敏感なペースメーカ電子回路に入ってこれを妨害する前に高周波信号をバイパスさせることにより働く。しかしながら、ペースメーカリード線システムが例えばＭＲＩによって誘発される強力な経時変化電磁場にさらされる場合、最も望ましくないことは、リード線システム中に低インピーダンスを生じさせることである。リード線システム中の低インピーダンスは、リード線中を流れる電流を増大させるに過ぎず、それにより追加のリード線の昇温及び（又は）ペースメーカのＴＩＰとＲＩＮＧのインタフェースのところに心筋組織の壊死が生じる。したがって、或る特定の臨界周波数でリード線システムのインピーダンスを事実上増大させ、それによりリード線システム中の望ましくない電流を減少させることが望ましい。
【００１２】
どれほどの電圧及びＥＭＩが植え込み状態のリード線システム中に誘起されるかに注目することは有益である。非常に低い周波数（ＶＬＦ）では、電圧は電流が患者の体全体中を循環するときに心臓ペースメーカの入力のところに誘起される。ペースメーカのケースと例えばＴＩＰ電極との間のベクトル変位のために、オームの法則及び循環ＲＦ信号に起因して体組織前後の圧力降下が検出される場合がある。高い周波数では、植え込み状態のリード線システムは実際には、電流がそれ自体の長さに沿って誘起されるアンテナとして働く。これらアンテナは、体組織の減衰効果に起因して効率が非常に高くはないが、これは、体の共鳴により相殺される場合が多い。非常に高い周波数（例えば、携帯電話用周波数）では、ＥＭＩ信号は、リード線システムの第１の領域（例えば、心臓ペースメーカのヘッダブロックのところ）中にのみ誘起される。これは、関与する信号の波長及びこれら信号が効率的にシステム中に結合する場所を利用する必要がある。植え込まれたリード線システム中への磁場の結合は、ループ領域に基づいている。例えば、心臓ペースメーカでは、リード線が心臓ペースメーカのハウジングから右心室中に位置したその遠位側ＴＩＰまで延びるにつれてリード線により形成されるループが存在する。戻り経路は、体液及び組織を通って一般に右心室内のＴＩＰ電極からペースメーカのケース又はハウジングまで真っ直ぐに戻っている。これは、平方センチメートルの単位で患者のＸ線から測定できる閉鎖領域を形成する。本発明者は、アメリカ食品医薬品局（ＦＤＡ）のミッチェル・シェインが議長をつとめる委員会ＰＣ６９を介して医療器械の開発協議会（ＡＡＭＩ）に関与した。この委員会は、Pacemaker EMC Task Forceと呼ばれている。この委員会の最近における業績のうちの１つは、米国全土の種々のペースメーカセンタを訪問し、患者のＸ線を追跡して実際にこれらのループ領域を測定することにあった。報告書が最近発行され、かかる報告書によれば、平均ループ領域は、２００〜２２５平方センチメートルである。これは、平均値であり、大きな統計的ばらつきがある。例えば、腹部インプラントのある大柄な成人では、植え込まれたループ領域は、これよりも大きい（４５０平方センチメートル以上）。
【００１３】
次にＭＲＩの特定の場合に関して説明すると、傾斜磁場が閉鎖ループ領域中に誘起される。しかしながら、身体コイルにより生じるパルス化ＲＦ場も又、アンテナ作用によりリード線システム中に誘起される。
【００１４】
ＭＲＩには潜在的な多くの問題があり、かかる問題としては以下が挙げられる。
（１）ペースメーカリードスイッチの閉成。ペースメーカをＭＲＩスキャナに近接して配置すると、リードスイッチが閉成する場合があり、それによりペースメーカを固定レート又は非同期型ペーシングモードにする。非同期型ペーシングは、患者の基礎をなす心律動と競合する場合がある。これは、患者が一般にＭＲＩを受けないように薦められる１つの理由である。大抵の患者に関する固定レート又は非同期型ペーシングは、問題ではない。しかしながら、不安定な状態、例えば心筋虚血のある患者では、非同期型ペーシング中に心室性細動を起こす恐れが多分にある。大抵の最新式ペースメーカでは、磁気リードスイッチ機能は、プログラム可能である。磁気リードスイッチ応答をオフに切り替えた場合、同期型ペーシングが強力な磁場中であっても依然として可能である。傾斜磁場による主要な磁場中でのリードスイッチの開閉する可能性は排除できない。しかしながら、一般に、リードスイッチは強力な静磁場に起因して閉成されたままであると考えられている。傾斜磁場での或る特定のリードスイッチの向きがリードスイッチの閉成と再開離を繰り返し行うことができるということが理論的に可能である。
【００１５】
（２）リードスイッチの損傷。リードスイッチの直接的な損傷が理論的には可能であるが、公知の文献のいずれにも報告されていない。チューリッヒのロジャー・クリストフ・ルチンガーにより書かれた論文では、この著者は、リードスイッチをＭＲＩ機器の静磁場にさらした検査に関して報告している。長時間にわたるこれら静磁場への暴露後、リードスイッチは、検査前と同一の磁場強度に近い強度では通常通りに機能した。
（３）ペースメーカ変位。ペースメーカのうちの幾つかの部品、例えばバッテリやリードスイッチは、鉄系磁性材料を含み、かくして、ＭＲＩ中機械的な力を受ける。ペースメーカの変位は、磁力又は磁気トルクに応答して生じる場合がある。
【００１６】
（４）高周波電界。ＭＲＩにおいて関心のある周波数では、ＲＦエネルギは、吸収されて熱に変換される場合がある。ＭＲＩ中、ＲＦパルスにより蓄積される電力は複雑であり、ＲＦパルスの出力及び持続時間、伝達周波数、単位時間当たりに印加されるＲＦパルスの数及び用いられるＲＦトランスミッタコイルの形態の種類で決まる。発熱量も又、画像化される組織の量、組織の電気抵抗率及び画像化される解剖学的領域の形態で決まる。ＭＲＩ環境における発熱の原因は、２つあり、即ち、（ａ）リード線へのＲＦ場の結合が、生じる場合があり、それにより相当大きな局所的加熱が誘発されること、及び（ｂ）ＲＦ伝送中に誘起される電流が植え込まれたリード線の遠位側ＴＩＰ電極の近くでオームの法則による局所的な加熱を引き起こす場合があるということである。ＭＲＩスキャナ中のＲＦ場は、隣接の心筋組織のうちの幾分かを破壊するほどのリード線電流を誘起するに足るエネルギを生じさせる場合がある。種々のアブレーションも又観察された。この加熱の効果は、ＭＲＩ中にモニタすることによっては容易には検出できない。加熱が起こったということが窺えることとして、ペーシング閾値の増大、心筋層穿孔及びリード線穿通又は瘢痕組織により生じる不整脈が挙げられる。ＭＲＩのかかる長期間にわたる加熱の効果はまだ十分には研究されていない。
【００１７】
（５）印加された高周波電界によるペーシングレートの変化。ＲＦ場が望ましくない速いペーシング（ＱＲＳ群）レートを引き起こす場合があることが観察された。高頻度ペーシングを説明するために提案された２つの機序、即ち、ペースメーカエレクトロニクスに対する直接的な妨害又はペースメーカの再プログラミング（又はリセット）がある。これらの場合の両方において、インピーダンスを増大させ、貫通型コンデンサを一層有効にし、そしてＡＩＭＤエレクトロニクスに対する非常に高度の保護を提供することが望ましい。これにより、ペースメーカペーシングレート及び（又は）ペースメーカ再プログラミングの変更が非常に生じにくくなる。
【００１８】
（６）経時変化傾斜磁界。ＭＲＩ磁界の総合強度に対する経時変化傾斜の寄与は無視できるが、これら磁界が迅速に印加されて除かれるのでペースメーカシステムには悪影響が及ぼされる場合がある。磁界の時間変化率は、どれほど多くの電磁力及びそれ故に電流をリード線システム中に誘導できるかどうかに直接関わっている。ルチンガーの報告によれば、経時変化場が毎秒最高５０テスラまでの今日の傾斜システムを用いても、誘導電流は、心細動についての生物学的閾値よりも低い状態のままである可能性が多分にある。経時変化傾斜磁界による誘導電圧についての理論的な上限は、２０ボルトである。０．１ミリ秒よりも長い期間中におけるかかる電圧は、心臓を直接ペーシングするのに足るエネルギである場合がある。
【００１９】
（７）加熱。経時変化傾斜磁界により誘導される電流により局所加熱が生じる場合がある。研究者の考えによれば、傾斜磁界の計算された加熱効果は、ＲＦ場により引き起こされる加熱効果と比較して非常に小さく、従って無視できる。
【００２０】
植込み型心臓除細動器（ＩＣＤ）には別の問題があると考えられる。ＩＣＤは、高い磁力を引き起こす場合のある互いに異なり且つ大型のバッテリを使用している。ＩＣＤのプログラム可能な感度は通常、ペースメーカの場合よりも非常に高く、従ってＩＣＤは、心室性頻拍型不整脈を誤って検出して不適当に治療を行う場合がある。この場合、治療法としては、抗頻脈ペーシング療法、カルジオバージョン療法又は心臓除細動（高電圧ショック）療法が挙げられる。ＭＲＩ磁界は、危険な心室性不整脈又は細動の検出を阻止する場合がある。また、ＩＣＤリード線にも加熱の問題が生じる場合があり、かかる問題は、ペースメーカリード線に関する問題と同等であると予想される。心室血管壁のアブレーションは、もう１つの関心事である。
【００２１】
以上要するに、能動植込み型医用装置、例えば心臓ペースメーカを着けたＭＲＩ患者は、潜在的に有害な影響にさらされている場合があるということを示した多くの研究がある。しかしながら、ＭＲＩは、ペースメーカ患者の体肢画像化については安全な場合がある（ＭＲＩが絶対的な診断の必要性があると考えられる場合にのみ）多くの逸話的報告が存在する。ペースメーカ及びＩＣＤの機能に対するＭＲＩシステムの影響は、種々の要因で決まり、かかる要因としては、静磁場の強度、パルスシーケンス（用いられる傾斜及びＲＦ場）、画像化対象の解剖学的領域及び多くの他の要因がある。これを更に複雑にするのは、各製造業者のペースメーカ及びＩＣＤ設計が互いに異なる挙動を示すということである。大抵の専門家は依然として、ペースメーカ患者についてのＭＲＩは安全であるとは考えられないという結論を下している。逆説的に、これは又、患者がＭＲＩを受け入れるべきではないということを意味してはいない。外科医は、ペースメーカ患者の条件が与えられた場合に評価を行ってこの強力な診断ツールの利点に対してＭＲＩの潜在的なリスクを比較検討しなければならない。ちょっと想像しただけで薄い組織スライスに適用される経時的な磁場傾斜の大きな変化を含むＭＲＩ技術の進展につれて、状況は、絶えず発展してより複雑になるであろう。この逆説の例は、ペースメーカ患者が肺に癌があるのではないかと疑うことである。かかる腫瘍の治療には、ファインフォーカス（fine focus）型ＭＲＩによってのみ可能な定位画像化が必要な場合がある。患者の生命を文字通り危険にさらした状態で外科医は、ペースメーカシステムに付随する上述のリスクの全てにもかかわらず、ＭＲＩを行う決定をする場合がある。
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【００２２】
ＭＲＩは植込み型医用器具が植え込まれた患者に使用され続けることは明らかである。ペースメーカ患者も又受ける場合のある多くの他の病院内手技があり、かかる手技としては、電気メス手術、砕石術等がある。したがって、診断手技、例えばＭＲＩに対する能動植込み型医用装置システムの無影響性を向上させる回路保護装置が要望されている。また、市場における新規な高出力エミッタの最近における普及に起因してＡＩＭＤの濾波の強化をもたらす要望がある。これらは、アフターマーケット携帯電話増幅器、関連の高利得アンテナ及び高周波識別（ＲＦＩＤ）リーダ及びスキャナを含む。本発明は、これら要望の全てを実現し、他の関連の利点をもたらす。
【課題を解決するための手段】
【００２３】
本発明の要旨は、能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）用の貫通端子組立体であって、ＡＩＭＤの電子回路から延びる複数本のリード線と、損失性フェライトインダクタとを有し、リード線は、選択されたＲＦ周波数におけるリード線のインピーダンスを増大させると共にリード線により伝送される信号の位相相殺により損失性フェライトインダクタの磁束コア飽和を減少させるために損失性フェライトインダクタを非導電関係で挿通していることを特徴とする組立体にある。本発明の要旨は又、能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）から体液又は体組織内へ延びる植込み状態のリード線中の電磁干渉（ＥＭＩ）を濾波する方法であって、リード線は、例えば磁気共鳴画像装置を含む医学的診断機器により生じる一時的高出力電磁場がかけられる方法にある。この方法は、リード線を誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素中に通してＡＩＭＤエレクトロニクスのＥＭＩ保護作用を増大させると共にＡＩＭＤ回路の入力インピーダンスを増大させて一時的高出力電磁場により植え込まれたリード線中に誘導される電流を減少させる段階を有し、誘導性且つ抵抗性ローパスフィルタ要素は、直径対厚さの比が少なくとも１：１であることを特徴とする。
貫通端子組立体と関連の方法の両方は特に、心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、うっ血性心不全装置、聴覚インプラント、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、インスリンポンプ、脊髄電気刺激器（脊髄後索刺激器）、植込み型感知システム、人工心臓、失禁用器具、骨成長刺激器、胃ペースメーカ又は人工器官を含む能動植込み型医用装置に用いられるよう特別に設計されている。
【００２４】
本明細書において説明する新規な貫通端子組立体では、リード線は、ＡＩＭＤの電子回路からＡＩＭＤのハウジングを通って人体内の箇所まで延びる第１のリード線を有する。のがよい。第２のリード線が、ＡＩＭＤハウジングの少なくとも一部及びＡＩＭＤ電子回路に導電結合されている。コンフォーマル被膜が、損失性フェライトインダクタに被着され、コンフォーマル被膜は好ましくは、パラレン（Paralene）Ｃ、パラレンＤ、パラレンＥ又はパラレンＮを含む。
【００２５】
幾つかの実施形態では、絶縁体が、損失性フェライトインダクタとリード線との間に設けられる。リード線を非導電関係で挿通させる１以上の追加の損失性フェライトインダクタを設けるのがよい。損失性フェライトインダクタを互いに隣接して設けるのがよく、各損失性フェライトインダクタは、互いに異なる物理的又は電気的性質を有する材料で構成されるのがよい。気密絶縁体をリード線とフェルールとの間に設ける場合、損失性フェライトインダクタを絶縁体の互いに反対側の側部に設けるのがよい。
【００２６】
有利には、損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するよう絶縁体に結合されるのがよい。さらに、損失性フェライトインダクタは、漏れ検出ガスを検出できるようにする孔を有するのがよい。
【００２７】
幾つかの実施形態では、リード線は、多数のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けらる。巻きリード線の隣接部分は、互いに電気的に絶縁される。損失性フェライトインダクタは、巻きリード線を受け入れる切欠きを有する。さらに、損失性フェライトインダクタには多数の切欠きが設けられている。少なくとも２本のリード線は、１以上のターンを形成するよう損失性フェライトインダクタに巻き付けられ、少なくとも２本のリード線についてのターン数は、互いに等しくないことが必要である。
【００２８】
また、損失性フェライトインダクタを別のコンポーネントに積層し又は結合しないで、損失性フェライトインダクタをＡＩＭＤと密接な連携状態に維持する手段が設けられる。かかる維持手段は、機械的ロック、リード線の変形、硬化ポリマー又はリード線に取り付けられたワイヤボンドパッドを含む。
【００２９】
リード線のうち少なくとも２本は、損失性フェライトインダクタを通って互いに逆方向に配線されるのがよい。図示の実施形態のうちの一つに示すように、少なくとも２本のリード線は、能動植込み型医用装置用のＴＩＰリード線及びＲＩＮＧリード線を含む。さらに、非導電関係をなして損失性フェライトインダクタを貫通した相殺アンテナを設けるのがよい。
【００３０】
貫通端子組立体は、リード線のうち少なくとも１本に導電結合された第１の組をなす電極プレート及び能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合された第２の組をなす電極プレートを有する貫通型フィルタコンデンサを更に有するのがよい。かかる組立体は、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｐｉ”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又はこれよりも高次の“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成するのがよい。
【００３１】
損失性フェライトインダクタは、ビーム状構造体を形成するようコンデンサに結合されるのがよい。さらに、コンデンサ及び損失性フェライトインダクタは、少なくとも部分的にフェルール内に収容されるのがよい。この場合、絶縁キャップをコンデンサと反対側で損失性フェライトインダクタに被せるのがよい。
【００３２】
リード線を非導電関係をなして挿通させる第２の損失性フェライトインダクタを設けるのがよい。損失性フェライトインダクタを所望ならば、コンデンサの互いに反対側の側部に設けるのがよい。
【００３３】
貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタと連携した第１及び第２の貫通型コンデンサを含むのがよい。第１及び第２の貫通型コンデンサは、損失性フェライトインダクタの互いに反対側の表面に隣接して設けられるのがよく、コンデンサのうち少なくとも１つは、内部が接地されるのがよい。
【００３４】
図示の実施形態手は、第１及び第２のコンデンサは各々、リード線のうち少なくとも１本に導電結合された第１の組をなす電極プレート及び能動植込み型医用装置のハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合された第２の組をなす電極プレートを有する貫通型フィルタコンデンサを有する。第１のコンデンサは、外部接地型コンデンサから成り、第２のコンデンサは、内部接地型コンデンサである。導電性材料が、第２のコンデンサの第２の組をなす電極プレートを第１のコンデンサの第２の組をなす電極プレートに導電結合するよう第１の貫通型コンデンサと第２の貫通型コンデンサの両方を貫通している。当然のことながら、第２の組をなす電極プレートは、外部又は内部が接地されると共にＡＩＭＤハウジング、フェルール又は接地平面に導電結合されるのがよい。
【００３５】
損失性フェライトインダクタは、“ＬＬ1”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路を形成するよう前記コンデンサと共に配置された第１及び第２の損失性フェライトインダクタから成るのがよく、第１のインダクタは、第１のコンデンサの体液側に設けられ、第２のインダクタは、第１のコンデンサと第２のコンデンサとの間に設けられる。好ましくは、第１のインダクタのインダクタンスは、第２のインダクタと比較して比較的大きく、第１のコンデンサのキャパシタンスは、第２のコンデンサと比較して比較的小さい。
【００３６】
他の実施形態では、損失性フェライトインダクタは、“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に設けられるのがよい。
【００３７】
ワイヤボンドパッドをリード線のうち少なくとも１本に導電結合するのがよく、インダクタの表面は、リード線のうちの少なくとも１本とこれに隣接した導体との間に曲がりくねった経路を形成するよう形作られるのがよい。
【００３８】
本発明のもう一つの特徴は、能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）から人体内の互いに異なる箇所まで延びる複数本のリード線中の電磁干渉（ＥＭＩ）を濾波する方法にある。特に、この方法は、リード線を共通の誘導性要素中に通して選択されたＲＦ周波数でのリード線のインピーダンスを増大させると共にリード線により伝送される信号の位相相殺により誘導性要素の磁束コア飽和を軽減する段階を有する。
【００３９】
さらに、能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）から体液又は体組織中へ延びる複数本のリード線中の電磁信号を濾波する方法であって、リード線は、ＡＩＭＤ回路又は外部源、例えば磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ）を含む医学的診断機器のいずれかにより生じる一時的高出力電磁場又は信号がかけられる方法が提供される。この方法は、リード線を電磁干渉（ＥＭＩ）濾波に最適化された貫通型コンデンサ内のそれぞれの組をなす電極プレートに導電結合する段階と、リード線を貫通型コンデンサに隣接すると共にＡＩＭＤ回路と貫通型コンデンサとの間に設けられた共通誘導性要素中に通して、ＡＩＭＤ回路又は外部源のいずれかにより生じる一時的高出力電磁場又は信号によりリード線上に誘導される信号を貫通型コンデンサから減結合してＡＩＭＤ回路を一時的高出力電磁場又は信号により誘導される貫通型コンデンサからのエネルギの呼び返しから保護する段階とを有する。
【００４０】
種々の実施形態において、本発明の方法は、誘導性要素を“Ｌ”ローパスフィルタ回路、“Ｌ2”ローパスフィルタ回路、“Ｔ”ローパスフィルタ回路、“ＬＬ”ローパスフィルタ回路、“５要素”ローパスフィルタ回路又は“ｎ要素”ローパスフィルタ回路の一部として貫通端子組立体の体液側に配置する段階を有するのがよい。さらに、この方法は、リード線とその隣の導体との間で誘導性要素の表面に曲がりくねった経路を形成する段階を有するのがよい。さらに、新規な貫通端子組立体と関連して上述した変形例は全て、特定の用途において様々で且つ非常に望ましい結果を達成するようかかる方法に適用できる。
【００４１】
本発明の他の特徴及び利点は、本発明の原理を例示として示す添付の図面を参照して以下の詳細な説明を読むと明らかになろう。
添付の図面は、本発明を示している。
【発明を実施するための最良の形態】
【００４２】
例示目的で図面に示すように、本発明は、能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）２０４の気密端子２０２の近くに又はこれに隣接して設置される抵抗性と誘導性の両方を備えた損失性フェライトインダクタ２００（以下、「損失性フェライトインダクタ」という）に関する。損失性フェライトインダクタ２００を貫通型フィルタコンデンサ組立体２０６と組み合わせることができ、この貫通型フィルタコンデンサ組立体２０６は、絶縁本体又は誘電体２１４内に埋め込まれた第１及び第２の組をなす導電性電極プレート２１０，２１２を備えたコンデンサ２０８を有する。少なくとも１本の貫通端子ピン又はリード線２１６が、損失性フェライトインダクタ２００を非導電関係をなして貫通して延びている。貫通型コンデンサ２０８と組み合わせて用いられる場合、貫通端子ピン２１６は、このコンデンサを第１の組をなす電極プレート２１０と導電関係をなして貫通して延びる。外側フェルール、ハウジング又は接地平面２１８が、コンデンサに隣接して第２の組をなす電極プレート２１２と導電関係をなして設けられている。
【００４３】
損失性フェライトインダクタ２００は、ＥＭＩエネルギを吸収し（熱に変換し）、植込み型医用装置２０４のリード線システム２２０のインピーダンスを増大させるよう働く。他方、当該技術分野において周知の貫通型コンデンサ２０８は、このインピーダンスを接地用導体まで減少させ、それにより高周波電磁信号を分路させ又はバイパスさせる。
【００４４】
用いられる貫通型コンデンサはそれ自体、非常に効果的な高周波フィルタである。しかしながら、これら貫通型コンデンサは、キャパシタンス、サイズ及び回路電流に関する制限により、非常に効果的な低周波フィルタではない。本明細書において開示する損失性フェライトインダクタの技術的思想は、パルス状にされたＲＦ場にとって極めて効率的である。損失性フェライトインダクタ２００は、これらの周波数で相当大きな直列インダクタンス及び直列抵抗を生じさせる。したがって、これによりリード線システム２２０それ自体のインピーダンスは増大する。損失性フェライトインダクタの抵抗部品も又、磁気共鳴画像装置（ＭＲＩ）からのＥＭＩを無害の熱に変換する。この結果、リード線システム２２０に流れる電流は実質的に減少する。
【００４５】
ペースメーカリード線システム２２０中へ誘導されるＲＦ電流は、３つの仕方で問題となる場合がある。即ち、（１）温度をリード線内では過度のレベルまで増大させる直接的な加熱効果が生じる場合があり、（２）直接的な加熱を引き起こして体組織２２２の損傷を生じさせる場合のある電流が体組織２２２を通って流れることがあり、（３）ＲＦ電流が心臓ペースメーカの入力回路２２４に流入し、それにより装置が電子的に誤動作を生じ又は破損する場合がある。損失性フェライトインダクタの技術的思想は、１ｋＨｚ周波数ではかかる効果が最小限から制限されたレベルまでである。その理由は、この周波数での誘導リアクタンスが極めて低いからである。したがって、リード線システム２２０のインピーダンスは実際には実質的に影響を受けない。損失性フェライトインダクタ２００の抵抗損失に起因する幾分かの効果があるが、これも又、極めて僅かである。本明細書において開示する損失性フェライトインダクタ２００の技術的思想は、磁気共鳴画像装置のパルスＲＦ場成分を減衰させることについて効果が最も高い。これは、貫通型コンデンサ２０８と組み合わせられると、リード線電流を減少させることができると共に非常に高度の保護を医用装置２０４のエレクトロニクス又は入力回路２２４に提供する。
【００４６】
本明細書において説明する新規な損失性フェライトインダクタの技術的思想は、ＭＲＩのＲＦ場周波数におけるインダクタンスと抵抗率を共に実質的に増大させる。植え込まれたリード線システム２２０のインピーダンスを増大させることにより、リード線及び更にペースメーカの遠位ＴＩＰ電極２２６の領域の電流が減少する。本明細書において説明する損失性フェライトインダクタの技術的思想は、ＭＲＩ及び他の病院内診断又は手術器械の効果に対する能動植込み型医用装置２０４とその関連リード線システム２２０の両方の感受性を実質的に一段と減少させることになる。
【００４７】
新規な損失性フェライトインダクタ２００を追加することにより、フィルタ要素の極の数が増大する。Ｌ、Ｐｉ、Ｔ、ＬＬ、５要素及び更にｎ要素回路を全て実現することができる。これら回路は、システムの体液側、システムの植込み型医用器具側又はこれらの両方に向いた損失性フェライトインダクタ２００を有するのがよい。米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書において上述したように極の数を増大させることにより、図２１に示すようにＥＭＩフィルタの減衰傾度が増大する。したがって、本明細書において説明する新規な損失性誘導フェライトの技術的思想は、リード線システムのインピーダンスを増大させるだけでなく植込み型医用装置の入力のところに設置されるＥＭＩフィルタの減衰量及び有効性を大幅に向上させる。米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書において上述したように、一般に用いられるＥＭＩフィルタは、貫通型コンデンサから成り、場合によっては搭載型矩形ＭＬＣＣチップにより背後から支えられた単極デバイスである。多数のコンデンサ−インダクタ要素を追加することにより、貫通減衰傾度が非常に急峻になる。したがって、これにより、ＥＭＩフィルタが有効になり始める周波数が減少する（その３ｄＢポイントが減少する）。従来型ＥＭＩフィルタは、４５０ＭＨｚ以上の周波数で実効減衰量をもたらす。本明細書において説明する新規な多要素ＥＭＩ濾波貫通型コンデンサ−インダクタ回路により、ＥＭＩフィルタ回路は１ＭＨｚ以上で有効になり始める。これは、先行技術と比較してＥＭＩフィルタが有効になり始める周波数の相当な減少である。
【００４８】
これは、ＭＲＩ、結石摘出術及び他の診断手技にとって重要であるだけでない。患者の環境は、ますます複雑になっている。新型でより強力なエミッタが最近市場に導入され、かかるエミッタとしては、携帯電話用増幅器、携帯電話用高利得アンテナ、携帯電話ジャミング機器、固定と携帯用の両方の高周波識別（ＲＦＩＤ）スキャナ及びリーダが挙げられる。これらＲＦＩＤスキャナは、典型的には１３．５６又は９１５ＭＨｚの非常に強力な（４ワット）ディジタル変調場を生じさせる。システムによっては、他の周波数で動作するものがある。本明細書において説明する改良型ＥＭＩフィルタは、植込み型医用装置２０４についてこれら新型の強力なエミッタからの非常に高度の無影響性をもたらす。
【００４９】
また、損失性フェライトインダクタ２００が極めて大きなＤＣ、低周波ＡＣ及び高周波ＲＦ場の存在下において飽和するのを阻止する方法が記載される。本発明は、入射電磁場に起因して体液中に生じる誘導電流の時差に起因する新規な場相殺（キャンセル）効果を含む。本発明者は、種々の参考文献から体組織の複素透磁率のモデルを分析した。高周波の波伝搬により、体組織中で増大し、それにより波長が短くなる。これは、相当大きな位相角が、例えば左心室の外部に配置された両室リード線とは対照的に、右心室リード線中に誘起される信号相互間で生じることを意味している。これら計算の一例が、以下のように提供される。
【００５０】
複素透磁率は次の通りである。
【数１】
2006068541.tif 000003
Ｓ．ガブリエル（S. Gabriel），Ｒ．Ｗ．ラウ（R.W. Lau），Ｃ．ガブリエル（C. Gabriel）共著，「ダイエレクトリック・プロパティーズ・オブ・バイオロジカル・ティシューズ：ＩＩＩ．パラメトリック・モデルズ・フォー・ザ・ダイエレクトリック・スペクトラム・オブ・ティシューズ（Dielectric Properties of Biological Tissues: III. Parametric Models for the Dielectric Spectrum of Tissues）」から組織についての複素透磁率を用いる。
【数２】
2006068541.tif 000004
【００５１】
心組織についての上述のパラメータに関する数を用いると、６４ＭＨｚにおける複素透磁率の計算値は、次の通りである。
【数３】
2006068541.tif 000005
したがって、
【数４】
2006068541.tif 000006
【数５】
2006068541.tif 000007
【００５２】
組織からの総合導電率は、静イオン性寄与□iと交番場導電率の和であり、これは下記の参考文献１により与えられる。
【数６】
2006068541.tif 000008
【数７】
2006068541.tif 000009
【００５３】
位相定数は、下記の参考文献１により誘電体定数の実数部及び総合導電率から計算される。
【数８】
2006068541.tif 000010
【数９】
2006068541.tif 000011
【００５４】
波長及び位相速度は次式で与えられる。
【数１０】
2006068541.tif 000012
【数１１】
2006068541.tif 000013
【００５５】
肥大心臓（うっ血性心不全）内のリード線ＴＩＰ相互間の離隔距離は約１０ｃｍ（〜４インチ）であり、位相定数がラジアン／メートルから度／メートルに変換されると仮定すると、次式が成り立つ。
【数１２】
2006068541.tif 000014
【数１３】
2006068541.tif 000015
したがって、周波数が６４ＭＨｚの電磁波について心組織中において１０ｃｍ離隔した２つの箇所相互間の計算された位相差は、約９９．７６度である。
【００５６】
参考文献
１．Ｃ．Ａ．バラニス（C.A. Balanis）著，「アドバンスト・エンジニアリング・エレクトロマグネティックス（Advanced Engineering Electromagnetics）」，ウィレイ（Wiley），１９８９年
２．Ｓ．ガブリエル（S. Gabriel），Ｒ．Ｗ．ラウ（R.W. Lau），Ｃ．ガブリエル（C. Gabriel）共著，「ダイエレクトリック・プロパティーズ・オブ・バイオロジカル・ティシューズ：ＩＩＩ．パラメトリック・モデルズ・フォー・ザ・ダイエレクトリック・スペクトラム・オブ・ティシューズ（Dielectric Properties of Biological Tissues: III.
Parametric Models for the Dielectric Spectrum of Tissues）」，フィジックス・イン・メディシン・アンド・バイオロジー（Phys. Med. Biol），第４４巻，ｐ．２２５１〜２２６９，１９９６年
【００５７】
上述の方程式は、右心室と左心室との間において、９９．７６度の誘導位相差が典型的な６４ＭＨｚのＭＲＩパルスＲＦ場で生じ得ることを示している。これは、共通のインダクタ中にコア（磁心）飽和効果を減少させるために用いることができる相当大きな位相差である。他のＲＦパルス周波数、例えば１２８ＭＨｚでは、位相ずれは、更に大きいであろう。
【００５８】
多くの植込み型医用装置２０４、例えば心臓ペースメーカでは、リード線だけが１つの心腔内に植え込まれる。例えば、シングルチャンバ双極ペースメーカは、右心室内に落ち込む１本のリード線を有する。通常、このリード線システムは、心筋組織内に埋め込まれるＴＩＰ２２６と右心室の血液プール中に浮動するＲＩＮＧ２２８とから成る。感知及びペーシングパルスがＴＩＰ２２６とＲＩＮＧ２２８との間に印加される。シングルチャンバ用途では螺旋形状のＲＩＮＧ導線２３２により包囲されるＴＩＰ導線２３０の密接性により、これら２本のリード線がＭＲＩ信号にさらされると２本のリード線相互間の位相差は、ほとんど無く又は全く無い。しかしながら、新規な損失性フェライトインダクタ２００を互いに逆方向に通るリード線２３０，２３２を配線することは、本発明の新規な特徴である。これにより、損失性フェライトインダクタ２００が飽和するのを阻止する場相殺効果が得られる。
【００５９】
本明細書において説明するもう１つの発明思想は、相殺アンテナ２３４の存在である。これは植込み型医用装置２０４から出て体組織又は静脈系２２２内で別の方向に配線されるリード線である。例えば、心臓ペースメーカの場合、リード線を典型的には、左又は右胸筋領域のいずれかから鎖骨下静脈内へ引き回し、そして血管系を通って下って右心室の底部内に引き回す。この手技中、外科医が追加のリード線を鎖骨下静脈の頂部を横切って逆方向に引き回すことも比較的容易である。これにより、植え込み状態のリード線相互間の最大離隔距離が得られ、それにより心臓ペースメーカの入力のところでの最大位相ずれが生じる。また、それにより本明細書で説明するように損失性フェライトインダクタ２００内の追加の場相殺効果が生じる。
【００６０】
もし磁性材料が大きなＤＣ又は低周波ＡＣバイアス下で動作すればどの磁性材料の性能も劣化することになる（ＭＲＩは、これら効果の両方をもたらす）。小さなバイアス条件下では、磁気コア装置に印加される印加起磁力Ｈを増大させると、磁気コアの磁束Ｂがこれに対応して増大する。Ｈの或る値では、磁束Ｂは、増大を停止する。この値を超えてＨを増大させると、その結果インダクタの透磁率が急激に減少する。この条件に関し、磁気理論は、この装置が起磁力入力の増大につれて磁束のそれ以上の増大に耐えることができないので装置を「コア飽和状態」と呼ぶ。Ｂ−Ｈ曲線の勾配がほぼ平らになると、これは、そのことが飽和状態であることを意味するが、コアの瞬間透磁率（動作点における勾配に等しい）は、ほぼ１の値又は自由空間の値にまで低下することになる。しかしながら、この条件下においても、損失性フェライトインダクタ２００は、ＥＭＩ周波数において望ましい損失特性を有する。飽和状態では、コアのもたらすノイズ減衰量は取るに足りないほど少ないであろう。ＭＲＩを減衰させるためには、損失性フェライトインダクタ２００は、大きな損失インピーダンス（オーム損）を維持することが重要である。本明細書において説明する新規な発明思想を用いると、高い抵抗成分を有するよう設計された損失性フェライトインダクタ２００は、大きな低周波数起磁力入力の存在下においても有効に利用できる。
【００６１】
以下の図面の説明において、種々の実施形態相互間における機能的に均等な構成要素は、同一の参照符号で示される。
図１は、現在用いられている能動植込み型医用装置２０４の種々のタイプのうちの一例である。図１は、多くの植え込まれた状態の医用装置を示す人体全体のワイヤ形成図である。２０４Ａは、蝸牛インプラント、圧電サウンドブリッジトランスデューサ等の群を含む場合のある聴覚装置の類である。２０４Ｂは、ありとあらゆる種類の神経刺激器及び脳刺激器である。神経刺激器は、例えば癲癇、肥満症及び鬱病を治療するために迷走神経を刺激するために用いられる。脳刺激器は、ペースメーカのような装置に類似しており、脳内に深く植え込まれ、発作の開始を検出すると共に電気的刺激を脳組織に与えて発作が実際に起こるのを阻止する電極を有する。２０４Ｃは、当該技術分野において周知である心臓ペースメーカを示している。２０４Ｄは、左心室補助装置（ＬＶＡＤ）及び人工心臓の類であり、かかる人工心臓としては、Abiocorと呼ばれる最近導入された人工心臓が挙げられる。２０４Ｅは、インスリン、化学療法剤、痛み用薬物等の投薬に用いることができるあらゆる種類の薬剤ポンプを含む。２０４Ｆは、骨折の迅速な治癒のための種々の骨成長刺激器を含む。２０４Ｇは、尿失禁装置を含む。２０４Ｈは、鎮痛脊髄電気刺激器及び抗振戦刺激器の類を含む。インスリンポンプは、パッシブ装置からセンサ及び閉ループシステムを有する装置まで発展している。即ち、血糖レベルのリアルタイムモニタ方式が生じるであろう。これら装置は、感覚回路を備えていないパッシブポンプよりもＥＭＩに対してより敏感である傾向がある。２０４Ｈも又、疼痛をブロックするために用いられる神経刺激器の他のタイプの類全体を含む。２０４Ｉは、植込み型心臓除細動器（ＩＣＤ）装置の類を含むと共にうっ血性心不全装置（ＣＨＦ）の類を含む。これは当該技術分野においては心再同期療法装置として知られており、これはＣＲＴ装置としても知られている。
【００６２】
図２は、心臓ペースメーカ２０４用の単極リード線システムの略図である。ペーシングパルスは、リード線システム２２０を通って心臓の右心室に送り出される。単極システムでは、心室内の心筋組織２２２内に配置されるリード線ＴＩＰは、パルスを発生する。戻りは、接地用導体として考えることができる心臓ペースメーカ２０４Ｃのチタン製缶に至る。これにより、電気回路が構成される。残念ながら、このリード線は又、迷走電磁信号をピックアップすることができる非常に効率の高いアンテナとして作用する場合がある。図２に示すタイプのアンテナ形態は、一般に電場に効率的である。ＭＲＩの身体コイル又は頭部コイルにより生じるパルスＲＦ場は一般に、磁場成分と電場成分の両方を有している。
【００６３】
図３は、図２に示すリード線システム２２０の有界ループ領域を示している。この有界ループ領域は、磁場からの結合がどれほどリード線システム２２０中に電流を誘導できるかである。これは、ファラデーの電磁誘導の法則に由来している。図３から理解できるように、リード線システム２２０は、完全なループを形成しているわけではない。有界領域は、左側の導電性リード線システムにより包囲され、右側では体組織２２２′を通って戻される。当然のことながら、体組織は、磁場結合効率を減少させる高リラクタンス経路である。
【００６４】
図４は、実際の患者Ｘ線の非常に複雑なトレーシングである。この特定の患者は、心臓ペースメーカ２０４Ｃと植込み型心臓除細動器の両方を必要としていた。理解できるように、これに対応したリード線システム２２０は、非常に複雑なアンテナ及びループ結合状況に役立つ。読者は、AAMI Pacemaker EMC Task Forceによって提供された「エスティメーション・オブ・エフェクティブ・リード・ループ・エリア・フォー・インプランタブル・パルス・ジェネレータ・アンド・インプランタブル・カーディオバーター・ディフェブラレイタ（Estimation of Effective Lead Loop Area for Implantable Pulse Generator and Implantable Cardioverter Defibrillators）」という論文を参照されたい。
【００６５】
図５は、新型の両室リード線システムのうちの１つの実際の患者心臓Ｘ線の線図である。新型両室システムは、うっ血性心不全の治療のために用いられている。これは、リード線を左心室の外部に植え込むことが可能であった最初のものであることを表している。これは、非常に効率の高いペーシングシステムに利用できるが、リード線システム２２０は、極めて複雑である。例えば図２、図３、図４及び図５に記載したリード線システム２２０を経時変化電場又は磁場にさらすと、リード線システム中に電流を誘導することができる。
【００６６】
図６は、シングルチャンバ双極ペースメーカ２０４Ｃのリード線システム２２０を示している。この場合、ペースメーカハウジング又は缶２３６は、電気的に中性である。２本のリード線は、図６に示すように互いに非常に密接した状態で右心室内へ下って引き回されている。ＴＩＰ電極２２６は、心筋組織内に植え込まれている。一般的に言って、ＲＩＮＧ電極２２８は、右心室内の血液プール中に浮き、戻り経路となっている。パルス中の特定の点についてＴＩＰ２２６を正として、ＲＩＮＧ２２８を負として考えることができる。このリード線システム２２０を外部電場又は磁場にさらすと、ＥＭＩ信号をリード線システム中に誘導することができる。しかしながら、２本のリード線２３０，２３２の間隔が密なので、誘導ＥＭＩ信号は、同一の位相のものであると共に同一の振幅のものである傾向がある。この場合、ＭＲＩは、高い電流をリード線システム２２０中へ誘導する場合がある。後で説明するように、リード線システム２２０のインピーダンスを増大させ、それにより誘導電流を最小限に抑えることが望ましい。
【００６７】
図７は、図６に記載したのと同一タイプの双極リード線２３０，２３２，２３０′，２３２′を用いるデュアルチャンバリード線システム２２０，２２０′を示している。この場合、リード線のうち一方は、右心室内に植え込まれ、他方のリード線は、右心房内に植込まれている。図６に関して上述したように、右心室（ＲＶ）リード線中に誘導された電圧は、振幅及び位相がほぼ同一のものである傾向がある。右心房に行く２本のリード線（２３０′，２３２′）を今吟味すると、同じことが言える。各リード線上に誘導されるＥＭＩ信号は、振幅及び位相がほぼ同じのものである傾向がある。しかしながら、右心室ＥＭＩ信号と右心房ＥＭＩ信号を比較すると、位相及び振幅に相当大きな違いがある場合がある。これは、図７に示すように可変離隔距離ｄのためである。入射電界又は磁界が波面として通過すると、間隔又は離隔距離ｄに起因して時差が生じる。これは、もはや位相が合っていないリード線システム２２０，２２０′中に電圧及び電流を誘導する効果を有している。再度図７を参照すると、ＥＭＩ波形Ａが正弦波の正の最大振幅部分を通過しており、それと同時に波形Ｂがその正弦波のこれに対応した負の部分を通過していることが理解できる。これは当然のことながら、２つのＥＭＩ信号が実際にデュアルチャンバペースメーカの入力のところで互いに相殺する極端で且つありそうもない状況を表している。
【００６８】
図８は、双極リード線を備えたシングルチャンバペースメーカ用の入力インピーダンス及び結合モデルを表す略図である。Ｖinは、誘導ＭＲＩ又はＥＭＩノイズ電圧であり、これは、ペースメーカのリード線システム中への電場又は磁場の結合により誘導できる。ペースメーカリード線システムの電源インピーダンスは、Ｚsとして示されている。Ｚinは、ペースメーカ回路の入力インピーダンスを表している。Ｃ1，Ｃ2は、先行技術の貫通型コンデンサＥＭＩフィルタである。
【００６９】
図９は、例えば図１０に示す心臓ペースメーカ用の代表的な双極リード線システムの分散要素モデルの略図である。分布キャパシタンスＣx，Ｃy，Ｃz（．．．ＣN）は、値が極めて低い傾向があり（ほんの数ピコファラド）、従ってペースメーカ入力インピーダンス（貫通型コンデンサのＸc）は、ＭＲＩのＲＦ場周波数で重要な電流導通路になる。図９においては、２３６は、心臓ペースメーカ２０４Ｃのチタン製ハウジングである。０．５オームは、６４ＭＨｚのＭＲＩパルス場周波数において代表的なＥＭＩフィルタ貫通型コンデンサの容量リアクタンスを表す（これについては、米国特許第５，３３３，０９５号明細書その他を参照されたい）。右側に示された心臓は、ＲＦ周波数で約５００オームのインピーダンスを示す。これは、個人によって様々であるが、５００オームがほど良い平均値である。ＴＩＰリード線と直列に示された誘導要素Ｌ1，Ｌ2は、このインダクタンスがリード線の長さ全体に沿って分布しているということを表している。換言すると、このことは、これがＬ1，Ｌ2，Ｌ3，Ｌ4．．．，ＬNであればより正確である。同じことが、Ｌ1′，Ｌ2′から成る代表的なコイル状ＲＩＮＧ接続線についても言える。良好な表示は、Ｌ1′，Ｌ2′，Ｌ3′．．．ＬN′である。同様に、Ｒ1，Ｒ2は、ＴＩＰリード線２３０の全長に沿って実際に分布し、同様にＲ1′，Ｒ2′も又、ＲＩＮＧリード線２３２の全長に沿って分布している。ＴＩＰリード線に関し、全抵抗値は、約７０オームである。次にＲＩＮＧリード線を参照すると、全抵抗値は、典型的には約１４０オームである。これは、ＲＩＮＧ接続線２３２が代表的にはＴＩＰリード線２３０周りにコイル状にされ、それによりこれよりも長いからである。また、ＴＩＰリード線とＲＩＮＧリード線との間に並列にＣx，Ｃy，Ｃzが示されており、これらは、双極リード線の長さに沿う分布キャパシタンスを表している。上述したように、より正確な分布は、Ｃx，Ｃy．．．ＣNである。また、多数の電圧源Ｖ1，Ｖ2，Ｖ3，Ｖ4が示されている。これらは、ＭＲＩ場が植え込まれたリード線システムと結合したときに生じるリード線中の分布ＥＭＦを表している。ＥＭＦ及びループインピーダンスに起因する電流がこのループ中を流れる。ペースメーカ入力インピーダンスの値を０．５オームかこれよりも大きな値に増大させると、ループ電流が減少する傾向がある。したがって、本明細書に説明するような新規な技術を用いた場合、ペースメーカリード線の出入り箇所のところの追加の抵抗及び誘導リアクタンスが望ましい特徴である。
【００７０】
図１０は、植え込み状態の心臓ペースメーカ２０４Ｃを心組織２２２に接続する図９の双極リード線システム２２０を機械的な面で示している。ペースメーカは代表的には、右又は左胸筋領域のいずれかに埋め込まれている。外科医はまず最初に組織ポケットを作る。次に、専用ガイドワイヤを挿入して鎖骨下静脈を穿刺する。次に、双極リード線を鎖骨下静脈を通って下方へ引き回して大動脈弓を通し、有利には心腔の中の１つに引き入れる。代表的には、従来型双極リード線は、右心室、右心房又はこれら両方のいずれかに植え込まれることになる。双極リード線は、心臓が拍動するときの何百万回もの機械的動作に耐えるよう設計されている。代表的には、双極リード線は、遠位端部のところでＴＩＰ電極２２６に接続された内側コイル２３０と、内側コイルに巻き付けられると共にＲＩＮＧ電極２２８に接続された外側コイル２３２とから成る。ＴＩＰ２２６は代表的には、心筋組織、例えば右心室の底部の組織に直接植え込まれる。ＲＩＮＧ２２８をＴＩＰ２２６から或る距離を置いて配置し、これから絶縁する。ＲＩＮＧ２２８は代表的には、心室内の血液プール中に浮かぶ。生物学的電気信号をＴＩＰとＲＩＮＧとの間で検出する。加うるに、ペースメーカ２０４からの電気パルスを双極リード線により送り出し、ＴＩＰ２２６及びＲＩＮＧ２２８を横切って印加し、これは心筋組織２２２を刺激する（拍動パルス）。図１０に示す形態では、これは、植込み型除細動器用リード線とは対照的に、ペースメーカ用リード線の代表例である。図１０に示すシステムは代表的には、リード線が双極システムとして作用することができるようプログラム可能であり、双極システムでは、ＲＩＮＧは、イナクティブ状態になり、ペーシング及び（又は）感知は、ＴＩＰ２２６とペースメーカの金属ハウジング２３６との間で行われる。
【００７１】
図１０を参照すると、外側コイル２３２及び内側コイル２３０が示されていることが分かる。リード線システム２２０の電気モデルを開発すると、外側コイル２３２は、その大きな直径によりもし直線状態に引き延ばされたとすれば、内側コイル２３０よりも長い。これは、典型的には外側コイル２３２のリード線による抵抗及びインダクタンスが内側コイル２３０のものより高いことを意味している。外側コイル２３２と内側コイル２３０との間に生じる分布キャパシタンスは、かかる誘電体絶縁により、内側コイルと外側コイルは電気的絶縁状態に保たれる。
【００７２】
次に図１１を参照すると、独国のトビアス・ボサート博士という名前の研究者から得られた一群の曲線が示されていることが分かる。ボサート博士は、１９８７年に種々の植え込み双極リード線の絶対インピーダンスを研究した。低周波数では、リード線のインピーダンスは、約２００オームである傾向があり、次に２０ＭＨｚ以上で約８０オーム（平均で）の範囲に低下する。
【００７３】
図１２は、１９９９年にランドステーファ博士という名前の研究者からの仕事の結果である。ランドステーファ博士は、この仕事を独国のシュツットガルト大学で行った。ランドステーファ博士の仕事の示すところによれば、低周波数では植え込み状態のリード線のインピーダンスは、著しくばらつきのある場合がある。高周波数（２００ＭＨｚ以上）では、リード線システムは、約８０オームで安定する傾向がある。
【００７４】
図１３は、１９９６年にハンセン等により行われた研究結果である。これら研究者の示すところによれば、植え込み状態のリード線システムは、低周波数では８０オーム〜約１２０オームまで様々であり、次にインピーダンスが非常に高い周波数で増大し始める。次に図８に戻ってこれを参照すると、この単純化されたモデルから理解できるように、医療診断手技、例えばＭＲＩへの曝露によりループ中に誘導される電流は、入力電圧Ｖinをリード線インピーダンスＺsと心臓ペースメーカの入力インピーダンスＺinの和で除算した値である。Ｖinが過度に高く且つ（或いは）Ｚs＋Ｚinの和が低すぎると、この過度のループ電流Ｉは、過度の加熱及び患者への組織損傷の原因となる場合がある。加うるに、高周波数における過度のループ電流は、電磁緩衝効果に起因して心臓ペースメーカ又は植込み型除細動器の適正な動作を妨害する場合がある。したがって、選択された周波数でのペースメーカ入力インピーダンスを増大させることは、ループ電流を減少させると共に上述の効果の全てを軽減する傾向があるので非常に望ましい。リード線インピーダンスを増大させることと関連した問題のうちの１つは、リード線インピーダンスを生物学的検出周波数又は生物学的ペーシング周波数に増大させることは非常に望ましくないということである。これら周波数では、ペースメーカ入力インピーダンスは、比較的高く保たれる。一般に、心臓生物学的信号は、２０Ｈｚ〜約１，０００Ｈｚの範囲にある。この周波数範囲の最も重要な部分は、２０Ｈｚ〜約４００Ｈｚである。心臓ペースメーカリード線システムのインピーダンスをこれら周波数で著しく増大させた場合、これによりペースメーカが非常に非効率的になる。ペーシングパルスは、劣化する。加うるに、生物学的信号の検出具合が減衰する。したがって、必要なことは、生物学的周波数が自由に通過するのを可能にしながら心臓ペースメーカリード線システム又は他の能動植込み型医用装置の入力インピーダンスを選択された周波数で増大させる周波数選択装置である。
【００７５】
これを達成する一方法は、図１４に示すようなフェライトビード２３８を用いることである。フェライトビードの抑圧性能をこれらの周波数依存性複素インピーダンスに合わせて追跡することができる。低周波数では、ビードのインピーダンスは主として、その誘導性により支配される。高周波数では、フェライト材料は、これらの損失又は抵抗性によって支配される。しかしながら、図１４に示すようなフェライトビード２３８の大きな欠点は、２つある。即ち、これは、図１４に示すように直径が比較的小さい。例えば磁気ＭＲＩ中に生じるような大きな経時変化場にさらされると、ビード材料は、飽和する場合がある。フェライト材料に印加される磁力Ｈがあるとき、磁区が整列する。第２に、フェライトビード２３８の寸法が小さいこと及び形状因子が非効率的であることにより、単に、フェライトビード２３８には磁区をいつまでも整列状態に保つのに足るほど材料が存在しない。
【００７６】
図１５は、図１４のフェライトビード２３８のフェライトコア飽和曲線を示している。印加される磁力Ｈを動作領域よりも高く増大させると、コア飽和と呼ばれる領域に達する。これは、磁束密度Ｂがもはや増大しない領域である。この時点で、フェライト材料は、１つの自由空間の透磁率よりも良好にはならない。磁性材料の性能は、大きなＤＣ又は低周波ＡＣバイアス下で動作すると劣化する。小さなバイアス条件下では、磁気コア装置に印加される印加起磁力Ｈを増大させると、これに対応してコア中の磁束Ｂが増大する。しかしながら、Ｈの或る値では、磁束Ｂは、増加を止める。Ｈをこの値以上に増大させると、その結果装置の透磁率が急減する。この状況に関し、磁気の理論によれば、起磁力入力の増加につれて磁束のそれ以上の増大に耐えることができないので装置のコアは飽和されたと呼ばれる。
【００７７】
これは、ＭＲＩ手技中に誘起される極めて大きな磁場に関して大きな問題である。図１４に示すタイプのフェライトビード２３８は、飽和し、非効率的になる。したがって、フェライトビード２３８は、植込み型医用装置の入力インピーダンスを増大させるというその役目を果たすことができない。これらの理由で、図１４のフェライトビード２３８は、本発明の好ましい実施形態ではない。以下に説明するように、直径と高さの比が１．０よりも大きな損失性フェライトスラブが、新規且つ好ましい実施形態である。
【００７８】
図１６は、本発明の新規な双極損失性フェライトインダクタ２００を示している。これは、例示の理由で双極のものとして示されている。当業者であれば、これは、四極、六極、八極又は任意他の数のリードワイヤ２３０，２３２であってもよいことは理解されよう。重要な点は、共通の損失性フェライトインダクタ２００を通って体組織に出入りするこれらリード線２３０，２３２を設けることにより、磁界相殺が得られるということである。リード線２３０中に誘導されるＥＭＩ波形が９０°の電気角度では相対最小に達するということが理解できる。今リード線２３２に着目すると、ＥＭＩ波形が９０°の電気角度で相対的最大を通ることが理解できる。これら波形は、図示のようにこれらに対応して損失性フェライトインダクタ２００中に磁化力Ｂa，Ｂbを生じさせる。しかしながら、これら２つの印加磁化力は、逆方向に誘導され、それにより或る程度の相殺を可能にする。図１６に示すような波形は図示のように振幅が等しく位相が外れていれば、非常に望ましい完全な相殺が生じることになろう。しかしながら、実際の用途では、これは、ありそうもない。図４及び図５の複雑なリード線システム２２０を考察すると、相当な相殺が損失性フェライトインダクタ２００中に生じることになる。これは、本発明の重要な特徴である。損失性フェライトインダクタ２００を用いることにより、シャーバルク及びフェライト材料の経路長さの増大により植込み型医用装置の入力インピーダンスが増大するだけでなく、多数本のリード線が存在する場合、場相殺も又生じうる。要約すると、図１６の損失性フェライトインダクタ２００は、先に図１４に記載したディスクリート型フェライトビードと比較して４つの主要な利点を有する。インダクタ２００は、形状因子が一層効率的であり、磁性材料が多量であり、平均磁気経路長さが長く、しかも例えばＭＲＩのような高い磁場で動作できるよう磁束相殺が可能である。
【００７９】
図１７は、高透磁率フェライトコアを用いた新規なドーナツ形損失性フェライトインダクタ２００を示している。他のコアを用いることができるが、電流が非常に高く、高周波抵抗／損失性消散要素が望ましいＭＲＩ用途については高透磁率損失性コアが望ましい。図１６に示すコイル組立体２９２は、図９の双極リード線システムに示すリード線と釣り合った２つの互いに異なるリード線ａ，ｂ（２３０，２３２）を有する。医療インプラント用途では、図１７は、リード線２３０，２３２がコイル２００を通過する際にこれらが逆方向に巻回されているので新規である。リード線ａ，ｂ中に示された誘導電流ｉa，ｉbが同相であり、同じベクトル方向にあると仮定すると、逆のターン方向により、コアＣ中に位相外れが１８０°の電気角度の磁束密度Ｂa，Ｂbが引き起こされることになる。
【００８０】
次に図１８を参照すると、心臓ペースメーカ２０４Ｃの代表的なＥＭＩフィルタコンデンサと関連して設置された状態で示された図１７の新規な損失性フェライトコイル組立体２９２を見ることができる。心臓ペースメーカ用のＥＭＩフィルタコンデンサ２０８は、当該技術分野においては周知であり、米国特許第５，３３３，０９５号明細書を含む多くの既存の特許文献に記載されている。再び図１７を参照すると、Ｂ−Ｈループ相殺損失性フェライトコイル組立体２９２を図示のようにＥＭＩフィルタコンデンサ２０８に同時結合することができる。
【００８１】
図１９は、右胸筋領域に植え込まれた心臓ペースメーカ２０４Ｃを示す人の胴体の正面輪郭図である。当該技術分野においては周知であるように、双極ペースメーカリード線システム２２０を鎖骨下静脈中を通して心臓の右心室内へ下ろされている。新規な位相相殺アンテナ導線２３４が示されている。これは、心臓ペースメーカのＥＭＩ濾波気密端子２０２及び損失性フェライトインダクタ２００を通って出る追加の導線である。この絶縁双極リード線２３４は、ＴＩＰ又はＲＩＮＧ電極を備えておらず、体組織又は体液に接続されるようには全く設計されていない。これは単に、血液の流れ中で浮動する。位相相殺アンテナ２３４の目的は、例えば６４ＭＨｚで生じるＭＲＩ場が右心室双極リード線と位相相殺リード線の両方に電流を誘導する場合、これら電流が追加の位相ずれ（偏位）を受けるようにすることにある。これは、心筋２２２及び他の体組織２２２′を通るＭＲＩ電磁波の伝搬の速度のためであると共に相殺リード線２３４がペーシング及び感知を心組織にもたらす双極リード線２２０から一段と間隔を置いて位置しているためである。心臓リード線２２０と位相相殺リード線（アンテナ）２３４との間の間隔を広く且つ可変にすることにより、ペースメーカ２０４Ｃに流入するＭＲＩ電流は、位相が合っていないであろう。これは、位相相殺方式を用いて損失性フェライトインダクタ２００中のコア飽和を回避するもう１つの新規な手法である。この技術をスタンドアロン型特徴として又は本明細書に説明した他の位相相殺法（例えば、フェライトスラブターンを逆方向に巻回すること）と組み合わせて利用できる。位相相殺アンテナリード線２３４を静脈系又はどの体組織２２２中の種々の方向及び場所に配置できることは当業者には明らかであろう。また、位相相殺リード線も又、心房、左心室、蝸牛神経刺激器及び多種多様な他の植え込みリード線システムと組み合わせて使用できることも又明らかであろう。
【００８２】
図２０は、共通のＥＭＩフィルタ回路、例えばＣ、Ｌ、ＰＩ等を示している。今日まで心臓ペースメーカに通常用いられているのはＣ形回路だけである（米国特許第５，３３３，０９５号明細書等）。Ｌ1、Ｌ2、Ｐｉ、Ｔ、ＬＬ及び５要素回路は、本明細書で説明する新規な損失性フェライトインダクタ又は相殺巻回技術のいずれかに用いられる望ましいローパス回路形態である。
【００８３】
図２１は、米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書において上述したような種々のローパスフィルタ回路の減衰傾斜曲線を示している。Ｃ、Ｌ、Ｐｉ、Ｔ、ＬＬ及び５要素ＥＭＩフィルタの減衰傾度が示されている。フィルタ要素の数を増大させると、減衰傾度が増大する。即ち、所与のキャパシタンス値の場合、ＥＭＩ減衰量の非常に高いレベルを達成できる。ＭＲＩ用途に関し、特に望ましい形態としては、Ｔ又はＬＬが挙げられる。この理由は、追加のインダクタンス及び高周波抵抗も又、心臓リード線システムのインピーダンスを増大させることにある。図９に示すように、リード線システムのインピーダンスを増大させると、植え込まれたリード線中を循環するＭＲＩ電流が減少する。これは、望ましくないリード線の加熱効果を実質的に減少させることになろう。
【００８４】
図２２は、同時結合四極貫通型コンデンサ２０８及び本発明の四極損失性フェライトインダクタ２００を備えた四極気密封止端子２０２の断面図である。貫通型コンデンサ２０８は、当該技術分野においては周知である。しかしながら、貫通型コンデンサは一般に、高出力レベル病院内手技、例えばＭＲＩに対する心臓ペースメーカ及び植込み型除細動器のＥＭＩ無関係性をそれほど向上させるわけではない。事実、大きな値の貫通型コンデンサは実際には、ＭＲＩ状況を一層悪化させるよう働く場合がある。貫通型コンデンサは、ＥＭＩ周波数では心臓ペースメーカの入力インピーダンスを非常に低くすることにより動作する。しかしながら、上述したように、ＭＲＩ周波数での低入力インピーダンスは、正確に言えば、備えるべきこととして不適切である。その理由は、これにより心臓リード線中に増大したループ電流が引き起こされるということにある。ＭＲＩ周波数にさらされると大きな値の貫通型コンデンサは、非常に低い入力インピーダンスのように見え、心臓ペースメーカ又は他の能動植込み型医用装置の入力を短絡させる傾向がある。これにより確かに心臓ペースメーカの内部エレクトロニクスが保護されるが、結果として植え込まれたリード線システム中に大きなループ電流が生じることにもなる。上記文献において、高ループ電流がリード線中又はＴＩＰ電極とＲＩＮＧ電極のインタフェースのところのいずれかに過度の加熱を生じさせる場合があり、それが原因となって患者の組織の損傷が生じる場合があるということが示されている。これら効果は、ロジャー・クリストフ・ルチンガーの付属参考資料DISS.ETH14665に記載されている。ルチンガー博士は、心臓ペースメーカ着用者がＭＲＩにさらされると、場合によっては、ペースメーカの捕捉レベルがＭＲＩ手技後に増大する場合があることを指摘している。これが意味することは、心筋組織を正しく鼓動させるためにはペースメーカが非常に高い電圧を発生させなければならないことである。死後分析の示すところによれば、捕捉レベルにおけるこの増加は心臓リード線システムのＴＩＰとＲＩＮＧのインタフェースのところの組織損傷により引き起こされる。
【００８５】
再び図２２を参照すると、理解できるように、心臓ペースメーカの入力インピーダンスを選択された周波数（例えば、６４ＭＨｚ）に増大させようとする場合に最も重要な要素は、損失性フェライトインダクタ２００である。
図２３は、図２２の四極損失性フェライトインダクタ２００及びコンデンサ２０８の斜視図である。
【００８６】
図２４は、損失性フェライトインダクタ２００を含む取り付け状態の貫通型コンデンサ組立体２０６を備えた単極気密端子２０２の断面図である。
図２５は、図２４のＬＣ  ＥＭＩフィルタの略図である。抵抗要素ＲLは、望ましくないＲＦエネルギを無害の熱に変換する損失性フェライトインダクタの損失性要素を表している。
【００８７】
図２６は、図２４の損失性フェライトインダクタ２００の等角図である。
図２７は、第２の損失性フェライトインダクタ２００′が主要な損失性フェライトインダクタ２００に追加された状態の図２４のＬＣフィルタを示している。これは、全体的な磁性材料を増加させると共に大きな印加磁化力Ｈの存在下で飽和するその傾向を減少させる非常に厚手の損失性フェライトインダクタ２００を有する場合の利点を示している。米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書において上述したように、フェライト材料２００はフェライト材料２００′と同種であることは不要である。２つの互いに異なる材料組成を用いることにより、ＭＲＩ周波数でのインピーダンスを最適化できる。
【００８８】
図２８は、図２７に示すフィルタの概略電気図である。
図２９は、結合ワッシャ２４２を利用した２つの損失性フェライトインダクタＬ（２００），Ｌ′（２００′）の同時結合状態を示す図である。これら損失性フェライトインダクタが３、４又は５以上の層の状態に積み重ね可能であることは当業者には明らかであろう。
【００８９】
図３０は、埋め込み状態の貫通型コンデンサＣを示しており、損失性フェライトインダクタＬ（２００）がこの埋め込み状態の貫通型コンデンサＣに同時結合された状態で示されている。
図３１は、図３０の概略電気図である。
【００９０】
図３２は、心組織に至るよう設計された５本の貫通導線２１６を備えた内部接地型コンデンサＣを示す分解組立て図である。内部接地型貫通型コンデンサは、米国特許第５，９０５，６２７号明細書及び同第６，５２９，１０３号明細書に記載されているように当該技術分野においては周知である。損失性フェライトインダクタＬ（２００）は、貫通型コンデンサＣに同時結合されるべき定位置で示されている。上述したように、これら５本のリード線上に誘起される種々の信号は、損失性フェライトインダクタの内部に磁束密度（Ｂ）相殺を生じさせる傾向がある。これにより、損失性フェライトインダクタは非常に大きな場の存在下で引き続き動作することができ、それにより植込み型医用装置の入力インピーダンスを効果的に増大させる。
【００９１】
図３３は、気密端子２０２の体液側に配置された損失性フェライトインダクタＬ2（２００′）を示している。加うるに、第２のフェライトスラブＬ1（２００）が内部エレクトロニクス寄りで貫通型コンデンサＣ（２０８）の反対側に配置されている。これは、当該技術分野においてＴ形セクションフィルタと呼ばれているものを利用している。
図３４は、損失性フェライトインダクタ２００，２００′の等角図である。
図３５は、図３３に示すＴ形フィルタの略図である。
【００９２】
図３６は、新規なダブルＬ（ＬＬ）回路形態を示している。この場合、第１のコンデンサ２０８は、体液側に向かって差し向けられている。図示のように２つのコンデンサ２０８，２０８′相互間には２つの損失性フェライトインダクタ２００，２００′がサンドイッチされている。インダクタ２００′は、ペースメーカの電子回路寄りに位置している。下側のコンデンサＣ1は、外部接地用導体と内部接地用導体の両方を有している点においてハイブリッド型コンデンサである。内部接地用導体は、導電性ビアホールを介して連絡を取っている。このビアホールは、接地用ピンを収容していてもよく、又はこのビアホールを導電性材料、例えば熱硬化性導電性接着剤、はんだ等で埋めてもよい。重要なことは、新規なハイブリッド型コンデンサＣ1の接地用導体穴が上側コンデンサＣ2の設置プレートと連絡していることにある。コンデンサＣ2の接地電極がＲＮＦ接地点に接続されるのはこのようにしてである。ビアホールが導電性媒体ＣＭで充填される場合、図示のように追加の絶縁をインダクタスラブＬ1の内周部に施すことが好ましい。これは、材料ｂとして示され、任意の絶縁材料の群に属するものであってよく、かかる絶縁材料としては、非導電性ポリマー、非導電性エポキシ、絶縁スリーブ、絶縁管等が挙げられる。上側と下側の両方の貫通型コンデンサは、これらのそれぞれの接地電極プレートを互いに並列に導通させるために内部金属被覆ａ，ａ′を有している。２つのコンデンサを互いに接続する導電性充填媒体は、この金属被覆ａ，ａ′に接触する。下側貫通型コンデンサＣ1の外周部金属被覆は、好ましい実施形態では熱伝導性熱硬化性材料である材料Ｍに接続されている。Ｍは、信頼性の高い酸化物の無い電気接続部をフェルール２１８に提供するよう金蝋付け部ｄに接触する。フェルール２１８は、植込み型医用装置（図示せず）の電磁遮蔽体である全体ハウジングに連結されている。このように、下側と上側の両方のコンデンサＣ1，Ｃ2の接地電極プレートは、能動植込み型医用装置の連続した全体的電磁遮蔽体の一部になる。再びビアホール充填材料ＣＭを参照すると、これは、中実ピン、例えば銅ピン又はニッケルピンであってもよく、この場合、これは、熱硬化性導電性接着剤を用いることによりコンデンサのそれぞれの接地電極プレート成端部ａ，ａ′と接触するようはんだ付けされ又は取り付けられる。ＬＬ形態は、非常に高い減衰傾斜度を有するので特に効果的である（図２１参照）。しかしながら、ＭＲＩ用途では、インダクタンスを体液側に差し向けることが好ましい。この理由は、コンデンサ２０８が心臓ペースメーカの入力インピーダンスを低下させる傾向があるということにある。これにより、心臓リード線中のＭＲＩ電流の対応した増大が生じる。したがって、損失性フェライトインダクタ２００をコンデンサ２０８と交換して用いて高い入力インピーダンスが植え込み状態のリード線システムに与えることができるようにすることが好ましい。したがって、図３６は、最も好ましい実施形態を示しているわけではない。
【００９３】
図３７は、図３６に示すＬＬ形ＥＭＩフィルタ組立体２０６の略図である。図３８は、図３６に記載したＬＬ形セクション四極貫通型コンデンサの１つの考えられる平面図である。他の形態（正方形、矩形等）及びこれよりも少ない又は多い本数のリード線が可能であることは当業者には明らかであろう。
【００９４】
図３９は、先に図３６に記載したＬＬ形コンデンサの別の形態を示している。図３６の上述のＬＬ形コンデンサは、外部と内部の接地用導体２０８の両方を有するハイブリッド型コンデンサと従来型内部接地型コンデンサ２０８′の組み合わせを有している。
【００９５】
図３９のＬＬ形フィルタを参照すると、コンデンサ２０８，２０８′は外部金属被覆接地用連結部を備えた従来型貫通型コンデンサであることが分かろう。コンデンサの接地用連結部は、図示のように導電性熱硬化性材料２４６によって作られている。好ましい実施形態では、導電性熱硬化性材料２４６は、銀入り導電性ポリイミド又はこれと均等な材料である。理解できるように、銀充填材は、金蝋付け部２４８に接触し、絶縁されたフェライトスラブ２００を横切って上方に延びてこれ又貫通型コンデンサ２０８′の外周部金属被覆と接触するようになっている。導電性材料２４６について他の材料を用いてもよいことは当業者には明らかであり、かかる材料としては、はんだ、蝋、導電性エポキシ等が挙げられる。
【００９６】
図４０は、接地電極プレートの形態を示すコンデンサ２０８′の断面図である。
図４１は、コンデンサ２０８′内のアクティブな電極プレートの形態を示す図３９の４１−４１線矢視断面図である。
図４２は、図３６において上述したＬＬ形コンデンサの更に別の実施形態を示している。この場合、気密端子のフェルール２１８は、貫通型コンデンサ２０８，２０８′を包囲する環状空間を形成するよう上方に延長されている。図３９において先に記載したような導電性材料２４６は、コンデンサの外周部接地成端領域の両方に電気的に接触するよう配置されている。
【００９７】
図４３、図４４、図４５及び図４６は、図３６に先に記載したハイブリッド型の貫通型コンデンサ２０８を記載している。図４３は、貫通型コンデンサ２０８の等角図である。図４４は、このコンデンサ２０８の断面図である。図４５は、アクティブな電極プレートを示し、図４６は、接地電極プレートを示している。
【００９８】
図４７は、図３６の断面図に示された焼結損失性フェライトインダクタ２００，２００′の等角図である。図４８は、上述のスラブインダクタは同形的に絶縁材料２４４で被覆されていることを示している。好ましい実施形態では、材料２４４は、パラレン（Paralene）Ｄである。パラレンＤは、蒸着された高温焼戻しコンフォーマル被覆材料である。これは、典型的には心臓ペースメーカ組立体において高温レーザ溶接作業に耐えることができる。これは又、ＩＣＤ用途には代表的な高電圧に耐えることができる。パラレンＤは又、優れた耐摩耗性及び耐引っ掻き性を有し、それによりパラレンＤは、製造中取り扱いが容易である。
【００９９】
図４９は、図３６に先に記載したＬＬ形フィルタの上側貫通型コンデンサ２０８′の等角図である。
図５０は、図４９の上側四極コンデンサ２０８′の断面図である。これは、米国特許第５，９０５，６２７号明細書に先に記載された内部接地型貫通型コンデンサである。図５１及び図５２は、図４９に示す内部接地型貫通型コンデンサのアクティブな電極プレート２１０及び接地電極プレート２１２を示している。
【０１００】
図５３は、損失性フェライトインダクタ２００が今や体液側に向かって差し向けられているという点においてＬＬ形ＥＭＩフィルタの好ましい実施形態を示している。理解できるように、上述のハイブリッド型コンデンサ２０８は、導電性結合材料２４６により高いところに位置するフェルール２１８のフランジに取り付けられている。追加の金スパッタ又は蝋、或いはこれらと均等な材料２４８が、フェルールフランジ２１８の頂部に追加されて信頼性の高い酸化物の無い電気接続部が貫通型コンデンサ２０８の外周部金属被覆２５０（接地用金属被覆）からフェルール２１８まで形成できるようになっている（米国特許第６，７６５，７７９号明細書及び同第６，７６５，７８０号明細書参照）。
【０１０１】
図５４は、図５３に記載したＬＬ形ＥＭＩフィルタの略図である。理解できるように、損失性フェライトインダクタＬ1（２００）を体液側に差し向けることが望ましい。これは、植え込まれたリード線のインピーダンスを増大させると共に貫通型コンデンサ２０８，２０８′を電気的に絶縁するという効果がある。また、抵抗体ＲL1が体液側に向かって差し向けられている。これは、新規な損失性フェライトインダクタ２００の高周波数損失性又はオーム電気的性質である。Ｌ1及びＲL1を両方とも体液側に差し向けることにより、これは、リード線システムのインピーダンスを増大させるのに役立つ。上述したように、これは、リード線システム中を流れるＭＲＩ電流の大きさを減少する上で非常に望ましい。電流が小さいということは、加熱度が小さく且つ静脈又はＴＩＰ／ＲＩＮＧアブレーション（組織の損傷）を引き起こす傾向が小さいことを意味している。かかる過熱は、参考文献において注目されていて、非常に望ましくない。
【０１０２】
図５５は、追加の誘導性要素２００″が追加されていることを除き図５３と非常に類似している。これにより、貫通フィルタ組立体は５要素フィルタと呼ばれているものになる。
【０１０３】
図５６は、５要素フィルタの略図である。図２１に示すように、５要素フィルタは、非常に高い減衰傾斜度を有している。ローパスフィルタネットワークのプル回数ｎを増大すると、減衰傾度が増大し続ける。即ち、６、７、８又は９以上の要素が望ましい。対応のコンデンサを備えた損失性導体スラブを出る度毎に、追加のプルがローパスフィルタ回路に追加される。しかしながら、植込み型医用装置のスペース上の制約に起因して、５要素フィルタを用いる可能性は恐らくない。実務においては好ましい実施形態は実際問題として、４要素ローパスフィルタとも呼ばれているＬＬ形に限定される。
【０１０４】
図５７は、四極貫通型コンデンサ２０８に同時結合された状態で示される四極損失性フェライトインダクタ２００を示している。これは、図５８の断面図により分かりやすく示されている。この装置を通って通路又は空間中に延びる状態で示された米国特許第６，５６６，９７８号明細書の漏れ検出ベント２５２が存在していることが理解できる。これにより、気密封止試験中、ヘリウムガスの迅速な通過が容易になる。
【０１０５】
図５９は、絶縁リード線２１６の多数のターンを備えたインライン型四極損失性フェライトインダクタ２００を示している。これは、インライン型四極貫通型コンデンサ２０８に同時結合された状態で示されている。多数のターンを追加することは、インダクタンスがターンの二乗として増大するので非常に効率的である。したがって、損失性フェライトインダクタ２００は、先の図面に示すようにもしターンが１つだけこれを通過した場合のインダクタンスの４倍のインダクタンスを有することになる。本発明によれば、損失性フェライトインダクタ２００は、装置の入力インピーダンスを増大させると共に装置をＭＲＩから保護するのに役立つ。加うるに、４本のリード線２１６が心臓の互いに異なる領域内に配置されるので、相当高い磁束密度の相殺が得られる。これは、損失性フェライトインダクタの飽和を回避するのを助け、それにより損失性フェライトインダクタが高い磁場の存在下で正しく動作することができる。
【０１０６】
図６０は、図５９のＬＣ形フィルタの略図である。
図６１は、多数のターンを通すのを容易にする改良型のインライン型損失性フェライトインダクタ２００を示している。これは、係属中の米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書に先に記載されている。
【０１０７】
図６２は、結合状態の貫通型コンデンサＣ（２０８）を備えたデュアルインライン型気密端子２０２を示している。図示のように、８本のアクティブなピン２１６及び１本の接地ピンが設けられている。したがって、貫通型コンデンサＣ（２０８）は、内部接地型コンデンサであり、その接地電極プレートは接地ピンに接続されている。損失性フェライトインダクタＬ（２００）は、いつでもセラミックコンデンサＣ（２０８）に同時結合可能な状態で示されている。共通の損失性フェライトインダクタＬ（２００）を通ってリード線２１６の全てを配置することにより、位相外れの信号に起因する相当高い磁束密度の相殺が達成される。ワイヤボンドパッド２５６を備えた新規なアルミナ基板２５４も又、いつでも同時結合可能な状態で示されている。これは又、継続中の米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書に先に記載されている。
【０１０８】
図６３は、損失性フェライトインダクタＬ（２００）が装置の体液側に向けて位置決めされた更に別の改良型実施形態を示している。したがって、貫通型コンデンサＣ（２０８）は、植込み型医用装置の植え込み可能なエレクトロニクスに向かって向けられている。これは、図６４の略図に示すように四極Ｌ形セクションフィルタ装置である。平面図では、図示のように矩形、正方形又は丸形であってよい。これは、損失性フェライトインダクタ２００がリード線システムのインピーダンスを増大させるよう作用するので非常に望ましい又は好ましい実施形態である。コンデンサ２０８を損失性フェライトインダクタ２００の他方の側に位置決めすることにより、その比較的低いインピーダンスが内部エレクトロニクスを保護するよう位置するが、リード線システムそれ自体のインピーダンスを過度には減少させない。
【０１０９】
次に図６３に戻ってこれを参照すると、導電性ポリイミド材料２４６が気密端子２０２のチタンフェルール２１８の金蝋付け部２４８に取り付けられていることが分かる。
図６５は、アタッチメント部材２４６がコンデンサ２０８の外周部とフェルール２１８の内周部との間に接続された状態で示されている点を除き図６３と非常に類似している。アタッチメント部材２４６は望ましくは、米国特許第６，７６５，７７９号明細書に従って金蝋付け材料２４８に接触する。
【０１１０】
図６６も又、導電性ポリイミド材料２４６がフェルール２１８のフランジ部分の頂部全体を横切って延びる金蝋付け部２４８に接続された状態で示されている点を除き非常に類似している。
図６７は、幅全体に電気接続材料２４６がインダクタ２００と非導電関係をなして気密端子フランジ２１８の金蝋付け部２４８から貫通型コンデンサ２０８の外周部金属被覆まで接触している点を除き図６３と非常に類似している。
図６８は、本発明の内部接地型コンデンサ２０８の断面図であり、体液側に差し向けられた損失性フェライトインダクタ２００を示している。
【０１１１】
図６９、図７０及び図７１は、図６８の内部接地型貫通型コンデンサ２０８と対応した種々の考えられる平面図である。したがって、略図である図７２、図７３及び図７４は、図６０の内部接地型貫通型コンデンサ２０８及び損失性フェライトインダクタ２００を含む種々の考えられる略図である。
【０１１２】
図７５は、“Ｔ”回路フィルタ形態を示す断面図である。“Ｔ”回路も又、損失性フェライトインダクタＬ1（２００）が体液側に差し向けられているので非常に効率が高い。損失性フェライトインダクタＬ2（２００′）は、植込み型医用装置のエレクトロニクスの方に向いていて、それにより装置の入力インピーダンスを安定させる傾向がある。先程図２１に示したように、“Ｔ”は、１ＭＨｚ〜１００ＭＨｚ以上の周波数範囲全体を通じ広い減衰量を提供する非常に高性能のＥＭＩフィルタである。上述したように、キャパシタンスＣだけを用いるＥＭＩフィルタは一般に、１００ＭＨｚ〜約３ＧＨｚで有効であるに過ぎない。図７５に示す“Ｔ”形セクションフィルタは、貫通型コンデンサ２０８の利点を全て有するが、貫通型コンデンサの両側に設けられたインダクタンス及び高周波消散損失の利点を別途有する。Ｔ形フィルタの性能は、ＬＬ形回路フィルタの性能ほど非常に高くはないが、これは全ての先行技術の“Ｃ”形回路装置と比較すると顕著である。
【０１１３】
図７６は、図７５に記載したＥＭＩフィルタ組立体に非常に類似している。しかしながら、これは直径が小さいことが理解できる。図７５に戻ってこれを参照すると、高電圧の植込み型除細動器用途では、２本のリード線２１６，２１６′相互間の比較的広い間隔が必要である。これは、高電圧場が表面を横切って発弧する傾向があるからである。換言すると、高電圧場が図７５にアルファベット文字ａとして示されているように開放した空間を横切って発弧する可能性はほとんどない。再び図７６に戻ってこれを参照すると、本発明の新規な損失性フェライトインダクタ２００′には新規な特徴としてのスロットが付加されていることが理解できる。これは、ピン２１６，２１６′相互間の表面経路長を大幅に増大させる。ピン２１６の右の縁から始まって、電弧が表面に沿って生じるためには、これが、まず最初に表面ａに沿って移動し、次に表面ｂに沿って下り、表面ｃを横切り、そして表面ｄを上り、そして表面ｅを横切って進んでピン２１６′の左の縁上の極性が逆の点に至らなければならないことが理解できる。電気工学では、これは蛇行経路又は曲がりくねった経路と呼ばれる。換言すると、ピンからピンまでのクリーページ距離（沿面距離）は、著しく増大している。この同じ特徴を体液側のフェライトスラブを含む本発明のフェライトスラブのうちの多くに追加できる。例えば、図３３は、体液側に位置した状態で示されたフェライトスラブ２００′を示している。これは、単極装置であるように考えられるが、これが多ピン装置である場合、かかるスロットを追加するとクリーページ距離を増大できることは当業者には明らかであろう。これは、組織移動又は金属被着がかかる表面全体にわたって生じうる体液にさらされたコンポーネントにとってますます重要な場合がある。この理由は、ペースメーカでは、リード線上に存在する電気パルスがあるからである。また、電解液及び電圧電位の存在下において移動し又は電気めっきできる貴金属、例えば金めっきが存在する。したがって、図７６に示すような増大したクリーページ経路は、本明細書に示された全ての体液に関する実施形態に容易に適用できる。これは、図７７の等角図を参照すると一層よく図示されている。図７７は、先に図７６に記載した上側インダクタ損失性スラブ２００′の等角図である。これは、所要の曲がりくねった経路を提供する十字形スロットを備える四極装置である。表面ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅを辿るのがよく、これらはピン位置決め穴ｘ，ｙ相互間の隙間を大幅に増大させる。
【０１１４】
図７６に再び戻ってこれを参照すると、表面フラッシュ又は高電圧弧絡が生じるもう１つの方法が示されている。ピン２１６′の右側で始まり、表面ｆ，ｇ，ｈを横切って追跡すると、ピン２１６がコンデンサの外周成端部ｚに対し正の高電圧状態にあれば、電圧電位がこれら表面を横切って生じることが理解できる。図７６を参照すると、ペースメーカ又は他の植込み型医用装置のチタンハウジングに溶接されるよう設計されたフェルール２１８は、この例では接地電位にある。電気接続材料２０６が、フェルール２１８をコンデンサの外周部金属被覆２５０に接続している。したがって、外周部金属被覆２５０は、フェルール２１８と同一電位にある。好ましい実施形態では、図７７に示すようなクロスカット構造は、図７８に示す類似した構造よりも好ましい。この理由は、図７７の距離ｇ（又は高さ）が図７８と比較して大きいということにある。これにより、表面ｆ，ｇ，ｈに沿う電圧のスタンドオフ又は曲がりくねった経路の追跡が増大する。換言すると、ｇを高くすることにより、ピン２１６又はピン２１６′のいずれかから接地用導体までの電圧スタンドオフ能力が増大する。当然のことながら、プログラム可能な植込み型除細動器では、缶をアクティブにすることが可能である。換言すると、フェルール２１８は、ピン２１６′に対し正であり、ピン２１６′は、この場合負等である。しかしながら、全ての場合において、ピンからピンまで及びピンから接地用導体までのスタンドオフ距離をできるだけ大きく取ることが望ましい。
【０１１５】
図７５に示す四極ＥＭＩフィルタの外径と図７６に示す四極フィルタの外径とを比較し、図７７及び図７８に記載したような新規なスロット技術を用いることにより、ＥＭＩ濾波端子全体を小形にすることができる。フェライトインダクタスラブにおけるこの新規なスロット又は高くしたバリヤの技術は、矩形を含む多種多様な幾何学的形状、デュアルインライン型フィルタ等に利用できることは当業者には明らかであろう。
【０１１６】
図７８は、本発明の損失性フェライトインダクタである点において同様な機能を果たす。しかしながら、この場合、ピンからピンまでのスタンドオフ距離の増大は、図示のように突起領域を高くすることにより達成されている。本明細書において説明するフェライトインダクタスラブの全てに関し、損失性フェライトインダクタは適当な絶縁材料で被覆されていることは注目されるべきである。好ましい実施形態では、これは、高温焼戻しパラレンＤである。したがって、本明細書において説明する新規な損失性フェライトインダクタは、優れた絶縁特性及び絶縁耐力を備えている。
【０１１７】
図７７に戻ってこれを参照すると、傾斜領域ｄが見える。この傾斜特徴は、製造法を容易にする。好ましい実施形態では、本明細書において説明しているような新規な損失性フェライトインダクタは、粉末調合物を炭素取り付け具中に小出しして所望の形状を形成することにより製造される。次に、これらを非常に高温で焼成し（焼結し）硬質の一体構造を形成する。混転及びパラレン被覆を行うのはその後である。しかしながら、焼結後、硬質の焼成損失性フェライトインダクタを取り付け具から取り出すことができなければならない。図７７及び図７８に示す傾斜特徴ｄは、この取り付け具からの放出を単純化する。この特徴は垂直であるが、これは製造歩留まりを減少させると共に製造時間を長くする。というのは、焼成フェライト損失性スラブを取り付け具から取り出すのは非常に困難だからである。用いられる取り付け具は、典型的には、黒鉛又は炭素で作られており、幾分脆い。図７７及び図７８に示すような傾斜ツール特徴ｄを設けることにより、製造取り付け具の寿命が長くなると共にその摩耗が減少する。
【０１１８】
図７９は、電話線の電柱から吊り下げられる絶縁体に類似した回旋状構造体を示す変形実施形態を示している。これら回旋部は、ピンからピンまでのクリーページ距離を大幅に増大させる。種々の断面が、図７９Ａ、図７９Ｂ及び図７９Ｃに示されている。互いに反対側のピン、例えば図７９のピンｘ，ｙ相互間のクリーページ経路を増大させるために多くの考えられる断面の利用が可能であることは当業者には明らかであろう。図７９に示す構造は、損失性フェライトインダクタの焼結又は焼成中大きな固定上の問題をもたらす。この場合、多段取り付け具を製造することが必要であり、これを達成するには極めて高い費用がかかる。この理由で、図７９に示す構造体は、好ましい選択肢ではない。
【０１１９】
図８０は、図７５及び図７６に示す四極ＥＭＩ“Ｔ”形フィルタの略図である。再び図８０に戻ってこれを参照すると、誘導及び損失性要素Ｌ2及びＲＬ2は、図７７、図７８又は図７９に示す新規な焼結フェライトスラブに由来している。
【０１２０】
図８１は、植込み型医用装置の端子２１８に取り付けられたインライン型四極ＥＭＩフィルタ２０６の等角図である。貫通型コンデンサ２０８は、周知の先行技術の技術により気密端子２０２に結合された状態で示されている。損失性フェライトインダクタ２００は、これを貫通した４本（四極）のリード線２１６を有している。符号ａ，ｃという標識が付けられた損失性フェライトインダクタ２００を貫通するリード線２１６は、損失性フェライトインダクタ２００を真っ直ぐに通って本明細書において先に説明したのと非常によく似た損失性フェライトインダクタを実行する。リード線ａ，ｂは典型的には、１つの双極対、例えば心臓の右心室内に植え込まれた双極ＴＩＰ及びＲＩＮＧリード線システム２２０からのものである。リード線ｃ，ｄは、これとは異なる双極対からのものである。箇所ｂ，ｄのところに示されたリード線は、損失性フェライトインダクタ２００に逆方向に巻き付くよう設計されている。図１６において先に説明したように、これにより損失性フェライトインダクタ２００が飽和するのを阻止する相殺ベクトルＢがこの損失性フェライトインダクタ内に生じる。これは、損失性フェライトインダクタ２００の透磁率が高ＭＲＩ場の存在下においても維持されることを意味している。リード線ｂ，ｄは代表的には、例えば右心房内又は左心室の外部に植え込まれた別の双極リード線、例えば右心室リード線対では、ＭＲＩからの密な間隔を置いたＴＩＰ及びＲＩＮＧ導線中に誘導される電流の位相ずれはほんの僅かに過ぎない。これは、波の伝搬速度並びにＴＩＰ及びＲＩＮＧリード線の比較的密な間隔に起因している。しかしながら、右心室（ａ，ｂ）内に配置された双極リード線及び例えば左心室（ｃ，ｄ）の外部の別の身体場所に配置された双極リード線の場合、相当大きな位相ずれを生じさせるに足るほどの間隔が２つの双極リード線対相互間に存在する。したがって、図８１に示す形態は、かかる位相ずれを利用し、ＭＲＩ場グラジエントの存在下においてフェライトスラブ飽和を減少させるよう設計されている。これは、フェライトスラブ（例えば、右心室をこれらに接続した場合にはａ，ｂ）を通って個々の双極対を逆方向に巻回した場合の位相相殺効果に付加される。これにより、設計者には位相相殺を取り扱う上で多くの選択肢が与えられる。
【０１２１】
図８２は、図８１に示す“Ｌ1”回路四極ＥＭＩフィルタの略図である。
図８３は、図８１の８３−８３線矢視断面図であり、この図は、リード線ａ，ｃが損失性フェライトインダクタ２００を真っ直ぐに貫通した状態を示している。理解できるように、リード線ａ，ｃは、貫通型コンデンサ２０８と損失性フェライトインダクタ２００の両方を真っ直ぐに貫通している。
【０１２２】
図８４は、図８１の８４−８４線矢視断面図である。理解できるように、リード線ｂ，ｄは、これらがリード線ａ，ｃと比較して逆方向にインダクタ２００の中心を通るような仕方で損失性フェライトインダクタ２００の周りに引き回されている。これにより、誘導ＥＭＩ信号について位相ずれが生じ、それにより損失性フェライトインダクタ内に追加の相殺ベクトルが生じる。
【０１２３】
図８５は、代表的な能動植込み型医用装置２０４を示している。これは代表的には、単極心臓ペースメーカ、単極神経刺激器等であるのがよい。図８５に示す装置は、任意の長さのものであってよい１本のリード線２１６が植込み型医用装置２０４から静脈系を通り又は身体組織それ自体の中を通って遠位ＴＩＰ場所まで延びている点で単極装置である。遠位ＴＩＰ３００は、体組織内に挿入されるプローブ３０２を有している。遠位ＴＩＰは、当該技術分野において一般的な多くの形状を有してよい。例えば、神経刺激器では、遠位ＴＩＰ３００を例えば脊髄中の疼痛信号をブロックするよう神経組織内又はその周りに（コイルとして）配置する。また、アルミナ又はガラス絶縁体２４０から成る単極気密フィードスルー又は端子２０２が設けられ、アルミナ又はガラス絶縁体２４０はこの場合、ＡＩＭＤ２０４の全体ハウジングに金蝋付け２４６される。また、気密絶縁体２４０とリード線２１６との間には気密金蝋付け連結部２４６′が設けられている。気密ピン組立体は、当該技術分野においては周知であり、本明細書におけるどこか他の場所に示されるようなフェルールと組み合わせることができる。しかしながら、図８５に示すように、フェルールは常に必要であるとは限らない。加うるに、代表的には金である金蝋付け材料２４６，２４６′も又、常に必要であるというわけではない。即ち、ガラス圧縮シールも又、ＡＩＭＤの内部内への体液の流入を阻止するよう使用できる。
【０１２４】
ＡＩＭＤは代表的には、図示のように回路板又は基板３０４を用いている。この回路板を内部バッテリ又は種々の電子装置に接続して体組織を刺激すると共に（或いは）生物学的信号を検出する出力パルスを生じさせるのがよい。出力パルスを多数本のリード線に差し向けることができるが、図８５では、最も簡単な形態は、単極装置である。この場合、出力パルスを用いてＡＩＭＤ缶又はハウジング及び遠位リード線ＴＩＰ３０２に対して体組織を刺激する。換言すると、ＡＩＭＤの金属ハウジングが一方の電極を形成し、他方は、単極遠位ＴＩＰ電極３０２である。本願における他の図面に示すように、これはいつでもそうであるというわけではない。換言すると、ＡＩＭＤハウジング（缶）は戻り電極であることは要件ではない。例えば、双極装置では、パルスは、２本以上の植え込まれたリード線相互間にのみ存在していてもよい。心臓ペースメーカでは、これは代表的には、遠位ＴＩＰと遠位ＲＩＮＧ電極の両方が設けられる右心室内の双極リード線を用いて行われる。
【０１２５】
依然として図８５を参照すると、本発明の新規な損失性フェライトインダクタ２００は、接地リード線３０６とアクティブなリード線２１６の両方がフェライトインダクタ２００を非導電関係をなして貫通するよう位置決めされていることが理解できる。これは、本明細書において説明された位相相殺技術を利用するようにする上で重要である。即ち、このＡＩＭＤシステムが例えばＭＲＩによって生じる強力なＥＭＩ源にさらされると、信号が金属製ＡＩＭＤ缶又はハウジングと符号２１６、３００、３０２から成る遠位リード線システムの両方の上に誘導されることになる。これら信号がフェライトインダクタ２００を通過すると、これら信号は、起磁力を生じさせることになり、かかる起磁力の発生の結果として、損失性フェライトインダクタ２００内に磁化力が生じ、かかる磁化力は、互いに異なる層のものである傾向があり、部分的に又は完全に互いに相殺することになる。本明細書において説明するように、これは損失性フェライトインダクタ２００内のコア飽和を阻止するのを助けるであろう。
【０１２６】
再び回路基板３０４を参照すると、ワイヤボンドパッド３０８，３０８′がリード線３０６，２１６に接続されていることが理解できる。超音波ワイヤボンディング、サーマルソニックワイヤボンディング、はんだ付け等のうちいずれかによりワイヤボンドパッドへの取り付け部が形成される。次に、回路トレース３１０，３１０′をＡＩＭＤの電子回路モジュール３１２に接続する。
【０１２７】
新規なフェライトインダクタ２００は、植込み型医用装置ハウジングへのリード線導入箇所と回路基板３０４との間の中間位置にある状態で示されている。本明細書において上述したように、好ましい一実施形態は、適当な同時結合接着剤ワッシャ又はポリイミドワッシャを用いて新規な損失性フェライトインダクタ２００を気密端子組立体２０２に同時結合することである。また、新規な損失性フェライトインダクタ２００を直接回路板３０４それ自体に同時結合してもよい。重要なことは、リード線３０６，２１６が新規なフェライトインダクタを非導電関係をなして貫通することである。
【０１２８】
新規なフェライトインダクタ２００は、ＡＩＭＤシステムにおいて２つの非常に重要な機能をもたらす。即ち、損失性インダクタ２００は、リード線システムのインピーダンスを増大させ、それによりＭＲＩ及び高強度電磁場への他の曝露中に誘導される電流のレベルを減少させる。かかる電流の減少により、リード線２１６中の加熱量が減少すると共に遠位ＴＩＰ３０２のところの加熱量も減少する。かかる加熱は、体組織に損傷をもたらし、組織壊死をもたらし、或いは結果的にＡＩＭＤのペーシングインピーダンスが高くなってその効能が軽減する。過熱に起因する遠位ＴＩＰインピーダンスの増大は、ＡＩＭＤが高い出力電圧で刺激を及ぼさなければならないことを意味する。これは、バッテリの放電を増大させると共に上述の装置の寿命を短くする原因となるので望ましくない。損失性フェライトインダクタ２００は又、一極ローパスＥＭＩフィルタとして作用し、それにより或る度合いのＥＭＩ保護作用をＡＩＭＤの高感度電子回路にもたらすのでもう１つの非常に重要な機能をもたらす。本明細書全体を通じて説明するように、追加のフィルタ要素、例えば貫通型コンデンサを追加することによりＥＭＩ濾波の量の大幅な改善が可能である。
【０１２９】
再び図８５を参照すると、ＡＩＭＤハウジングは代表的には、チタン、ステンレス鋼又は生体適合性のある他の金属で作られる。しかしながら、本発明は、金属製ハウジングを有するＡＩＭＤに限定されるものではない。事実、ＡＩＭＤは、ＡＩＭＤエレクトロニクスを体液の浸入から保護するセラミックハウジング又は他の絶縁性ハウジングを有してもよい。ＡＩＭＤハウジングが絶縁性である場合、代表的には別個の電極が設けられ、例えば、プラチナ電極がセラミックハウジングそれ自体に設けられる。チタン製エンドキャップを備えたセラミック管を有する或る特定のＡＩＭＤが存在する。エンドキャップは、ハウジング電極を形成する。損失性フェライトインダクタによる位相相殺を含む本発明は又、別個の同時に取り付けられた電極を備えたセラミックハウジングを有してもよいことは当業者には明らかであろう。
【０１３０】
図８６は、植込み型医用装置の気密端子２０２に結合された単極損失性フェライトインダクタ２００を示している。注目できることとして、この特定の用途では貫通型コンデンサは設けられない。確かに、損失性フェライトインダクタ２００それ自体が設けられただけで、例えばＭＲＩにより作られる高強度ＥＭＩ場に対する植込み型医用装置の無関係性は大幅に向上する。しかしながら、貫通型コンデンサを設けないことにより、植込み型医用装置が例えば携帯電話及び他のエミッタにより生じる高周波ＥＭＩの影響を受けやすくなる。したがって、図８６は、好ましい実施形態ではないが、ＭＲＩが主要な関心事である場合には適当な実施形態である。
【０１３１】
図８７は、図８６の気密端子２０２の略図である。
図８８は、図８６に示す損失性フェライトインダクタ２００の拡大等角図である。
図８９は、損失性フェライトインダクタ２００が気密端子２０２のフランジ２１８内に埋め込まれた状態で示されていることを除き図８６と非常に類似した図である。オプションとしてのエポキシ充填ＥＰを見た目を良くするために追加するのがよい。
図９０は、図８９の略図である。
【０１３２】
図９１は、いつでも気密端子２０２に同時結合可能な状態にある損失性フェライトインダクタ２００を示す５リード線付き装置である。気密端子２０２は、チタンフェルール２１８とアルミナセラミック絶縁体２４０とから成っている。気密封止は、純金蝋付けを用いる要素の同時蝋付けにより達成される。
【０１３３】
図９２は、植込み型医用装置のフランジ２１８内に埋め込まれている損失性フェライトインダクタＬ（２００）を示している。これは、図９３に示す断面図により明確に示されている。理解できるように、損失性フェライトインダクタＬ（２００）は、これが動くことができないよう材料中に埋め込まれて包封されている。かかる材料は、損失性フェライトインダクタ２００を定位置に機械的に保持するために単に用いられる非導電性エポキシ材料である。損失性フェライトインダクタとフランジ２１８との間に必要な又は望ましい電気取り付け部は設けられていない。事実、図示のように損失性フェライトインダクタ２００の全てに関し、損失性フェライトインダクタ２００は、その絶縁破壊の強さ又は耐電圧印加性を向上させるために適当なコンフォーマル被覆材料２４４、例えばパラレンで処理されている。
【０１３４】
次に図９２及び図９３に戻ってこれを参照すると、損失性フェライトインダクタＬ（２００）がヘリウム漏れ検出を容易にするよう新規な漏れ検出ベント穴２５２を有していることが分かる。
次に図９４を参照すると、貫通型コンデンサが除去されている点を除き先に図５９に示したものと類似したインライン型四極損失性フェライトインダクタ２００が示されている。
【０１３５】
図９５は、図９４の損失性フェライトインダクタＬ（２００）の略図である。
図９６は、図９４に示す気密端子２０２に同時結合できる改良型損失性フェライトインダクタ２００を示している。改良型損失性フェライトインダクタＬ（２２０）は、追加のターンに対応するよう改造されている。特徴としてのスロットは、これらターンを互いに分離した状態に保ち、従って隣り合うターンが短絡しないようになっている。図９６に示す形態の損失性フェライトインダクタ２００を用いると、２、３又は４以上のターンを用いることができる。
【０１３６】
図９７は、内部接地型貫通型コンデンサＣが除去されている点を除き図６２に先に記載した図と非常に類似した図である。
図９８Ａ〜図９８Ｄは、損失性フェライトインダクタＬ（２００）が取り得る形状の種々の例を示している。損失性フェライトインダクタ２００は好ましくは、加圧成形粉末で作られている。これら粉末は、粉末をダイ内に押し込むことにより形成された形状の結合剤系と混合される。ダイは、ちょっと考えただけで定められる任意の形状を取ることができる。図９８Ａは、丸形損失性フェライトインダクタを示している。図９８Ｃは、直線状である。図９８Ｂは、楕円又は長円形であり、図９８Ｄは、切欠き付きの任意他の形状、Ｔ形状又は三角形が可能であることを示している。加圧成形ペレットを形成した後、損失性フェライトインダクタを高温で焼成し、これを硬い一体形構造の状態に焼結する。
【０１３７】
図９９は、気密端子２０２を備えた心臓ペースメーカ２０４のハウジング２３６を示しており、気密端子２０２は代表的には、チタン製ハウジング２３６内にレーザ溶接される。しかしながら、この実施形態では、損失性フェライトインダクタ２００は、多層回路板２２４（大幅に拡大して示されている）に結合された状態で示されている。当然のことながら、植込み型医用装置２０４は、他の多くの内部構成部品を有し、かかる構成部品としては、バッテリ、リードスイッチ、ハイブリッド回路等が挙げられる。図９９の目的は、損失性フェライトインダクタ２００がこれが回路内に配置される場所ではどこでもインダクタンスを増大させるよう働くことを指示することにある。
【０１３８】
図１００は、損失性フェライトインダクタ２００を気密端子２０２と植込み型医用装置内の回路板２２４又は他のコンポーネントとの間の中間に配置でき、かかる損失性フェライトインダクタ２００がインピーダンスを増大させるよう働くことができることを示している。
【０１３９】
図９９及び図１００は又、高周波ＥＭＩフィルタとして当該技術分野においては周知のオプションとしての貫通型コンデンサ２０８を示している。損失性フェライトインダクタ２００が貫通型コンデンサ２０８と組み合わせて用いられる場合、これにより、同時係属米国特許出願第１０／８２５，９００号明細書に記載されているような非常に効率の高いＬ形セクションフィルタが形成される。しかしながら、ＭＲＩパルスの減衰目的では、損失性フェライトインダクタ２００を図９９及び図１００に示すように貫通型コンデンサ２０８の体液側に向けることが望ましい。上述したように、これは、ループ電流を減少させる上で重要である。また、これにより、貫通型コンデンサ２０８の比較的低インピーダンスが植え込まれたリード線システムから絶縁され、それによりリード線システム中のＭＲＩの加熱効果が減少する。
【０１４０】
図１０１及び図１０３は、非常に小さな中央穴を備えた損失性フェライトインダクタ２００，２００′を製造し、次に誘導特性と抵抗特性の両方を最適化する全高をもたらすよう層の状態にすることができる本発明の新規な特徴を示している。図１０１では、非導電性絶縁ワッシャ２４２と一緒に結合された２つのフェライトスラブ２００，２００′が設けられていることが分かる。これにより、この単一要素として製造しようとした場合に固定上の問題を生じさせないで損失性フェライトインダクタの全高を増大させることができる。上述したように、単一損失性フェライトインダクタ２００の場合、高さと内径の比は、製造作業において非常に大きな問題となりうる。
【０１４１】
２、３又は多数の損失性フェライトインダクタ２００を互いに同時結合すると、必要な任意所望の高さ及び総合インダクタンスが得られることは当業者には明らかであろう。
図１０２に示す略図は、２つの損失性フェライトインダクタ２００，２００′を直列に作用させ、これら２つの抵抗特性を直列に作用させた場合の効果を示している。これら要素は単純に合計され、それにより損失性フェライトインダクタの総合インダクタンス及び総合抵抗が増大する。しかしながら、これは、基本的なＥＭＩローパスフィルタ回路形態を変更しない。換言すると、第２の損失性フェライトインダクタ２００′の追加は、図１０１のＥＭＩフィルタが依然として単一要素形セクションフィルタとして作用することを意味している。本明細書において更に説明するように、ＥＭＩフィルタの極又は要素の数を増大させるのは、フェライトスラブをコンデンサ要素によって分離したときだけである。
【０１４２】
次に図１０１に戻ってこれを参照すると、複数の損失性フェライトインダクタ２００，２００′を互いに同時結合できることが理解できる。これらスラブは、種々の初期透磁率及び特性のものであってよい。例えば、第１のスラブ２００は、マンガン亜鉛材料のものであり、スラブ２００′は、コバルト亜鉛材料のものであってよい。これら２つの材料は、互いに顕著に異なる電気的性質を備えている。一方の材料は、低周波数でインダクタンスが高く、他方の材料は、高周波数でインダクタンスが高い。種々の材料の損失性フェライトインダクタ２００，２００′を互いに同時結合することにより、広い周波数範囲全体にわたりインダクタンスを最適化することができる。同じことが、２つの損失性フェライトインダクタ２００，２００′の抵抗特性ＲL1，ＲL2に当てはまる。各タイプのフェライト材料は、抵抗特性に対して周波数特性が互いに異なっている。種々の材料を組み合わせることにより、周波数に対する抵抗の大きさを最適化することも可能である。
【０１４３】
単一要素（“Ｌ”）回路フィルタを構築する別の新規な方法は、図１０４に示すデュアル表面取り付け法である。この場合、アルミナ絶縁体２４０を完全に周囲のフェルール２１８内部に配置する。次に、２つの損失性フェライトインダクタ２００，２００′を一方が好ましくは図示のようにＡＩＭＤ回路に差し向けられた状態で絶縁体２４０に同時結合する。エポキシキャップ２５８を主として見た目を良くする目的でフェライトインダクタ２００の頂部に被せるのがよいが、このようにするかどうかは任意である。結果的に得られる回路は、図１０６の略図に示されており、これは、図１０７に示すように２０ｄＢ／１０個１組（decade）の減衰傾度が生じる。図１０５は、図１０４の損失性インダクタスラブ２００，２００′の等角図である。
【０１４４】
また、単一の損失性フェライトインダクタとは対照的に、別個独立の（ディスクリート型の）損失性フェライトインダクタ２００を用いることも又可能である。図１０８〜図１１０は、ヒト用インプラント、例えば蝸牛聴覚装置に適したインライン型多極気密端子組立体２０２を示している。図１０９は、この装置の断面図であり、多数の単極損失性フェライトインダクタ２００が本発明に従って例えばワッシャ２６０により気密シール２４０に同時結合されている。図１１０は、図１０８及び図１０９に示す装置の略図であり、２つの並列インダクタフィルタを示している。図１１０の略図は、双極又は２つのラインフィルタとして都合よく示されている。事実、最新型の植込み型ペースメーカでは、両室ペーシングと呼ばれる新しい治療法が、非常に人気を博しており、これには追加のリード線が必要である。加うるに、蝸牛インプラントは典型的には、１４本〜１６本のリードワイヤを有する。したがって、追加のリード線２１６が必要である。今や、４本〜１６本のリード線をどこかに有する気密端子組立体が一般に見受けられる。
【０１４５】
図１１１及び図１１２は、別個独立の損失性フェライトインダクタ要素２００に代えて、細長い損失性フェライトインダクタが単極気密シール２４０に結合されている点を除き図１０８及び図１０９に示すのと同一の装置を示している。この場合、個々の損失性フェライトインダクタ２００を用いないで、アルミナ絶縁体２４０の全ての上に滑らせてこれら全てを一度に結合する単一の損失性フェライトインダクタ２００が用いられている。
【０１４６】
上述したように、装置の達成する直列抵抗損及びインダクタンスの量は、全体的な減衰量を達成する上で非常に重要である。これは、１０個１組当たりｄＢで測定される減衰傾度とは異なっている。キャパシタンス及びインダクタンスを増大させると、開始点（３ｄＢ点）は、周波数が低下し、全体的な減衰量は、劇的に増大する。一例として、装置のキャパシタンスの値が非常に低く且つインダクタンスの値が非常に低い場合、装置は１００ＭＨｚで５ｄＢを有するに過ぎない。装置が１０個１組当たり４０ｄＢで増大する２要素フィルタを有していても、装置はこの場合、１，０００ＭＨｚにおいて４５ｄＢに制限される（１０個が１００ＭＨｚよりも高い）。しかしながら、キャパシタンス値を増大させると共にインダクタンス値を増大させることができれば、１００ＭＨｚで２０ｄＢの開始減衰量が得られる。これは、１，０００ＭＨｚにおいては、減衰量が６０ｄＢであり、これが相当大きいことは確かである。したがって、損失性フェライトインダクタ要素においてできるだけ大きな直列抵抗損及びインダクタンスが要望される。損失性フェライトインダクタをヒト用植込み型医用装置のセラミックコンデンサ及び気密端子にいったん同時結合され又は取り付けられると、多数のターンを損失性フェライトインダクタの周りに巻回することは従来型インダクタでは可能ではない。
【０１４７】
図１１３〜図１１６は、新規な加圧成形凹み又は切欠き２６２が粉末加圧成形又は次の損失性フェライトインダクタ２００の機械加工中に形成し、次に中実一体形インダクタ構造に焼結する本発明の好ましい実施形態を示している。損失性フェライトインダクタ２００は一般に、適当な粉末を多段トグルプレスに投入することにより作られる。このペレット化法（結合剤を利用する）は、フェライト要素を形成し、次にこのフェライト要素を非常に高温で焼結して硬い一体構造を作る。図１１４及び図１１５に示す切欠き２６２を形成することは、金型ツーリングにおいて簡単なことである。図１１７で理解できるように、これにより、損失性フェライトインダクタ２００を直接アルミナ絶縁体２４０に結合してこれを単一のリード線２１６上に配置することができる。この場合、リード線２１６を損失性フェライトインダクタ２００の中央穴２６４を通ってぐるりと戻してこれを上方に通して別のターンを追加することは比較的容易である。この場合、２ターンインダクタが４の係数（２2）でインダクタンスを増大させることが説明された。
【０１４８】
図１１５は、上方に向いた傾斜部２６６を有する図１１４に示す新規な損失性フェライトインダクタ２００の改良型実施形態を示しており、かかる傾斜部２６６により、リード線２１６を損失性フェライトインダクタ２００の中央穴２６４を通してぐるりと戻し、そしてこれを通って上方に送りやすくなる。円形ドーナツ状体に空隙を形成する切欠き２６２が最後まで切断されないということは非常に重要である。ドーナツ形損失性フェライトインダクタ２００が磁場のための非常に低リラクタンスの経路を形成することはこのドーナツ形損失性フェライトインダクタにとって非常に重要である。この場合、場のインダクタンスは、磁場がドーナツ形損失性フェライトインダクタ２００内に閉じ込められるドーナツ状体全体を通じて依然として生じる。空隙をなくすことにより、非常に大きなインダクタンスを非常に効率的に得ることができる。
【０１４９】
植込み型医用装置の全ての気密端子の独特の特徴は、リード線２１６が気密シールを形成するようあらかじめ製造されているということにある。或る特定の気密端子では、リード線２１６は、金蝋付け２４８によりアルミナ絶縁体２４０に取り付けられている。次に、アルミナ絶縁体２４０をチタン製フェルール２１８に金蝋付けする。植込み型医用装置の気密端子以外の分野では、多ターンインダクタを製造することは容易である。というのは、ルーズなリード線がドーナツ形インダクタの周りに１以上のターンが得られるよう利用できるからである。しかしながら、植込み型医用装置の場合、絶縁体２４０への直接的な損失性フェライトインダクタの結合の仕方及び次の多ターンの作成の仕方において大きな問題が生じる。図１１３に示す新規なモデル化された特徴としての切欠きは、絶縁体２４０を真っ直ぐであるリード線２１６に被せ、次にリード線２１６を切欠き２６２を通ってこれに沿ってループ状にして戻し、そして頂部を通って出し、それにより図１１７に示すように２ターンドーナツ形損失性フェライトインダクタを構成する方法論を示している。上述したように、インダクタンスは、ターン数の二乗に直接関連している。図１１７に示す損失性フェライトインダクタ２００は、２ターンインダクタとして当該技術分野において知られている。数２を二乗することは、単にリード線２１６を中心２６４に直接通す際にインダクタンスの大きさの４倍であることを意味している。
【０１５０】
代表的には植込み型医用装置で用いられるリード線は、適当な生体適合性材料のものでなければならないことは指摘されるべきである。代表的なリード線は、白金、白金−イリジウム、タンタル、ニオブ等である。これらリード線２１６が図１１７に示すように損失性フェライトインダクタ２００の中心を通って多数のターンを形成する場合、ターンが互いに触れないことが非常に重要である。例えば、図１１７において、リード線２１６がぐるりとループ状になって領域２６８でそれ自体物理的に互いに触れた状態で交差して通過する場合、この短くなったターンは再び、単一ターンインダクタになる。これは、ペースメーカの固有の動作に影響を及ぼさないが、その結果ＥＭＩフィルタ減衰量が減少する。
【０１５１】
したがって、ターンが損失性フェライトインダクタ２００の中心２６４を互いに通過するところでターンを絶縁することが必要である。これを行う方法は多く存在する。一方法は、図１１７に示されると共に図１１９に拡大状態で示されているように絶縁スリーブ２７０を被せることである。適当な絶縁スリーブ２７０は、ポリイミド、テフロン（登録商標）、カプトン等で作られたものであるのがよく、非常に薄手である。これらは又、優れた絶縁耐力特性を有し、導線２１６に容易に嵌めることができる。他の方法としては、導線２１６を薄手の絶縁材料でコンフォーマル被覆することである。損失性フェライトインダクタ２００を通って延びるリード線２１６の隣り合うターン相互間には非常に僅かであるが電圧差が存在することは注目されるべきである。したがって、非常に厳しくはないが、絶縁体又は誘電体が電圧に耐えるという要件が必要である。したがって、真に必要なものは、パラレン、ポリイミド、エポキシ又は他の絶縁材料の非常に薄い被膜だけである。別の方法論は、ターンを損失性フェライトインダクタ２００の中心を通って注意深く配置し、次に封入剤又はシーラントを追加して非絶縁リード線ターンが互いに電気的に接触して短絡状態になるよう動くことができないようにすることである。
【０１５２】
次に図１２０〜図１２２を参照すると、更に別のインダクタとしての損失性フェライトインダクタ２００が示されており、このインダクタ２００には切欠き２６２が形成され、この切欠きは形態が上述すると共に図示したものとは異なっている。図１２２に示すように、損失性フェライトインダクタ２００は、図１１３に示したアルミナ絶縁体と類似したアルミナ絶縁体２４０に同時結合されているが、リード線２１６は、損失性フェライトインダクタ２００の中央穴２６４を通って都合のよい切欠き２６２を通ってぐるりと巻き戻され、そして損失性フェライトインダクタ２００と中央穴２６４を通って戻され、従って２ターンインダクタを形成している。
【０１５３】
上記において注目したように、２ターンインダクタは、インダクタンスの大きさがシングルターンインダクタの４倍である。この特定の損失性フェライトインダクタ２００と図１１７に示すインダクタの差は、切欠き２６２が損失性フェライトインダクタ２００の一方の側にのみ設けられていることにある。これは、リード線２１６を損失性フェライトインダクタ２００の頂部を横切って配置するという効果がある。心臓ペースメーカ内部に十分なスペースがある幾つかの用途では、これは望ましい。しかしながら、図１１７に示す好ましい実施形態では、このリード線２１６は損失性フェライトインダクタ２００の頂部を横切っているわけではない。選択肢は、図１２０及び図１２１に示す単一のスロットと比較して、図１１３の形態をスロットが頂部及び底部に設けられた状態で用いるかどうかである。これら２つの方式において減衰量の観点から性能上の違いはほとんどない。
【０１５４】
図１２３は、先に図１２２に示した２ターンインダクタＥＭＩフィルタの別の製造方法を示している。図１２２では、長いリード線２１６は、アルミナ絶縁体２４０を通って細長くなっている。絶縁性管２７０をリード線２１６に被せる。絶縁性管２７０は摩擦係数が非常に低いことが望ましい。かかる材料は、ポリイミド、テフロン（登録商標）、カプトン等である。ターンを図示のように中央穴を通り、そして損失性フェライトインダクタ２００を通ってぐるりとループ状にして戻す。損失性フェライトインダクタ２００は、損失性フェライトインダクタを管に沿って滑らせて下げてこれをアルミナ絶縁体の頂部に当てるのを容易にするために丸くなったコーナー部を有することが望ましい。ルーズなループをいったん形成すると、リード線２１６の端部を単に掴み、そして損失性フェライトインダクタ２００に下方に押し付け、これが絶縁体２４０の頂部に当接するまでこれに沿って滑らせるようにするのがよい。次に、リード線２１６をこれが切欠き空間２６２内に嵌まり込むようぴったりと嵌めるのがよい。
【０１５５】
また、追加のターンを別途設けることが可能である。図１２４は、４つの新規なスロット２６２を備えた新規な単極損失性フェライトインダクタ２００を示している。したがって、この設計では、損失性フェライトインダクタ２００を通って全部で５つのターンについて４つの追加のターンを配置することができる。５を二乗することは、真っ直ぐなリード線フェライトのインダクタンスが２５倍になることを意味する。図１２５は、植込み型医用装置の気密端子２０２に取り付けられた図１２４の新規な５ターン損失性フェライトインダクタ２００を示している。
【０１５６】
図１２６は、本発明の特徴を組み込んだ矩形の四極損失性フェライトインダクタ２００を示している。これにより、４つの個々のＥＭＩフィルタの各々が２ターントロイド状態を有することができ、それによりインダクタンスが４倍（２ターンの二乗）になる。
図１２７〜図１３０の構造は、図９２及び図９３に先に記載した構造と非常に類似している。
【０１５７】
図１２７を参照すると、四極損失性フェライトインダクタ２００は、接合材料を全く用いないで絶縁体２４０の頂部上にルーズに載置されている。即ち、損失性フェライトインダクタ２００は、絶縁体２４０の頂部上にルーズに着座している。これは、図１２８に示す断面でより分かりやすく示されている。四極絶縁体２４０と損失性フェライトインダクタ２００との間には空隙２７２が形成されている。理解できるように、絶縁体２４０は、比較的厚手である。この設計を能動植込み型医用装置の内部の高さの観点からスペースが十分にある場合に使用できる。
【０１５８】
図１２８を参照すると、損失性フェライトインダクタ２００をこれが衝撃及び振動が加わっている間、絶縁体２４０から落下したり分離しないよう保持することが必要である。したがって、損失性フェライトインダクタ２００を定位置に保持する多くの種々の方法が示されている。かかる方法の１つは、エポキシ予備成形物２７４を４本のリード線２１６の各々又は数本に嵌めることである。また、この熱硬化したエポキシ予備成形物２７４の断面が図１２８に示されている。別の方法は、金属製プッシュナット２７６をリード線２１６のうち１本以上に嵌めることである。もう１つの方法は、スエージ加工ツールを用いて図示のようにリード線にクリンプ又はスエージ部を形成することである。このスエージ部２７８も又、図１２７に断面で示されている。もう１つの方法は、保持クリップ２８０を図１２７に示すように挿入することである。
【０１５９】
多極端子組立体では、保持装置をピンの全てに取り付けることが必要ではない。例えば、６本のリード線を備えた又は六極装置では、保持特徴部をリード線のうち２本に取り付けることが必要なだけで済む場合がある。これは、植込み型医用装置の特定の衝撃及び振動要件に基づく計算で決まる。衝撃に関する要件は、１，０００〜１，５００ｇであるのが一般的である。フェライトスラブの質量を計算し、次にかかる衝撃が加わっている間に加えられる力の大きさを計算することが必要である（Ｆ＝ｍａ）。次に、必要な保持装置の数に関する決定を行うのがよい。
【０１６０】
図１２９及び図１３０は、先に図１２７及び図１２８に記載した四極端子組立体の別の実施形態を記載している。この場合、損失性フェライトインダクタ２００は、リード線２１６のうち１本以上を成形し又は曲げることにより保持される。植込み型医用装置では、リード線を種々の形状及び形態に成形し又は曲げてこれらがＡＩＭＤの内部電子回路への適当な接続箇所と整列するようにすることが極めて一般的なやり方である。図１３０を参照すると、リード線２１６に設けられた曲げ部２８２が損失性フェライトインダクタ２００を定位置にしっかりと保持していることが分かる。
【０１６１】
図１３１は、本発明の新規なフェライトインダクタスラブ２００を示している。これは、図１３２の断面図を参照すると最もよく理解できる。これは、図７７に記載した新規な損失性フェライトインダクタの曲がりくねった経路の増大に関して上述したのとほぼ同じ目的を達成する。再び図１３２を参照すると、焼結損失性フェライトインダクタ２００中の加圧成形粉末は、図示のように新規な特徴としての端ぐり部ＣＢを有している。小径の穴ｙが設けられているが、これを設けるかどうかは任意である。小径の端ぐり部としての穴ｙにより、新規なフェライトインダクタスラブ２００が自動調心又は自動位置決め型となることができる。これにより、ピン２１６が端ぐり部ＣＢ内に心出し状態に保たれる。これは、ピンとピンとの間及びピンとフェルール２１８との間の曲がりくねった経路が増大するようにするために重要である。ピン２１６を参照すると、高電圧電弧が表面に沿って生じるようにするためには、高電圧電弧がまず最初に表面ａを横切って動き、次に表面ｂを通って上方に動き、次に表面ｃを横切り、そして表面ｄを下り、次に表面ｅを横切ってピン２１６′に至らなければならないことが理解できる。これにより、特にフェライトスラブがオフセンタ状態であってピンに触れている場合に表面ｃを横切って真っ直ぐに発弧できる先の実施形態と比較して、経路長が大幅に増大する。
【０１６２】
端ぐり部としての特徴ＣＢが底部までずっと延びるのがよいことは当業者には明らかであろう。換言すると、小さな直径ｙがなくなる。この場合、新規なフェライトスラブをピン上に正確に心出しして曲がりくねった経路が存在するようにするためには取り付け具を心出しすることが必要である。図１３２に示すような新規な損失性フェライトインダクタは、もう１つの重要な利点を有し、それは、かかるインダクタは又、ピンとフェルール接地表面２１８との間の曲がりくねった経路を増大させるということである。再び図１３２を参照すると、高電圧電弧がピン２１６′とフェルール２１８との間の表面を横切って生じるようにするためには、電弧がまず最初に表面ｙを上り、次に表面ｇを横切り、次に表面ｈを下り、その後、フェルール２１８上の逆の極性の箇所に接触しなければならないことが理解できる。上述したように、本明細書において説明する損失性フェライトインダクタは全て、例えばパラレンＤ又はその均等物のような適当な絶縁材料で被覆されている。図１３１及び図１３２に示す新規な焼結フェライトインダクタスラブが本発明の図面の全てに当てはまることは当業者には明らかであろう。また、図１３２に示すような新規なフェライトスラブも又、体液側に配置してもよいことは当業者には明らかであろう。
【０１６３】
次に図２２に戻ってこれを参照すると、損失性フェライトインダクタ２００をリード線２１６上に正しく心出しするだけでも曲がりくねった経路を達成できることが理解できる。再び図１３１を参照すると、端ぐり部領域は、焼結を可能にする単に自動化された手法である。図２２に示すように、適当な製造取り付け具及びツーリングをフェライトスラブ２００が正しく心出しされるよう用いると、これ又曲がりくねった経路を達成できる。図２２を参照すると、２本のリード線２１６相互間の曲がりくねった経路は、表面ａ，ｂ，ｃ，ｄ，ｅを横切って達成される。したがって、リード線とこれ又貫通型コンデンサの外周部金属被覆２０６である接地用導体との間に同様な曲がりくねった経路が存在する。この経路は、表面ｆ，ｇ，ｈ，ｉから成る。したがって、適当なコンフォーマル絶縁被膜を有する心出しされた損失性フェライトインダクタも又曲がりくねった経路を形成し、典型的な植込み型医用装置内に存在する高電圧場を徐々に変化させるよう使用できることは、本発明の新規な特徴である。かかる高電圧場は、高電圧植込み型除細動器の出力に生じうる。しかしながら、低レベルペースメーカ用途でも、高電圧場は、外部除細動に起因してこれら端子のところに生じる場合が多い。自動体外式（半自動）除細動器（ＡＥＤ）は今や、飛行機内、空港及び家庭内に存在している。
【０１６４】
図１３３を参照すると、植込み型除細動器用途では、回路を高エネルギ蓄積コンデンサを有するものとして回路を考えることができ、この高エネルギ蓄積コンデンサは、植込み型除細動器が高電圧ショックを患者に与える決定をした時点で完全充電されるほぼ３０〜４０ジュールのエネルギを蓄積する。この時点で、図２に示すような貫通型コンデンサＣ（２０８）は、完全に非充電状態である。植込み型除細動器がその高電圧療法を提供する場合、これは、貫通型コンデンサＣ（２０８）がほぼ瞬時に充電できなければならないことを意味している。これは又、ＩＣＤ時限回路について潜在的な問題を提起する。植込み型除細動器の出力波面がコンデンサＣ（２０８）を充電すると、このエネルギのうち何割かは、その高感度時限回路に向かって反射して戻される。これは、ＩＣＤの正しい動作を妨害する場合のあることが立証されている。或る特定の場合、ＩＣＤエレクトロニクスは計時を失敗する場合があり、リセットをする場合があり又は永続的に故障する場合のあることが立証されている。
【０１６５】
これらの理由で、当該技術分野においては、植込み型除細動器用途において貫通型フィルタコンデンサＣの値を制限することが一般に知られている。典型的なペースメーカ用途では、コンデンサの容量は、９，０００ピコファラドという高いものであるのがよい。しかしながら、植込み型除細動器用途では、キャパシタンス値は、一般に１，０００〜２，０００ピコファラドに制限されている。キャパシタンス値が小さいと、植込み型除細動器回路に加わる負荷が軽くなると共に回路のタイミングに関する問題が軽減される。
【０１６６】
本発明の新規な特徴は、植込み型除細動器の電子回路寄りに配置されるインダクタ２００が貫通型コンデンサ２０８を減結合するよう作用することにある。インダクタスラブ２００の新規な損失性及び抵抗性は、非充電状態の貫通型コンデンサ２０８内のＩＣＤパルス立ち上がり時間を遅くする。損失性インダクタスラブ２００は又、貫通型コンデンサ２０８が過充電し、次にＩＣＤ時限回路中へ放電して戻そうとするので回路の振動量を減少させ又はリングバックするのを助ける。したがって、新規な損失性インダクタスラブ技術がＥＭＩ信号に対し高いレベルの減衰をもたらすだけでなく植込み型除細動器の高感度回路を保護することが本発明の特徴である。
これと関連して、高度のＥＭＩ濾波及び無関係性をもたらすために実際に今や、貫通型コンデンサ２０８の値を高い値に上げることが可能である。
【０１６７】
図１３４は、図１３３の“Ｌ”回路ＥＭＩフィルタの断面を示している。
図１３５は、図１３４の四極フィルタの略図である。
植込み型除細動器の減結合に関する上述の説明は、他の回路形態にも当てはまる。例えば、“Ｔ”回路形態では、損失性フェライトインダクタスラブを植込み型除細動器の貫通型コンデンサ要素と高感度出力回路との間に設けることが望ましい。インダクタが植込み型除細動器の出力をＥＭＩローパスフィルタ回路の残部から隔離する回路形態のどれにおいても、望ましい減結合が達成されることは当業者には明らかであろう。
【０１６８】
次に図１３６を参照すると、これはダブルＬ（ＬＬ）回路形態であることが分かる。
図１３７は、図１３６のＬＬフィルタの略図である。
上述したように、静ＭＲＩ場とパルスＭＲＩ場の両方が存在している場合、循環電流が植え込まれたリード線システム中に生じる。図９を参照すると、これら電流は、リード線２２６から体液側に位置し、遠位ＴＩＰであり、次に遠位ＲＩＮＧ２２８を通って戻るループをなして循環する。上述したように、貫通型コンデンサＣ1をこのループから隔離することが本発明の望ましい特徴である。というのは、貫通型コンデンサＣ1は、非常に低いインピーダンスを阻止し、ＲＦ周波数でリード線システム中の電流を増大させる傾向があるからである。
【０１６９】
再び図１３６を参照すると、ＬＬフィルタ中のコンポーネントの値は同じである必要はないことが本発明の新規な特徴である。即ち、第１の貫通型コンデンサ２０８の値は、望ましくは比較的小さく、例えば１，０００ピコファラドであり、この場合第２の貫通型コンデンサ２０８′の値は、比較的大きく、例えば４，０００〜５，０００ピコファラドである。加うるに、理解できるように、損失性フェライトインダクタ２００は、体液側に設けられ、第２の損失性インダクタ２００′と比較して厚い。上述のループ中で循環するＭＲＩ電流を最小限に抑えるためには、できるだけ多くのインダクタンス及び損失を体液側寄りにすることが望ましい。
【０１７０】
主要な設計方法は、第１のフェライトインダクタ２００の損失性及び誘導性を最大限にし、第１の貫通型コンデンサ２０８のキャパシタンス値を最小限に抑えることである。携帯電話及び他の高周波減衰の場合、第１の貫通型コンデンサ２０８について比較的低い値を設定することが許容できる。第２の貫通型コンデンサ２０８′はこの場合、これよりも非常に大きなキャパシタンス値のものであり、リード線２１６，２１６′に関し接地用導体に対して非常に低いインピーダンスを示す。しかしながら、キャパシタンス値の大きな貫通型コンデンサ２０８′は、２つの損失性フェライトインダクタ、即ちフェライトインダクタ２００，２００′の後ろに絶縁される。
【０１７１】
したがって、リード線システム中のＭＲＩ電流を最小限に抑えるために、これらコンデンサに対する同じほど高い絶縁性を提供することが本発明の特徴である。ＭＲＩ誘導電流を最小限に抑えることは、リード線に沿う加熱が少なく、しかも高感度ＴＩＰからＲＩＮＧ領域のところでの体液を通って流れる電流が少ないことを意味する。
他の用途では、第１の貫通型コンデンサ２０８を第２の貫通型コンデンサ２０８′よりも大きな値のものにすることが望ましい場合がある。例えば、ＭＲＩが重要な検討事項ではない用途では、ペースメーカ入力インピーダンスに対するＥＭＩ及び回路整合に関する検討事項が最も重要になる場合がある。
【０１７２】
上述のことから、本明細書において説明した新規な貫通端子組立体及び関連方法は有利には、関連の植え込まれたリード線システムのインピーダンスを増大させるよう働く抵抗性及び誘導性を備えた損失性フェライトインダクタを有することは理解されよう。特に、損失性フェライトインダクタは、ＭＲＩ場周波数における貫通端子組立体のインダクタンスと抵抗率の両方を実質的に増大させる。さらに、損失性フェライトインダクタを貫通型フィルタコンデンサ組立体と組み合わせることができる。かかる組み合わせで用いられると、リード線は、第１の組をなす電極プレートと導電関係をなしてコンデンサを貫通して延び、関連のフェルール、ＡＩＭＤハウジング又は接地用平面は、第２の組をなす電極プレートと導電関係をなして配置される。かかる組立体は、ヒト用の植込み型装置用途、例えば心臓ペースメーカ、植込み型除細動器、聴覚装置、神経刺激器、薬剤ポンプ、補助心臓、植込み型感知システム、胃ペースメーカ、人工器官等に特に適している。
【０１７３】
重要なこととして、本発明の貫通端子組立体は、所望に応じてＬ、Ｐｉ、Ｔ、ＬＬ又は高次のローパスフィルタ回路を形成するよう構成できる。
本発明の幾つかの互いに異なる実施形態を詳細に説明したが、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく種々の改造例を想到できる。したがって、本発明は、特許請求の範囲の記載以外によっては限定されることはない。
【図面の簡単な説明】
【０１７４】
【図１】現在用いられている種々のタイプの能動植込み型医用装置（ＡＩＭＤ）を示す人体の略図である。
【図２】心臓ペースメーカ用の単極ペーシングリード線システムの略図であり、ペーシングリード線がＥＭＩに対しアンテナ（有効アンテナ長さが“ｄ”に等しい）として働く状態を示す図である。
【図３】図２に示すリード線システムの境界付けられたループ領域の略図であり、経時変化磁界と結合する単極ペーシングリード線により境界付けられたループ領域を示す図である。
【図４】ペースメーカと心臓除細動器の両方を有する患者のＸ線の追跡状態を示す図である。
【図５】うっ血性心不全（ＣＨＦ）を治療するよう植え込まれた両室リード線システムのＸ線の線図である。
【図６】シングルチャンバ双極ペースメーカリード線システムを示す図である。
【図７】図６に類似した図であり、デュアルチャンバリード線システムを示す図である。
【図８】双極リード線を備えたシングルチャンバペースメーカ用の入力インピーダンス及び結合モデルを示す略図である。
【図９】心臓ペースメーカ用の代表的な双極リード線システムの分散要素モデルの概略電気図である。
【図１０】図９の双極リード線システムの概略機械図である。
【図１１】種々の植え込まれた双極リード線の絶対電源インピーダンスに関する曲線群の図である。
【図１２】種々の植え込まれたリード線の複素インピーダンス（計算値）を示すグラフ図である。
【図１３】種々の植え込まれたリード線の絶対インピーダンス（計算値）を示すグラフ図である。
【図１４】電子回路に至るリード線を備えたフェライトビードインダクタの使用法を示す図である。
【図１４Ａ】図１４の１４Ａ−１４Ａ線矢視断面図である。
【図１５】図１４のフェライトビードに関するフェライトコア飽和曲線を示す図である。
【図１６】本発明の新規な双極損失性フェライトスラブインダクタを示す図であり、位相外れの信号が磁束密度相殺を生じさせる状態を示す図である。
【図１７】高透磁率フェライトコア及び互いに逆方向に巻回された２本のリード線を利用する新規なドーナツ形損失性フェライトインダクタの概略斜視図である。
【図１８】心臓ペースメーカの代表的なＥＭＩフィルタコンデンサを備えた図１７のドーナツ形インダクタを示す略図である。
【図１９】右胸筋領域中に植え込まれた新規な位相相殺アンテナを有する心臓ペースメーカを示す人体の胴の前から見た輪郭図である。
【図２０】数個のローパスフィルタＥＭＩフィルタ回路の電気図である。
【図２１】種々のローパスフィルタ回路の減衰傾度曲線を示す図である。
【図２２】本発明の“Ｌ1”回路を形成する貫通型コンデンサ及び同時結合損失性フェライトインダクタを備えた四極気密封止端子の断面図である。
【図２３】図２２の損失性フェライトインダクタ及び貫通型フィルタコンデンサ組立体の上且つ横から見た斜視図である。
【図２４】取付け状態の貫通型コンデンサ及び損失性フェライトインダクタを備えた単極気密シールの断面図である。
【図２５】図２４の損失性“Ｌ1”形セクションフェライトスラブＥＭＩフィルタの概略電気図である。
【図２６】図２４の損失性フェライトインダクタの等角図である。
【図２７】図２４に類似した部分断面図であり、主要損失性フェライトインダクタに付加された第２の損失性フェライトインダクタを示す図である。
【図２８】図２７に示す“Ｌ1”フィルタの概略電気図である。
【図２９】中間ワッシャによる図２７の２つの損失性フェライトインダクタの同時結合状態を示す斜視図である。
【図３０】図２４に類似した部分断面図であり、同時結合状態の損失性フェライトインダクタを備えた埋め込み状態の貫通型コンデンサを示す図である。
【図３１】図３０の“Ｌ1”組立体の概略電気図である。
【図３２】５本の貫通導線及び同時結合損失性フェライトインダクタを備えた内部接地型コンデンサを示す分解組立て斜視図である。
【図３３】図２４に類似した部分断面図であり、気密端子の体液側に配置されたフェライトスラブを示す図である。
【図３４】図３３の損失性フェライトインダクタの等角図である。
【図３５】図３３の“Ｔ”回路組立体の概略電気図である。
【図３６】図２４に類似した断面図であり、新規な“二重Ｌ”（“ＬＬ2”）回路形態を示し、２つのインダクタが２つのコンデンサと積み重ねられた状態を示す図である。
【図３７】図３６の“ＬＬ2”回路組立体の概略電気図である。
【図３８】図３６の組立体の平面図である。
【図３９】図３６に類似した断面図であり、“ＬＬ2”回路形態の別の形態を示し、両方のコンデンサが外部接地されている状態を示す図である。
【図４０】図３９の４０−４０線矢視断面図であり、上側コンデンサの接地電極プレートの形態を示す図である。
【図４１】図３９の４１−４１線矢視断面図であり、上側コンデンサの能動電極プレートの形態を示す図である。
【図４２】図３６及び図３９に類似した断面図であり、“ＬＬ2”回路形態の更に別の実施形態を示し、気密端子のフェルールが上方に延長されている状態を示す図である。
【図４３】図３６に示す下側貫通型コンデンサの斜視図である。
【図４４】図４３の４４−４４線矢視断面図である。
【図４５】図４４の４５−４５線矢視断面図である。
【図４６】図４４の４６−４６線矢視断面図である。
【図４７】焼結損失性フェライトインダクタの斜視図である。なお、これら焼結損失性フェライトインダクタのうち２つが図３６に示されている。
【図４８】図７の４８−４８線矢視拡大部分断面図である。
【図４９】図３６に示す内部接地型上側貫通型フィルタコンデンサの斜視図である。
【図５０】図４９の５０−５０線矢視断面図である。
【図５１】図５０の５１−５１線矢視断面図である。
【図５２】図５０の５２−５２線矢視断面図である。
【図５３】図３６に類似した断面図であり、第１の損失性フェライトインダクタが体液側に差し向けられている“ＬＬ1”ＥＭＩフィルタを示す図である。
【図５４】図５３に示すＥＭＩフィルタの概略電気図である。
【図５５】追加の誘導要素が付加された図５３に類似した断面図である。
【図５６】図５５に示す“５要素”ＥＭＩフィルタの概略電気図である。
【図５７】漏れ検出ベントを有するコンデンサに同時結合された損失性フェライトインダクタを有する“Ｌ1”四極インダクタ貫通端子組立体の斜視図である。
【図５８】図５７の５８−５８線矢視断面図である。
【図５９】インライン型四極貫通型コンデンサに同時結合されたリード線の多数のターンを備えた損失性フェライトインダクタを有するインライン型四極端子の斜視図である。
【図６０】図５９の“Ｌ1”フィルタ回路の概略電気図である。
【図６１】多数のターンを通すのを容易にする改良されたインライン型損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図６２】結合状態の貫通型コンデンサを備えると共に同時結合された“Ｌ1”回路損失性フェライトインダクタを備えるデュアルインライン型気密端子の分解組立て斜視図である。
【図６３】“Ｌ2”フィルタ端子の断面図であり、損失性フェライトインダクタが装置の体液側に向かって位置決めされた状態を示す図である。
【図６４】図６３の端子の概略電気図である。
【図６５】図６３に類似した断面図であり、アタッチメント材料２４６がフェルール２１８のコンデンサ側外周部と内周部との間に連結された状態で示されている図である。
【図６６】導電性ポリイミド材料２４６が金蝋付け部２４８に連結されていることを除き図６３及び図６５に類似した断面図である。
【図６７】電気接続材料が金蝋付け部からインダクタスラブを横切って非導電的に貫通型コンデンサの外周部金属被覆に接触していることを除き図６３に類似した断面図である。
【図６８】図６３、図６５及び図６６に類似した断面図であって、表面取り付け型損失性フェライトインダクタ２００を有する内部接地型コンデンサ気密端子の図である。
【図６９】図６８の構造に対応した１つの考えられる平面図である。
【図７０】図６８に示す構造に対応した第１の別の平面図である。
【図７１】図６８の構造に対応した構造の第２の別の平面図である。
【図７２】図６８及び図６９の構造に対応した概略電気図“Ｌ1”である。
【図７３】図６８及び図７０の構造に対応した概略電気図“Ｌ1”である。
【図７４】図６８及び図７１の構造に対応した概略電気図“Ｌ1”である。
【図７５】図６５に類似した断面図であり、四極“Ｔ”回路フィルタ形態を示す図である。
【図７６】直径が小さな図７５に類似した断面図であり、損失性フェライトインダクタが表面を横切る曲がりくねった経路を形成するスロットを有している状態を示す図である。
【図７７】図７６の新規なスロットを有する損失性フェライトインダクタの上且つ横から見た拡大斜視図である。
【図７８】図７７に類似した斜視図であり、損失性フェライトインダクタの別の形態を示す図である。
【図７９】図７８に類似した斜視図であり、その変形実施形態を示す図である。
【図７９Ａ】図７９の７９Ａ−７９Ａ線矢視断面図であり、別の断面形態を示す図である。
【図７９Ｂ】図７９の７９Ａ−７９Ａ線矢視断面図であり、別の断面形態を示す図である。
【図７９Ｃ】図７９の７９Ａ−７９Ａ線矢視断面図であり、別の断面形態を示す図である。
【図８０】図７５に示す“Ｔ”回路ＥＭＩフィルタの概略電気図である。
【図８１】植込み型医用装置の端子に取り付けられた位相相殺ターンを備えるインライン型四極ＥＭＩ“Ｌ1”フィルタ回路の斜視図である。
【図８２】図８１に示す四極“Ｌ1”ＥＭＩフィルタの概略電気図である。
【図８３】図８１の８３−８３線矢視断面図である。
【図８４】図８１の８４−８４線矢視断面図である。
【図８５】単極能動植込み型医用装置の断面略図である。
【図８６】植込み型医用装置の気密端子に取り付けられた単極損失性フェライトインダクタの断面図である。
【図８７】図８６の“Ｌ”回路構造の概略電気図である。
【図８８】図８６に示す損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図８９】損失性フェライトインダクタが気密端子のフランジ内に埋め込まれている点を除き図８６に示す断面図と類似した断面図である。
【図９０】図８９の“Ｌ”回路構造の概略電気図である。
【図９１】いつでも端子に同時結合可能な状態にある損失性フェライトインダクタを有する５リード線端子の分解組立て斜視図である。
【図９２】損失性フェライトインダクタがフランジ内に埋め込まれており、ヘリウム漏れ検出を容易にする漏れ検出ベント穴を有する気密端子の斜視図である。
【図９３】図９２の９３−９３線矢視断面図である。
【図９４】貫通型コンデンサを取り除いた点を除き図５９に示すインライン型四極損失性フェライトインダクタに類似したインライン型四極損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図９５】図９４に示す構造の概略電気図である。
【図９６】図９４の構造と関連して利用できる改造型損失性フェライトインダクタ組立体の斜視図である。
【図９７】内部接地型貫通型コンデンサを取り外した点を除き図６２と類似した分解組立て斜視図である。
【図９８Ａ】損失性フェライトインダクタが取り得る形状の一例を示す図である。
【図９８Ｂ】損失性フェライトインダクタが取り得る形状の別の例を示す図である。
【図９８Ｃ】損失性フェライトインダクタが取り得る形状の別の例を示す図である。
【図９８Ｄ】損失性フェライトインダクタが取り得る形状の別の例を示す図である。
【図９９】内部回路板に取り付けられた気密端子及び損失性フェライトスラブを有する心臓ペースメーカのハウジングの図である。
【図１００】図９９に類似した図であり、損失性フェライトインダクタを気密端子と能動植込み型医用装置内の回路板又は他のコンポーネントの中間に配置できる状態を示す図である。
【図１０１】本発明を具体化したＥＭＩフィルタの断面図であり、多数の損失性フェライトインダクタを積み重ね又は積層関係で示す図である。
【図１０２】図１０１の“Ｌ”回路ＥＭＩフィルタ組立体の略図である。
【図１０３】図１０１の積層損失性フェライトインダクタの分解組立て斜視図である。
【図１０４】ＥＭＩ濾波気密端子組立体のアルミナ絶縁体を短くして第２の損失性フェライトインダクタを組立体の体液側に設置するのに都合のよい結合面を提供することにより改造されたＥＭＩフィルタ気密端子組立体の断面図である。
【図１０５】図１０４の第２の損失性フェライトインダクタを示す図である。
【図１０６】図１０４の濾波気密端子組立体の略図である。
【図１０７】図１０４の１つのフィルタのＥＭＩの減衰量をｄＢ対周波数で示す曲線を表した図である。
【図１０８】接地ピンを備えたインライン型多極ＥＭＩフィルタの平面図である。
【図１０９】図１０８の１０９−１０９線矢視断面図である。
【図１１０】図１０８及び図１０９の“Ｌ”ＥＭＩフィルタ組立体の略図である。
【図１１１】図１０８に類似した接地ピン付き多極“Ｌ”ＥＭＩフィルタの平面図である。
【図１１２】図１１１の１１２−１１２線矢視断面図であり、個々のインダクタビードに代えて損失性フェライトインダクタの用い方を示す図である。
【図１１３】本発明の好ましい実施形態の切欠き付きの新規な損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図１１４】図１１３の１１４−１１４線矢視断面図である。
【図１１５】図１１４に類似した図であり、損失性フェライトインダクタの中央穴を通る多端リード線の送りを容易にするための傾斜部を有する図１１４と類似した図である。
【図１１６】図１１３の損失性フェライトインダクタの概略電気図である。
【図１１７】図８６に類似した断面図であるが、図１１３の新規な損失性フェライトインダクタを用いた図である。
【図１１８】図１１７の“Ｌ”ＥＭＩ濾波端子組立体の略図である。
【図１１９】図１１７に示す端子リード線の一部の拡大部分斜視図であり、リード線がコンデンサを通って上方に延びているときに絶縁体の一部がリード線から除去される状態を示す図である。
【図１２０】新規なスロット構成を備えるよう設計された単極損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図１２１】図１２０の１２１−１２１線矢視断面図である。
【図１２２】図１２０の２ターン“Ｌ”損失性フェライトインダクタを示す断面図である。
【図１２３】本発明を具体化した新規な２ターン単極インダクタの部分斜視図である。
【図１２４】４つのスロットを備えた単極損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図１２５】気密端子に取り付けられて組立てられた図１２４の新規な４ターン単極損失性フェライトインダクタを示す斜視図である。
【図１２６】本発明の４つのスロットを有するインライン型四極損失性フェライトインダクタの斜視図である。
【図１２７】損失性フェライトインダクタが結合材料を用いないでアルミナ絶縁体の頂部上にルーズに載せられた四極貫通フィルタ端子組立体の斜視図であり、種々の締結装置を示す図である。
【図１２８】図１２７の１２８−１２８線矢視断面図である。
【図１２９】図１２７及び図１２８に示す四極貫通フィルタ端子組立体に類似した四極貫通フィルタ端子組立体の斜視図である。
【図１３０】図１２９の１３０−１３０線矢視断面図である。
【図１３１】凹部が端子ピンの出口箇所に隣接して損失性インダクタスラブに形成された四極ＥＭＩ端子の斜視図である。
【図１３２】図１３１の四極端子の断面図である。
【図１３３】別の四極“Ｌ1”Ｌ−回路ＥＭＩフィルタの上且つ横から見た斜視図である。
【図１３４】図１３３の１３４−１３４線矢視断面図である。
【図１３５】図１３３の“Ｌ1”四極フィルタの略図である。
【図１３６】図１３４に類似した断面図であり、“二重Ｌ”（ＬＬ2）回路の形態を示す図である。
【図１３７】図１３６の“ＬＬ2”フィルタの略図である。
【符号の説明】
【０１７５】
２００  損失性フェライトインダクタ
２０４  能動植込み型医用装置
２１６，２３０，２３２  リード線
２２０  リード線システム
２２６  ＴＩＰ電極
【図１】
2006068541.tif 000016
【図２】
2006068541.tif 000017
【図３】
2006068541.tif 000018
【図４】
2006068541.tif 000019
【図５】
2006068541.tif 000020
【図６】
2006068541.tif 000021
【図７】
2006068541.tif 000022
【図８】
2006068541.tif 000023
【図９】
2006068541.tif 000024
【図１０】
2006068541.tif 000025
【図１１】
2006068541.tif 000026
【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
2006068541.tif 000029
【図１４Ａ】
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【図１５】
2006068541.tif 000031
【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
2006068541.tif 000035
【図２０】
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【図２１】
2006068541.tif 000037
【図２２】
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【図２３】
2006068541.tif 000039
【図２４】
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【図２５】
2006068541.tif 000041
【図２６】
2006068541.tif 000042
【図２７】
2006068541.tif 000043
【図２８】
2006068541.tif 000044
【図２９】
2006068541.tif 000045
【図３０】
2006068541.tif 000046
【図３１】
2006068541.tif 000047
【図３２】
2006068541.tif 000048
【図３３】
2006068541.tif 000049
【図３４】
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【図３５】
2006068541.tif 000051
【図３６】
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【図３７】
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【図３８】
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【図３９】
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【図４０】
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【図４１】
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【図４２】
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【図４３】
2006068541.tif 000059
【図４４】
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【図４５】
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【図４６】
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【図４７】
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【図４８】
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【図４９】
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【図５０】
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【図５１】
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【図５２】
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【図５３】
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【図５４】
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【図５５】
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【図５６】
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【図５７】
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【図５８】
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【図５９】
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【図６０】
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【図６１】
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【図６２】
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【図６３】
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【図６４】
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【図６５】
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【図６６】
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【図６７】
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【図６８】
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【図６９】
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【図７０】
2006068541.tif 000086
【図７１】
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【図７２】
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【図７３】
2006068541.tif 000089
【図７４】
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【図７５】
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【図７６】
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【図７７】
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【図７８】
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【図７９】
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【図７９Ａ】
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【図７９Ｂ】
2006068541.tif 000097
【図７９Ｃ】
2006068541.tif 000098
【図８０】
2006068541.tif 000099
【図８１】
2006068541.tif 000100
【図８２】
2006068541.tif 000101
【図８３】
2006068541.tif 000102
【図８４】
2006068541.tif 000103
【図８５】
2006068541.tif 000104
【図８６】
2006068541.tif 000105
【図８７】
2006068541.tif 000106
【図８８】
2006068541.tif 000107
【図８９】
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【図９０】
2006068541.tif 000109
【図９１】
2006068541.tif 000110
【図９２】
2006068541.tif 000111
【図９３】
2006068541.tif 000112
【図９４】
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【図９５】
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【図９６】
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【図９７】
2006068541.tif 000116
【図９８Ａ】
2006068541.tif 000117
【図９８Ｂ】
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【図９８Ｃ】
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【図９８Ｄ】
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【図９９】
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【図１００】
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【図１０１】
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【図１０２】
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【図１０３】
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【図１０４】
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【図１０６】
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【図１０７】
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【図１０８】
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【図１０９】
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【図１１０】
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【図１１１】
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【図１２８】
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【図１３７】
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【外国語明細書】
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