(57)【要約】【課題】医療器具が植え込まれた患者のための磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）環境で利用できる電磁帯域消去フィルタを利用した医用リードシステムを提供する。【解決手段】医用リードシステムは植え込みリード（３０）を有し、このリードには所与の周波数範囲にわたりリードを通る電流の流れを減衰させる帯域消去フィルタ（３８）が関連している。帯域消去フィルタは結果としての３ｄＢ帯域が少なくとも１０ｋＨｚである全体的回路Ｑを有する。帯域消去フィルタのキャパシタンス及びインダクタンスの値は、帯域消去フィルタが選択された中心周波数で共振するよう選択される。好ましくは、帯域消去フィルタは結果としての１０ｄＢ帯域が少なくとも１０ｋＨｚである全体的回路Ｑを有する。かかる帯域消去フィルタは公知の植え込み型配備システム及び抽出システムと消極的ではあるが適合性がある。【選択図】図２Ａ
2012166029.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
医用リードシステムであって、
近位端部を有すると共に、遠位端部のところに位置した生物学的細胞と接触状態にある電極を有する植え込み状態のリードと、
前記リードと関連していて、所与の周波数範囲にわたって前記リードを通る電流の流れを減衰させる少なくとも１つの帯域消去フィルタとを有し、前記帯域消去フィルタは、結果としての３ｄＢ帯域幅が少なくとも１０ｋＨｚである全体的回路Ｑを有し、前記帯域消去フィルタは、インダクタと並列のキャパシタを有し、前記並列のキャパシタ及びインダクタは、前記リードと直列に配置され、キャパシタンス及びインダクタンスの値は、前記帯域消去フィルタが選択された中心周波数で共振するよう選択されている、医用リードシステム。
【請求項２】
前記リードは、心筋リード、分割シリンダカフ電極、自己寸法決め神経カフ、多カフ神経電極、多帯域消去フィルタアレイ、深部脳電極、パドル電極、ＰＡＤ電極、リング電極、能動固定先端部電極、受動固定先端部電極、リード延長部電極、プローブ、カテーテル又はアブレーションプローブから成る、請求項１記載のシステム。
【請求項３】
前記多帯域消去フィルタアレイは、基板上に設けられた複数個の帯域消去フィルタ、前記植え込まれたリードに沿って設けられた複数個の帯域消去フィルタ、又は、ＰＡＤ若しくはパドル電極アレイ内に設けられた複数個の帯域消去フィルタから成る、請求項２記載のシステム。
【請求項４】
前記帯域消去フィルタのうちの少なくとも１つは、帯域消去フィルタチップから成る、請求項３記載のシステム。
【請求項５】
前記帯域消去フィルタのうちの少なくとも１つは、前記基板上に被着された厚膜である、請求項３記載のシステム。
【請求項６】
前記深部脳電極は、頭蓋と同一平面内に位置し、これよりも引っ込んでおり、或いは硬膜下に位置するかのいずれかである、請求項２記載のシステム。
【請求項７】
前記帯域消去フィルタと前記電極との間に設けられた柔軟な導体を有する、請求項６記載のシステム。
【請求項８】
前記リング電極は、蝸牛電極から成る、請求項２記載のシステム。
【請求項９】
前記帯域消去フィルタは、前記電極内に又はこれに隣接して設けられている、請求項１〜８のうちいずれか一に記載のシステム。
【請求項１０】
前記所与の周波数範囲は、複数のＭＲＩ  ＲＦパルス化周波数を含む、請求項１記載のシステム。
【請求項１１】
前記リードは、近位区分と、遠位縮径リード延長部とを有し、前記帯域消去フィルタは、前記リード延長部の近位端部のところ又はその近くに設けられている、請求項１記載のシステム。
【請求項１２】
前記帯域消去フィルタは、固定用尖叉を有する、請求項１１記載のシステム。
【請求項１３】
前記リード延長部の物理的長さは、前記選択された中心周波数の電気的波長の１／２未満である、請求項１１記載のシステム。
【請求項１４】
前記リード延長部の物理的長さは、前記選択された中心周波数の電気的波長の１／４未満である、請求項１３記載のシステム。
【請求項１５】
前記リード延長部の物理的長さは、前記選択された中心周波数の電気的波長の１／８未満である、請求項１４記載のシステム。
【請求項１６】
前記帯域消去フィルタは、生物学的細胞と接触状態にある前記電極から１５ｃｍ以下離れたところに位置する、請求項１記載のシステム。
【請求項１７】
前記帯域消去フィルタは、結果としての１０ｄＢ帯域幅が少なくとも１０ｋＨｚである全体的回路Ｑを有する、請求項１〜８又は請求１０〜１６のうちいずれか一に記載のシステム。
【請求項１８】
前記帯域消去フィルタは、結果としての１０ｄＢ帯域幅が少なくとも１００ｋＨｚである全体的回路Ｑを有する、請求項１７記載のシステム。
【請求項１９】
前記帯域消去フィルタは、結果としての１０ｄＢ帯域幅がメガヘルツのオーダのものであり、少なくとも０．５ＭＨｚである全体的回路Ｑを有する、請求項１８記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、医療器具が埋め込まれた患者のための磁気共鳴画像化（magnetic resonant imaging：ＭＲＩ）環境で使用されるようになった医用リードシステムに関する。特に、本発明は、電磁帯域消去フィルタを有するかかる医用リードシステムに関する。
【背景技術】
【０００２】
磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）は、医用リードが植え込まれた患者にとって現時点においては禁忌である。これは、主として、ＭＲＩシステムの強力な電磁界が能動植え込み型医療器具（active implantable medical device：ＡＩＭＤ）のアンテナ状治療デリバリリードと相互作用すると結果的に患者に対して安全上の問題が生じることに起因している。ＭＲＩシステムにより発生する高周波（radio frequency：ＲＦ）信号は、１本又は複数本のリード導体の長さに沿って結合して誘導ＲＦ電流を生じさせることが詳細に記録に残されている。これらＲＦ電流は、大電流集中箇所にかなりの発熱を生じさせる場合があり、かかる大電流集中箇所の最も著しい箇所は、リードシステムが身体組織と直接接触する遠位先端部電極のところである。電極と組織の接触箇所のところの過剰のＲＦ電流は、重篤な又はそれどころか生命を脅かす状況を生じさせる場合がある。文献によれば、植え込まれた深部脳刺激電極の領域の周りからのＭＲＩに誘導された脳組織の熱的損傷、ペースメーカペーシング捕獲閾値変化又はそれどころかペースメーカに依存している患者が生命維持がなされていないということを意味する捕獲の喪失という報告が存在する。
【０００３】
ＡＩＭＤは、完全に植え込み可能なシステム又は外部着用器具と植え込み型リードの組み合わせを含む場合がある。ＡＩＭＤは、群をなす蝸牛インプラント、圧電サウンドブリッジ変換器等を含む。ＡＩＭＤは、種々の神経刺激器及び脳刺激器を更に含む場合がある。これらは、ニューロモジュレータ（neuromodulator）と呼ばれる場合がある。神経刺激器は、てんかん、肥満症及び鬱病を軽減するために例えば迷走神経を刺激するために用いられる。深部脳刺激器は、ペースメーカ様器具であり、かかる深部脳刺激器は、発作の解消を検出すると共に電気的刺激の脳組織にもたらして発作が実際に生じるのを阻止するために脳物体中の深くに植え込まれる電極を含む。また、他の異常、例えばトューレット症候群等を治すために用いられる他形式の深部脳刺激器が存在する。ＡＩＭＤは、心臓ペースメーカ、左室補助装置（left ventricular assist device：ＬＶＡＤ）、人工心臓及び植え込み型心臓除細動器のあらゆる形式を更に含む。ＡＩＭＤは、インスリン、化学療法薬、鎮痛薬等を小出しするために用いることができるドラグポンプを更に含む。ＡＩＭＤは、骨折部の迅速な治癒のための種々の植え込み又は外部植え込み骨成長刺激器を含む場合がある。ＡＩＭＤは、尿失禁用器具、疼痛解放脊髄刺激器、抗振せん刺激器、鬱血性心不全用器具、心再同期化治療装置（cardiac resynchronization therapy device：ＣＲＴ）等を更に含む場合がある。
【０００４】
米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書及び米国特許第７，８５３，３２５号明細書に開示されているようにリードシステムの遠位先端部のところの予想加熱を最小限に抑えるための新規な方法では、帯域消去フィルタの使用を含む。なお、これら２つの特許文献を参照により引用し、これらの開示内容を本明細書の一部とする。この帯域消去フィルタは、並列に接続されたインダクタ及びキャパシタで構成され、帯域消去フィルタは、植え込まれたリードシステムの１つ又は２つ以上の導体と直列に接続されている。かかるシステムでは、帯域消去フィルタは、その１つ又は複数の共振周波数が１つ又は２つ以上のＭＲＩシステムのＲＦ動作周波数と一致するよう構成されている。
【０００５】
ＲＦ周波数は、ラムールの関係式（Lamour Relationship）によってＭＲＩ機の静磁場に直接関連付けられ、周波数は、テスラで表された静磁場強度の４２．５６倍に等しい（水素スキャナの場合）。典型的なＭＲＩ  ＲＦパルス化周波数は、１．５Ｔシステムの場合６４ＭＨｚであり、３．０Ｔシステムの場合１２８ＭＨｚである。共振時、帯域消去フィルタのインピーダンスは、極めて高く（例えば、２，０００オームを超える）、それにより、ＭＲＩ  ＲＦパルス化周波数では遠位電極から組織への電流の流れが減少し、それにより植え込まれたリード及び／又は電極の加熱具合が減少する。リード遠位先端部電極のところのインピーダンスを増大させると、身体組織中に流れるＲＦ電流の大きさが大幅に減少する。過剰の電流により、組織の損傷、ペーシング捕獲閾値（pacing capture threshold：ＰＣＴ）変換又はそれどころか組織の壊死を生じさせる場合があるという記録が残されている。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書
【特許文献２】米国特許第７，８５３，３２５号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
植え込み型リードにこの技術を具体化することは、相当な課題である。植え込み型リードシステム用の帯域消去フィルタは、生体適合性がなければならず、リードの電気的性能特性をそれほど変えてはならず（本発明の内容を除く）、更にサイズ、重量又は植え込み性にそれほど悪影響を及ぼしてはならない。細い血管構造及び冠状静脈洞を通る左心室ペーシングに対応するためにますます細いリードが開発されている状況において、帯域消去技術は、同じ要求にマッチするよう同じようにスケーラブルでなければならない。
【０００８】
本発明は、これらの要望を満たし、他の関連の利点を提供する。
【課題を解決するための手段】
【０００９】
本発明は、電磁帯域消去フィルタを利用した医用リードシステムに関する。かかる医用リードシステムは、医療器具が植え込まれた患者のための磁気共鳴画像化（ＭＲＩ）環境で利用されると有利である。
【００１０】
本発明の医用植え込み型リードシステムは、静脈系中に挿入可能に構成されたリード本体を有するのが良い。植え込み型リードは、一端のところに設けられていて、リードシステムを能動植え込み型医療器具（ＡＩＭＤ）に接続する末端ピン（例えば、ISO IS-1）を有するのが良い。生物学的細胞と接触状態にある遠位端部のところには電極が設けられる。リードと関連した帯域消去フィルタは、選択された周波数又は所与の周波数範囲においてリードを通る電流の流れを減衰させる。
【００１１】
本発明の好ましい形態では、医用リードシステムは、近位端部を有すると共に遠位端部のところに位置した生物学的細胞と接触状態にある電極を有する植え込み状態のリードを有する。所与の周波数範囲にわたってリードを通る電流の流れを減衰させるための少なくとも１つの帯域消去フィルタがリードと関連している。帯域消去フィルタは、結果としての３ｄＢ帯域幅が少なくとも１０ｋＨｚである全体的回路（overall circuit）Ｑを有する。帯域消去フィルタは、インダクタと並列のキャパシタを有し、並列のキャパシタとインダクタは、リードと直列に配置され、キャパシタンス及びインダクタンスの値は、帯域消去フィルタが選択された中心周波数で共振するよう選択されている。
【００１２】
特に好ましい形態では、周波数範囲は、複数のＭＲＩ  ＲＦパルス化周波数を含む。さらに、帯域消去フィルタは、結果としての１０ｄＢ帯域幅が幾つかの実施形態では少なくとも１０ｋＨｚ、他の実施形態では、少なくとも１００ｋＨｚ、更に別の実施形態では少なくとも０．５ＭＨｚである全体的回路Ｑを有するよう設計されている。
【００１３】
図示の実施形態では、リードは、近位区分と、遠位縮径（distal reduced-diameter）リード延長部とを有し、帯域消去フィルタは、近位区分とリード延長部との間に設けられている。帯域消去フィルタは、固定用尖叉を有する。リード延長部の物理的長さは、好ましくは、選択された中心周波数の電気的波長の１／２未満であり、場合によっては、選択された中心周波数の電気的波長の１／４又は１／８未満である。好ましくは、帯域消去フィルタを越えるリード延長部は、１５ｃｍ未満である。
【００１４】
リードは、心筋リード、分割シリンダカフ電極、自己寸法決め神経カフ、多カフ神経電極、多帯域消去フィルタアレイ、深部脳電極、パドル電極、ＰＡＤ電極、リング電極、能動固定先端部電極、受動固定先端部電極、リード延長部電極、プローブ、カテーテル又はアブレーションプローブから成るのが良い。帯域消去フィルタは、これらコンポーネントのうちの任意のものに組み込み可能である。多帯域消去フィルタアレイでは、複数個の帯域消去フィルタが基板上に設けられ、植え込まれたリードに沿って設けられ又はＰＡＤ若しくはパドル電極アレイ内に設けられる。この場合、帯域消去フィルタのうちの少なくとも１つは、帯域消去フィルタチップから成るのが良く、或いは帯域消去フィルタのうちの少なくとも１つは、基板上に被着された厚膜であるのが良い。
【００１５】
１つ又は２つ以上の帯域消去フィルタを備えた深部脳プローブ／ハウジングは、リード延長部が脳組織内に植え込まれた状態で、頭蓋と同一平面内に（面一に）位置し、これよりも引っ込んでおり、或いは硬膜下に位置するかのいずれかである。柔軟な導体が帯域消去フィルタと電極との間に設けられるのが良い。
【００１６】
リング電極は、蝸牛電極から成るのが良い。
【００１７】
これらの場合の全てにおいて、帯域消去フィルタは、電極内に又はこれに隣接して設けられるのが良い。
【００１８】
本発明の他の特徴及び利点は、添付の図面と関連して行なわれる以下の詳細な説明から明らかになろう。添付の図面は、本発明の原理を例示として示している。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】人の心臓の略図であり、本発明を具体化した左心室心臓内リードシステムを示す図である。
【図１Ａ】フレンチサイズとミリメートルとインチの関係を表す表を示す図である。
【図２】図１のリードシステムの拡大斜視図である。
【図２Ａ】図２に２点鎖線２Ａで囲まれた領域の遠位リードの拡大図である。
【図３】人の心臓の略図であり、本発明に従って左心室の外側への心筋リード取り付け具を示す図である。
【図４】図３の４‐４線で取った本発明の帯域消去フィルタを具体化した心筋リードの断面図である。
【図５】図３の４‐４線で取った別の心筋リード先端部の断面図である。
【図６】神経に巻き付くよう設計された分割シリンダカフ電極を示す図である。
【図７】本発明の帯域消去フィルタチップを含む自己寸法決め螺旋カフコイルを示す図である。
【図８】図７の８‐８線矢視断面図である。
【図９】本発明に従って大神経幹のための多数の電極及び帯域消去フィルタチップを具体化した神経カフを示す図である。
【図１０】多数の帯域消去フィルタチップを図９の多数のカフ電極のリードに直列に接続する一方法論を示す図である。
【図１１】本発明に従って多数の電極を有する多タンクフィルタチップアレイに接続された多導体リード本体を示す図である。
【図１２】図１０の多帯域消去フィルタアレイの考えられる多くの変形例のうちの１つの露出斜視図である。
【図１３】人の頭の概略断面側面図であり、本発明の帯域消去フィルタを具体化した深部脳プローブ及び電極の配置状態を示す図である。
【図１４】人の頭の概略断面正面図であり、多数の深部脳プローブの使用を示す図である。
【図１５】図１４の線１５で示された領域の拡大断面図である。
【図１６】図１５に類似した図であり、変形例としてのプローブ及び電極の構成を示す図である。
【図１７】帯域消去フィルタチップを含むプローブが頭蓋の下に埋め込まれ、次に頭蓋穿孔が骨封入剤で覆われていることを除き、図１５に類似した断面図である。
【図１８】様々な品質“Ｑ”係数を有する帯域消去フィルタに関する挿入損失と周波数の関係を示すグラフ図である。
【図１９】多種多様な神経刺激器用途に利用できる遠位電極ＰＡＤの斜視図である。
【図２０】図１９の１３０‐１３０線矢視断面図である。
【図２１】図１９及び図２０に示された構造体と同一のフィルタリング結果を達成する別の構造の分解組立て斜視図である。
【図２２】図２１に示されたコンポーネントをこれらの組立て形態で示す縦断面図である。
【図２３】図２２に類似した断面図であり、神経刺激器用途のために新規な並列インダクタ帯域消去フィルタを構成する別の変形例を示す図である。
【図２４】図２３に示された構造体のコンポーネントの分解組立て斜視図である。
【図２５】本発明を具体化した例示のパドル又はＰＡＤ電極の部分平面図である。
【図２６】図２５に示されたパドル又はＰＡＤ電極の底面図である。
【図２７】図２５の２７‐２７線矢視拡大断面図である。
【図２８】代表的な神経刺激器パドル電極の遠位端部を示す図である。
【図２９】パドルリードに代えて一連の屈曲ケーブル電極が用いられていることを除き、図２８に類似した図である。
【図３０】図２５〜図２９のパドル電極に見受けられる帯域消去フィルタの電気的略図である。
【図３１】先行技術の神経刺激電極プローブの部分断面図である。
【図３２】図３１の領域３２の拡大断面図であり、本発明の新規な帯域消去フィルタを組み込むよう先行技術の構造体に対して行なった改造を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
本発明は、近位端部を有すると共に遠位端部のところに位置した生物学的細胞と接触状態にある電極を有する植え込み状態のリードを有する医用リードシステムに関する。所与の周波数範囲にわたってリードを通る電流の流れを減衰させるための少なくとも１つの帯域消去フィルタがリードと関連している。帯域消去フィルタは、結果としての３ｄＢ帯域幅が少なくとも１０ｋＨｚである全体的回路Ｑを有する。帯域消去フィルタは、インダクタと並列のキャパシタを有し、並列のキャパシタとインダクタは、リードと直列に配置され、キャパシタンス及びインダクタンスの値は、帯域消去フィルタが選択された中心周波数で共振するよう選択されている。本明細書で用いられる「帯域幅」という用語は、帯域消去フィルタ性能と周波数の関係を表す減衰又は挿入損失プロットを意味している。帯域消去フィルタは、その共振中心周波数において減衰ピークを有する。帯域幅は、ピークからコンピュータ計算された３ｄＢか１０ｄＢかいずれか低い周波数差である。
【００２１】
図１は、人の心臓２０の略図であり、心臓２０は、右鎖骨下静脈２２、左鎖骨下静脈２４、上大静脈２６及び大動脈２８を有する。代表的には両心心臓ペースメーカ又は両心植え込み型心臓除細動器（ＩＣＤ）（図示せず）から引き回されたリード３０がカテーテル３１を通って引き回され、この場合、左鎖骨下静脈２４を通り、そして次に上大静脈２６を通って下方に差し向けられて冠状静脈洞３２内に入っている。リード３０は、先ず最初に、冠状静脈洞口３４に入らなければならず、ここで、植え込み医師は、正確な場所を選択する。冠状静脈洞３２は、実際には、２つのゾーンに分けられており、第１の部分（左側）は、冠状静脈洞３２と呼ばれており、第２の部分（右側）は、大心静脈３６と呼ばれている。大心静脈３６は、左心室の後部に巻き付いている。帯域消去フィルタ３８は、理想的には大心静脈３６の近くに配置されるようになっており、ここで、大心静脈は、数本の静脈枝に別れる。これら枝は、後枝、外側枝４０及び前枝４２と呼ばれている。より包括的な名称は、心室間枝である。
【００２２】
再び図１を参照すると、右心室４４及び右心房４６を見ることができる。また、左心房４８及び左心室５０が示されている。帯域消去フィルタ３８の理想的な配置場所が示されている。帯域消去フィルタ３８の理想的な長さは、５〜７．５ｍｍである。この特定の配置場所では、大心静脈３６の端のところにおいて心臓の動きは、比較的僅かであり、線維性組織は、帯域消去フィルタ３８及びその関連のリード３０を包み込み、それによりこの相対的に僅かな運動領域にこれを取り付けると共に／或いは定位置に固定する傾向がある。これは、リード３０が信頼性が高く且つ破損に対して非常に耐性のある状態のままであるという点において特に有利である。冠状静脈洞３２及び大心静脈３６の比較的大きな直径に鑑みて、帯域消去フィルタ３８を含むリードシステムのこの部分は、非常に大きな直径（例えば、７又は８フレンチ）のものである場合がある。大心静脈３６が枝分かれするこの箇所を越えると、静脈系は、非常に細くなる。一般に、これら枝は、直径が６フレンチ未満であり、理想的な電極サイズは、最低３フレンチに至る。
【００２３】
図１Ａは、フレンチサイズとミリメートルとインチとの関係を示している。左心室ペーシングは、心臓再同期化及び鬱血性心不全の治療にとって重要なので、リード本体直径／サイズの減少が帯域消去フィルタ３８の遠位端部のところで起こり、遠位電極を備えた小径／サイズリード延長部５２を左心室５０の外側の適正な位置で小径静脈系中に挿入できるようにすることが本発明の特徴である。
【００２４】
帯域消去フィルタ３８を冠状静脈洞３２及び／又は大心静脈３６内に位置決めした場合の主要な利点は、帯域消去フィルタ３８それ自体の直径が大きい場合があり、それにより製造が非常に容易になるということにある。帯域消去フィルタ３８からのリード３０の遠位部分５２は、左心室５０の枝静脈内への容易な配備及びナビゲーションを可能にするよう細い（３〜６フレンチサイズ）。帯域消去フィルタ３８の直径を上回る副次的利点としては、帯域消去フィルタの長さが挙げられる。冠状静脈洞３２及び大心静脈３６中に入ってナビゲートするには、一般に、枝血管に接近してこの中をナビゲートする場合と比較して、大きな曲げ半径が必要である。したがって、枝血管中に進んでこの中に位置するリード延長部５２は、極めて細く且つ極めて柔軟性が高くなければならず、経験に基づいていえば、約１．５ｍｍよりも長い堅い区分があってはならない。１．５ｍｍを超える測定長さのリード３０の硬質区分は、枝血管のきついコーナ部や曲がり部（カーブ）をするりとナビゲートする性能を阻害する場合がある。しかしながら、冠状静脈洞３２及び大心静脈３６内では、実質的に相当な寛容度があり、リードの堅い区分は、５ｍｍ又はそれどころか７．５ｍｍに近くなっても良く、この場合、送達性が劇的に損なわれることはない。
【００２５】
帯域消去フィルタ３８を冠状静脈洞３２又は大心静脈３６内に配置した場合の副次的利点は、ＭＲＩ画像アーチファクトと関係がある。画像アーチファクトは、強磁性材料の使用を回避することにより極めて僅かであるが、帯域消去フィルタ３８を冠状動脈、心室壁動き又は最も関心のある他の解剖学的構造／生理学的部位／病理学的部位から遠ざけて配置することが依然として有益である。しかしながら、帯域消去フィルタ３８が冠状静脈洞３２内に配置された場合、これは、弁の付近に僅かなアーチファクトを発生させる場合がある。帯域消去フィルタ３８を冠状静脈洞３２又は大心静脈３６内に配置させた場合の別の利点としては、その堅さがオプションとしての固定用取り付け具を巧妙に利用できる基礎となることにある。例えば、１つ又は２つ以上の尖叉が帯域消去フィルタ３８の位置するリードの領域から出ている場合がある。加うるに、帯域消去フィルタ３８の堅さにより、尖叉が血管壁のこれらの係合を行なうのに効果的であるようにする。変形例として、巧みにコーナ部又は二股部を越えてナビゲートさせるリード３０の硬質部分は、リードを追跡するのに困難であり又は技術を要する固定機構体として機能することができる。
【００２６】
帯域消去フィルタの遠位側に位置する植え込まれたリード３０の部分は、リード延長部５２と呼ばれる。一般に、このリード延長部５２は、その近位端部が帯域消去フィルタ３８に接続され、その遠位端部は、身体細胞又は組織と接触状態にある電極で終端する。本明細書における目的上、リード延長部５２の電気的波長（λ）が物理的に長すぎてはならないことが重要である。これは、アンテナとしてその効率を利用し、ＭＲＩシステムのＲＦパルス場からエネルギーをピックアップする。一般に、１．５テスラシステムの場合、非常に効率的に結合するリード長さは、４２〜６０ｃｍ範囲である。好ましい実施形態では、任意のリード延長部の長さ（λ）は、これが心臓用途であるにせよ深部脳用途等であるにせよいずれにせよ、電気的波長の１／８未満であることが必要である（１／８・λ）。ＭＲＩ  ＲＦ周波数の電気的波長の１／８未満であるリードは、実効アンテナとしては働かず、したがって、外部ＭＲＩ  ＲＦパルス場からそれほど多くはない量のエネルギーをピックアップするということが判明した。幾つかの場合において、リード延長部の電気的長さは、１／４・λという長いものであって良く又はそれどころか１／２λであっても良い。これらの場合、変数としては、リード軌道、遠位電極と接触状態にある組織の感度、患者の特性等が挙げられる。例えば、心筋組織は、深部脳組織よりも熱による損失をそれほど受けない。
【００２７】
図２は、図１のリードシステム３０の拡大斜視図である。先行技術において良く見られるガイドワイヤ５４が設けられていることが理解でき、このガイドワイヤは、柔軟性の高いリードシステム３０をこれ上でこれに沿って下方に滑らせる前に定位置に挿入可能である。末端ピン５６が植え込み型医療器具、例えばペースメーカ又はＩＣＤに差し込まれるよう設計されている。帯域消去フィルタ３８は、リード３０が６〜９フレンチから３〜６フレンチリード延長部５２まで縮径される箇所のところで示されている。帯域消去フィルタ３８に取り付けられ、これに隣接して設けられるのが良いオプションとしての固定用尖叉（fixation tine）５７が示されている。参考までに説明すると、フレンチ目盛は、ミリメートル（ｍｍ）又はインチで表された両方の直径に関連している。例えば、７フレンチは、直径が２．３ｍｍ（０．０９２インチ）であり、３フレンチは、直径が１ｍｍ（０．０３９インチ）に過ぎない。縮径リード延長部５２の電気的長さ（λ）は、リードシステムが電極５８の所望の場所で挿入されている枝静脈に従って調節可能である。
【００２８】
電極５８の下には、ガイドワイヤ５４の他端部が位置している。電極５８がいったん正しい位置に位置し、システムを試験すると、ガイドワイヤ５４を抜去する。図２に示されているリードシステム３０の特定の利点は、新たな配備器械又はカテーテルが不要であるということにある。換言すると、帯域消去フィルタ３８を含むこのシステムは、大抵の公知の配備システムと消極的ではあるが適合性がある。また、リードシステム３０は、リードが破断した場合、リードに欠陥があった場合又はリードが感染した場合に取り出されるよう設計されていることが非常に重要である。図２及び図２Ａに示されたリードシステムも又、現行の機械的及びレーザリード取り出し技術と消極的ではあるが適合性がある。
【００２９】
図２Ａを参照すると、遠位電極５８，５８′の各々と関連した帯域消去フィルタ３８，３８′が設けられていることが理解できる。各帯域消去フィルタは、インダクタＬと並列のキャパシタＣから成っている。これら組み合わせＬ‐Ｃ帯域消去フィルタは、図示のように電極リード導体の各々と直列に配置される。植え込まれたリード内の帯域消去フィルタのより完全な説明については、米国特許第７，３６３，０９０号明細書を参照されたい。なお、この米国特許を参照により引用し、その記載内容を本明細書の一部とする。
【００３０】
図３は、図１に示されている人の心臓とほぼ同じ人の心臓の略図である。しかしながら、この場合、外部（心筋）電極６２は、心筋リード６０により外部に且つ左心室５０に取り付けられている。縫合糸なし心筋リード６０，６４が左心室の外側に取り付けられた状態で示されている。この方法は、周知であり、一般に、縫合糸なし心筋リード線先端部電極６２を定位置に取り付けるために心臓の外側のリブとねじ回し形特徴部との間における挿入を必要とする。心筋リードは、螺旋又は他の形態形の先端部を備えるのが良い縫合糸特徴部を更に有するのが良い。本発明の範囲は、心臓の外側、特に左心室の外側に取り付けられる任意形式の外部（心筋）電極６２又はサテライトペーサに拡張できることは明らかなはずである。
【００３１】
図４は、図３の４‐４線矢視断面図であり、帯域消去フィルタ７０を含む心筋リード電極組立体６２を示している。先行技術では、心筋リード電極組立体６２は、典型的には、シリコーンゴム６６と複合成形されている。図４に示されている組立体は、螺旋電極構造体６８により心筋組織に自動取り付け状態にある。代表的には、この電極は、３．５の機械的ターンによって心筋層中に取り付けられており、白金‐イリジウム合金又はこれと同等な生体適合性材料で作られている。螺旋電極先端部６８は、ねじ回し形回転外科ツールによって心筋組織中に取り付けられている。図４に示されているような帯域消去フィルタ７０は、一般に、米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書の図４２から取られている。当業者には明らかなように、米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書及び米国特許第７，８５３，３２５号明細書に開示されている他の新型の帯域消去フィルタ実施形態のほぼ全てを図４の心筋リード６２中に組み込むことができる。
【００３２】
図５は、帯域消去フィルタ７０と関連した新規なリング構造体７２を有している点を除き、図４に示されている心筋リード電極組立体６２と極めて似ている図である。この心筋双極電極は、その螺旋先端部電極６８と直列の帯域消去フィルタ７０′を更に有する。図示していないが、当業者には明らかなように、ねじ回し形ヘッド機構体を先行技術の配備器具に便宜的に適合させるために追加できる。上述したように、米国特許第７，８５３，３２５号明細書に記載されているような円筒形帯域消去フィルタチップのうちの任意のものを本明細書において説明する新規な帯域消去フィルタ用途に容易に適合させることができる。
【００３３】
図６は、２つの電極（アノード（ａ）及びカソード（ｃ））を具体化した分割シリンダカフ電極７４を示している。これは、外科医により神経の周りに挿入される設計されている。分割シリンダカフ電極は、代表的には、６〜８フレンチ直径のリード本体７６から成る双極システムである。本発明の二重帯域消去フィルタチップ７８（並列に配置された２つの別々の帯域消去フィルタチップ）が図示のように配置されている。一般に、カフ７４は、その中心を通る神経の直径にマッチするよう寸法決めされている。リード本体７６は、二重帯域消去フィルタ７８の後では、一般に３〜４フレンチ範囲の縮径のものである。代表的にはカフを取り付けた後にカフを一緒に引っ張るために用いられる閉鎖縫合糸は示されていない。
【００３４】
図７は、自己位置決め性の螺旋神経カフ８０を示している。これらカフには、先行技術において周知である電極箔８２が組み込まれている。リード本体８４は、本発明の帯域消去フィルタ８６に取り付けられている。これは、図示のように、単極であっても良く又は双極であっても良い。電極箔８２は、エッチングされるか打ち抜き加工されるかのいずれかが行なわれるのが良く、次に、導体がこの箔に取り付けられる成端箇所を調製するか製作するかのいずれかを行なう。これは、帯域消去フィルタ８６が電気的に取り付けられると共に組み込まれる場所である。帯域消去フィルタ８６上の導体及び箔８２は、割モールド内に配置されて組み立てられ、次にシリコーンをモールド内に注入する。図７は、双極又は多極リードの一方の脚部を示している。明らかなこととして、帯域消去フィルタ８６は、多極構成では各電極箔に必要になる。
【００３５】
図８は、図７の８‐８線矢視拡大断面図である。
【００３６】
図９は、大神経管内で流れる電流のための大型多カフ神経電極８８を示している。最適結果を得るために手探り法で種々の電極を刺激するのが良い。例えば、疼痛制御のため、疼痛が最小限に抑えられ又はなくなるまで種々の電極及び種々の形式の電気刺激を手探り法によって試してみるのが良い。図４に示されている電極に類似した多数の並列フィルタ電極９０を図示のように導体９２の各々と関連して配置するのが良い。
【００３７】
図１０は、多帯域消去フィルタアレイ９４がリード本体９６と直列に接続された状態で示されている変形例を示している。これは、リード延長部（帯域消去フィルタを越えて）として図９のカフ電極８８又は図６及び図７に示されている多カフ電極７４，８０に接続されるのが良い。これは又、図１１に示されている多数の単一電極に適合可能であっても良い。図１０及び図１１に示されているような多帯域消去フィルタチップは、装置を各リード上で互いに隣り合わせで基板上に置くことにより米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書及び米国特許第７，８５３，３２５号明細書に開示されている技術を利用して種々の仕方で構成できる。図１０及び図１１に示されている構造体は、信頼性の高い機械的取り付け及び体液からの保護を可能にするようシリコーン等と複合成形されるのが良い。
【００３８】
図１２は、図１０の１２‐１２線矢視図であり、帯域消去フィルタチップの多重アレイ９８を形成する多くの手法のうちの１つを示している。アルミナ又は先行技術において知られている任意他の基板材料のものであるのが良い薄い基板１００が設けられていることが理解できる。種々の形式の帯域消去フィルタ１０２ａ〜１０２ｆ（ＭＲＩチップ）がこの多重アレイ９８を構成する多くの手法が存在するということを説明するために示されている。米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書の図面を参照すると、ＭＲＩチップ１０２ａ〜１０２ｆは、図８０〜図８５及び図１３６（これは、基板上に正しく被着された厚膜である）に類似している。当業者であれば認識されるように、埋め込み型又はＭＥＭコンポーネントも又、多重帯域消去ＭＲＩフィルタアレイ９８を形成するために使用できる。加うるに、実装密度を増大させるために多層基板を用いることができる。ワイヤボンドパッド１０４、リード１０６，１０６′及び電気接続部１０８（代表的には、レーザ溶接部又は金ワイヤボンド）も又示されている。帯域消去フィルタチップ１０２ａ〜１０２ｆは、図示のように成端部１１０を有している。これら成端部１１０から回路トレース１１２への電気的接続部が設けられている。組立体全体は、望ましくは、機械的強度及び生体適合性を高めるためにオーバーコーティングされ、複合成形された（シリコーン等と）又はガラス封入される。
【００３９】
図１３は、頭蓋１１４及び脳１１６を示す人の頭の概略側面断面図である。穿頭孔１１８が深部脳プローブ１２０及び関連の電極１２２を配置するために頭蓋１１４に開けられている。深部脳プローブ１２０は、帯域消去フィルタが先頭穴容器１２６内に配置されるという点でリード延長部と同じである。これにより、深部脳プローブ１２０及びその関連の電極１２２は、図１で上述したリード延長部を（ｌ）と同じ極めて小さな直径のものにすることができる。皮膚の下を通り抜けて深部脳プローブ１２０に取り付けられたリード１２４が設けられていることが理解できる。リード１２４の遠位端部は、一般に、ＡＩＭＤ（図示せず）、例えばパルス発生器に接続される。ＡＩＭＤは、患者の頭蓋内のどこかの場所に配置可能であり又は頸部を通して胸インプラント領域内に配置しても良い。１つ又は２つ以上の帯域消去フィルタがハウジング１２６に入れた状態で頭蓋穿頭孔１１８の内側に配置されている。帯域消去フィルタハウジング１２６は、穿頭孔内、穿頭孔上又は硬膜内又は硬膜下に配置可能である。
【００４０】
図１４は、人の頭の概略断面正面図であり、図１３と関連して上述したように多数の深部脳プローブ１２０．．．１２０nが配置されるのが良いことを示している。好ましい実施形態では、深部脳プローブ１２０の頂部及び関連の帯域消去フィルタ１２６，１２６′の頂部は、頭蓋１１４の頂部と同一平面内に位置している。リード１２４は、一般に、パルス発生器又は送信器に接続され、かかるパルス発生器又は送信器は、埋め込まれるか皮膚の外側に位置するかのいずれかであるのが良い。また、受信器が皮膚の上に置かれているのが理解できる。深部脳プローブ１２０は、ネイルヘッド又はネイルシャンクを更に有するのが良い。
【００４１】
図１５は、図１４の線１５で示された領域の深部脳プローブ１２０の拡大断面図である。Ｌ‐Ｃ帯域消去フィルタ１２６，１２６′，１２６″，１２６′″の配置場所及び頭蓋１１４、リード１２４、穿頭孔１１８、硬膜層１３０及び脳１１６を覆う皮膚１２８が示されている。深部脳プローブ１２０の端部のところには、電極１３２が設けられている。
【００４２】
図１６は、柔軟性の高い領域１３４が帯域消去フィルタアレイ１２６と電極１３２との間に接続されている別の図を示している。この柔軟性区分１３４は、頭蓋１１４と脳１１６の相対運動が可能であるように歪逃がしを可能にしている。深部脳プローブ１２０〜１２０nは、機能的に上述のリード延長部５２と同一のリード延長部（ｌ）を形成している。上述したように、このリード延長部１２０の電気的長さは、ＭＲＩ  ＲＦパルス周波数（身体組織中）の１／２波長未満、好ましくは１／４又は１／８波長未満であることが必要である。この特定の場合、深部脳プローブ１２０は、熱に弱い脳組織中に植え込まれているので、リード延長部の電気的長さ（ｌ）は、１／８波長未満であることが必要である。
【００４３】
図１７は、図１５に類似した別の形態を示しており、この場合、帯域消去フィルタアレイ１２６の頂部は、頭蓋１１４の下に位置している。穿頭孔１１８は、骨封入剤１３６で覆われている。当業者には明らかなように、深部脳プローブ１２０及びその関連の帯域消去フィルタアレイ１２６は、内科医／外科医にとって好都合な種々の場所に配置されるのが良い。
【００４４】
上述の実施形態の全てにおいて、帯域消去フィルタは、電極と組織とのインターフェイスのできるだけ近くに位置することが重要である。この理由としては、リード及びその関連の導体がアンテナ（及び更に送信線）として働くことができるということにある。アンテナが波長の有効倍数である場合、アンテナは、外部環境からの多量のエネルギーをピックアップすることができる。特に、ＭＲＩスキャナからのＲＦパルス場は、植え込まれたリード及びこれらの関連の電極中に高レベルの電流を生じさせる場合があり、これは、身体組織に損傷を与える場合がある。図１に要素５２として、図１５及び図１６に要素１２０として示されたリード延長部の長さ（ｌ）は、できるだけ短いことが必要である。換言すると、帯域消去フィルタは、図示のように治療用センス（sense ）電極又はデリバリ電極に比較的近接して配置されるべきである。
【００４５】
この原理は、ＭＲＩ機のＲＦパルス周波数により変わる。例えば、０．５テスラ機は、この場合２１ＭＨｚのＲＦパルス周波数を有し、この波長は、帯域消去フィルタをデリバリ電極からかなり離れた距離のところに位置し、しかも依然として極めて効果的であるのに十分長い波長である。しかしながら、１２８ＭＨｚのＲＦパルス周波数で３テスラ増大させると、帯域消去フィルタは、デリバリ電極の極めて近くに位置しなければならない。これは、高いＲＦパルス周波数の波長が極めて短くなり、したがって、短いリード延長部に効果的に結合するからである。本発明では、好ましくは、帯域消去フィルタは、デリバリ電極から１５ｃｍ以下離れて位置する。これにより、ＭＲＩ  ＲＦパルス周波数において電流の流れが効果的に減少し、それにより遠位電極先端部のところの効果的な冷却が行なわれる。
【００４６】
次に図１８を参照すると、帯域消去フィルタ（３８，７０，８６，１０２，１２６）の効率も又品質係数Ｑで測定される。帯域消去フィルタ回路Ｑは、代表的には、以下の等式を用いて表される。
【数１】
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上式において、ｆrは、共振周波数であり、図１８に点ａ，ｂとして示されたΔｆ3dBは、帯域消去フィルタの３ｄＢ帯域幅である。帯域幅は、典型的には、挿入損失曲線上で測定された３ｄＢダウン点のところの２つの測定周波数ｆ1，ｆ2相互間の差として解され、共振中心周波数は、ｆ1，ｆ2相互間の平均である。この関係で理解できるように、Ｑ値が高いと、その結果として、３０ｄＢ帯域幅が狭くなる。３ｄＢ帯域幅は、ｋＨｚかＭＨｚかのいずれかで測定してｆ2−ｆ1である。
【００４７】
１０ｄＢダウン点は、図１８の点“ｃ”及び点“ｄ”として示されており、周波数ｆ3及び周波数ｆ4に相当している。したがって、１０ｄＢ帯域幅は、ｋＨｚかＭＨｚかのいずれかで測定してｆ4−ｆ3である。一般に、挿入損失曲線を減衰曲線と同一視することも可能であり、この場合、信号源インピーダンス及び負荷インピーダンスは、５０オームである。好ましい実施形態では、信号源インピーダンスは、リード及び身体組織の信号源インピーダンスであり、負荷インピーダンスは、ＡＩＭＤ自体の入力インピーダンスである。当業者であれば、かかる手法が等価であることは認識されよう。
【００４８】
再び図１８を参照すると、抵抗器ＲC及びＲLを含む本発明の帯域消去フィルタ１３８に関する概略を理解できる。抵抗器ＲCは、キャパシタＣの等価直列抵抗器又はキャパシタと直列に追加された個別の直列抵抗器を表している。ＲLは、インダクタＬの等価直列抵抗器を表し、この直列抵抗器は、一般的に、インダクタの電線ターン又は電線回路トレースの抵抗器に起因している。キャパシタの場合と同様、ＲLも又、別個の個別チップ抵抗器又は帯域消去フィルタ１３８のインダクタ部分と直列に追加された他形式の抵抗器であっても良い。これら抵抗の値を制御することにより、３ｄＢ帯域幅は制御され、それ故帯域消去フィルタの品質係数Ｑが制御される。
【００４９】
３ｄＢ帯域幅と１０ｄＢ帯域幅の両方を用途に応じて変化させることができる。例えば、用途が極めて特異な状況の場合、例えば、専用ＭＲＩ誘導カテーテルラボ用である場合、ＭＲＩスキャナは１つしか必要ではない。例えば、特定モデルのシーメンス１．５テスラＭＲＩスキャナしか用いられないことが分かっている場合、極めて特定のＭＲＩ  ＲＦパルス周波数であるとの確信が持てる。帯域消去フィルタ１３８は、３ｄＢ及び１０ｄＢ帯域幅が比較的狭い状態で設計可能である。この場合、１０ｄＢ帯域幅は、１０ｋＨｚという小さいものであって良い。この点に関し、ＭＲＩスキャナの傾斜磁場が主静磁場の勾配を緩くすることを念頭に置くべきである。これを視覚化する仕方は、患者がＭＲＩスキャナ台上に仰臥姿勢で位置することである。傾斜勾配が変化すると、静磁場強度は、患者の頭からかかとまで変化する。このことは、陽子の共振周波数がそれに応じて変化することを意味している。このように、ＲＦ周波数が変化し、それにより患者から像スライスが得られる。ほぼ最も幅の狭い変化は、１０ｋＨｚのオーダである。他方、適合性があるようにするためには２つ又は３つのＭＲＩスキャナ（別々の製造業者から入手できる）が必要な植え込みリード用途向きに帯域消去フィルタ１３８を設計する場合、１００ｋＨｚの１０ｄＢ帯域幅が望ましい。一般に、特に好ましい実施形態では、１０ｄＢ帯域幅は、メガヘルツのオーダであり又は最低５００ｋＨｚである。１０ｄＢ帯域幅を最低ＭＨｚ（０．５ＭＨｚ）のオーダにすることにより、帯域消去フィルタ１３８は、市販の又はラベル付き１．５テスラＭＲＩスキャナ群について有効であることが確信できる。同様な原理は、３テスラスキャナ、５テスラスキャナ及び異なる静磁場強度を有する他のスキャナに当てはまる。これらの場合、ＲＦパルス周波数は、周波数が非常に高く、互いに異なる製造業者相互間の周波数のばらつき及び傾斜磁場に起因した周波数ばらつきは、ｋＨｚで測定すると一層大きい場合がある。
【００５０】
もう一度、図１８を参照すると、理解できるように、例えばｆLで示された非常に低い周波数では、帯域消去フィルタ１３８が非常に低いインピーダンスを示すことが重要である。これは、減衰量が極めて少ない状態で帯域消去フィルタがペーシング信号と生物学的検出信号の両方を通さなければならないからである。同じことは、ｆHで示された非常に高い周波数についても当てはまる。ただし、この場合、低帯域消去フィルタが追加の減衰をもたらしている場合には問題ではない。というのは、この範囲内には生物学的信号が存在しないからである。
【００５１】
したがって、帯域消去回路１３８の“Ｑ”又は品質係数が非常に重要である。上述したように、非常に低い損失回路を低い周波数で提供して生物学的信号を望ましくないほど減衰させないことが望ましい。品質係数Ｑは、フィルタの損失を定めるだけでなく、その３ｄＢ帯域幅及び１０ｄＢ帯域幅に影響を及ぼす。フィルタ応答曲線のプロット（ボーデプロット（Bode plot））が提供される場合、３ｄＢ帯域幅及び１０ｄＢ帯域幅は、減衰曲線、形状及びフィルタがどれほど急峻に立ち上がったり立ち下ったりするかを定める。図１８の曲線１４０を参照すると。６４ＭＨｚで共振する帯域消去フィルタの場合、理想的な応答は、６４ＭＨｚでの無限減衰量を有する応答であるが、１ｋＨｚを下回る低い周波数では減衰量がゼロである。明らかなこととして、これは、コンポーネント内の寄生損失の空間上の制限及び現実性が存在すると仮定すれば可能ではない。換言すると、内部抵抗がゼロのインダクタを構成することは可能ではない（極低温時以外）。他方、完全な（理想的な）キャパシタを構成することも可能ではない。キャパシタは、等価直列抵抗と呼ばれる内部抵抗を有し、更に、少量のインダクタンスを有する。したがって、本発明の目的を達成するために回路を実現することは、課題の１つである。これは、特に、帯域消去回路が超小型であり、信頼性が高くしかも完全に生体適合性がなければならないということを考慮した場合にも当てはまる。
【００５２】
回路の性能は、インダクタＬとキャパシタＣの両方の効率に直接関連しており、各コンポーネントの効率が低ければ低いほど、結果としての熱損失がそれだけ一層多くなり、これは、理想的な回路図への抵抗要素ＲC及びＲLの追加によって表せる。帯域消去フィルタ回路１３８の低いＱの効果は、共振ピークを共振周波数の付近に広げることにある。低級キャパシタ及び／又はインダクタを慎重に用いることにより、適度に高いインピーダンス（減衰量）が多数のＭＲＩ  ＲＦ周波数で提供されるよう共振を広げることができる。
【００５３】
再び図１８を参照すると、帯域消去フィルタ回路１３８の抵抗値ＲC，ＲLの大きさを制御することにより３ｄＢ帯域幅と１０ｄＢ帯域幅の両方を制御することができる。インダクタと直列の抵抗を大きくしすぎないよう注意する必要があり又は生物学的周波数が減衰される。この理由は、非常に低い周波数（１ｋＨｚ未満）では、誘導性リアクタンスは、非常に低くなる（ゼロにほぼ等しくなる）傾向がある。それと同時に、非常に低い周波数では、容量性リアクタンスは、無限に見える傾向がある。したがって、ペーシングパルスを送り出し又は生物学的活動を検出する適正な動作を得るためには、抵抗値ＲCは、実際には、それほど重要ではない。したがって、帯域消去フィルタ１３８のＱを制御する良好な方法は、インダクタ巻線又はターンの寄生抵抗と一致した抵抗ＲLを確立し、更に、キャパシタＱを注意深く制御することである。インダクタＬの抵抗損失ＲLを制御しなければならないもう１つの理由は、抵抗が高すぎる場合、帯域消去フィルタの過剰の発熱が生じる場合があるということである。これは、キャパシタのＣ電場とインダクタのＬ磁場との間のＭＲＩパルス周波数で振動する大きな周波数電流が存在するからである。この循環する電流は、２つの方法のうちの一方で、即ち、１）いずれか一方の抵抗ＲL又はＲC（又はこれら両方）でのＩ2Ｒ加熱により又は２）帯域消去フィルタを包囲する気密又はシールドハウジング内の渦電流損失によるかのいずれか一方によって帯域消去フィルタ周りに発熱を生じさせる場合がある。したがって、コンポーネントの設計と帯域消去フィルタＱとの間の注意深いバランスが達成されなければならない。
【００５４】
ラムール（Lamour）の等式が教えることは、パルスＲＦ場の周波数がテスラで表された臨床用スキャナの静磁場強度にＭＲＩ定数を乗算した値に等しいということである。この周波数は、典型的な従来型１．５‐テスラ水素スキャナの場合、約６４ＭＨｚである。しかしながら、全ての市場に出ているラベル付き１．５‐テスラスキャナが同一であるとは限らない。異なる製造業者からの静磁場強度には相当なばらつきが存在する。この結果、種々のスキャナ製造業者ではＲＦパルス化周波数相互間には数百キロヘルツ又はそれどころか０．５メガヘルツの差が生じる。したがって、帯域消去フィルタ１３８は、中心周波数で共振するよう設計されており、ｆrは、ＲＦパルス周波数の中心を表している。図１８に示されているように、抵抗要素ＲC若しくはＲL又はこれら両方は、Ｌ‐Ｃトラップフィルタ１３８の３ｄＢ帯域幅を増大させるために追加される。もう一度、図１８を参照すると、高Ｑフィルタ１４０、中Ｑフィルタ１４４及び低Ｑフィルタ１４２に関する減衰曲線が見える。中Ｑフィルタは、多くの用途で働くが、低Ｑフィルタの減衰量は、一般に、遠位電極のところでの過剰な発熱が起こらないようにするには適当ではない。本発明では、所望の曲線形状は、符号１４０又は１４４で示されている。これを大局的に見ると、理想的な帯域消去フィルタ（ＲC及びＲLが両方共ゼロであることを意味する）の場合、フィルタ応答曲線は、中心がｆrの上方に位置する真っ直ぐな上下線（図示せず）にように見える。これは、当然のことながら、構成するのが実際的ではない（極低温時以外）と共にＭＲＩスキャナ群全体にわたって用いるのが実際的ではないほど幅が狭い。この抵抗要素は、個別抵抗器であっても良く或いはインダクタンスＬそれ自体を形成する寄生要素としてリード又は回路トレースから形成されても良い。単純化のため、この抵抗要素は、図１６及びそれ以降の図にも示されていない。しかしながら、帯域消去フィルタは、数十キロヘルツ、数百キロヘルツ又はメガヘルツのオーダでＭＲＩ  ＲＦパルス周波数にわたって減衰させるよう設計されていることは理解されよう。
【００５５】
図１９は、多種多様な神経刺激器用途に利用できる遠位ＰＡＤ電極１４６を示している。神経刺激器は、蝸牛インプラント、深部脳刺激器は、尿失禁用刺激器、一般的疼痛管理刺激器、迷走神経刺激器、パーキンソン病の振戦管理刺激器等を含む。典型的な先行技術の刺激器は、例えば図１９に示されている種々のＰＡＤ電極を備えた状態で市販されている場合が多い。３つの神経刺激電極１４８，１４８′，１４８″が示されているが、１個から１０個又は２４個以上の神経刺激電極を設けることができる。例えば、蝸牛神経刺激器では、一般に１６個の導体が設けられ、これら導体は、聴神経に接触するよう束をなした１６個の電極まで引き回されている。図１９に戻ってこれを参照すると、外部又は植え込まれた能動医療器具（図示せず）に接続された３つの導体を含むリード本体１５０が設けられていることが理解できる。
【００５６】
図２０は、図１９の２０‐２０線矢視断面図であり、本発明の新規なインダクタ‐キャパシタ帯域消去フィルタ１５２の一形態を示している。円板状フィードスルーキャパシタ１５４が設けられ、空気コアインダクタ１５６はその中心を通って延びていることが理解できる。これらの構成は、米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書の図４５及び図４７と関連して既に説明した。この場合、遠位ＰＡＤ電極１４８は、キャパシタ１５４の周囲の金属被覆へのレーザ溶接又は同等の生体適合性電気接続部１６０を有している。また、別の導電性プレート１６２がインダクタ１５６の反対側に接続された状態で示されている。リード１６４がこのプレート１６２に機械的且つ電気的に結合されている。次に、リード１６４は、図１９に示されているように可動性の神経刺激器ＰＡＤ電極１４６を通って引き回されている。リード１６４は、ＡＩＭＤに引き回されるリード本体１５０の部分となる。
【００５７】
図２１及び図２２は、米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書図１１５及び図１１８に示されていて、図２０のＰＡＤ電極１６６内のフィードスルーキャパシタ構造体を用いて同一の構成を達成する別の仕方を示している。この場合、インダクタ１６８は、キャパシタ１５４の頂部に印刷され又は補足的基板によってキャパシタに取り付けられている。リード１６４は、中間接触プレート１７０を用いて図示のようにキャパシタの内周部金属被覆１６８に接続されている。ＰＡＤ電極１４８は、キャパシタの外周部金属被覆１７２に電気的且つ機械的に取り付けられているが、例えば絶縁性層又はライナ１７４により内部金属被覆１６８から電気的に絶縁されている。これは、説明を簡単にするために、図１９を比較して逆さまの状態で示されている。
【００５８】
図２３は、図１９に既に示したような神経刺激器用途のための並列インダクタ帯域消去フィルタを層の状態に堆積させる厚膜技術を用いたもう一つの変形例を示している。この場合も又、この電極組立体１７６は、説明を簡単にするために逆さまの状態で示されている。遠位ＰＡＤ電極１４８は、例えば種々のキャパシタ及びインダクタ層の厚膜被着に用いられる基板を形成する。図２３の構造体１７６は、図２４の分解組立て図を見ることにより良好に理解できる。神経刺激器用途のため、遠位ＰＡＤ電極１４８が底部で始まっている。先ず最初に、絶縁層１７８をこの導電性電極１４８上に刻印し、次に、１つ又は２つ以上のインダクタ層１８０をこの絶縁層１７８上に刻印する。次に、別の絶縁層１８２をインダクタ層１８０の頂部に被着させる。キャパシタ内周部電極１８４をこの絶縁層１８２上に印刷する。次に、別の絶縁層１８６を印刷する。次に、外周部キャパシタ電極１８８を刻印する。電極１８４と電極１８８の多くの交互に位置した層を所望に応じて積み上げると、所要のキャパシタンス値を達成することができる。次に、全体的絶縁層１９０を被着させる。従来型厚膜又はテープ製造プロセスでは周知であるように、通常、これら作業の各々相互間には乾燥ステップが設けられる。次に、構造体全体を高温で焼結して頑丈な一体構造体を形成する。次に、適当な電気接続材料を用いて電気接点１９２を挿入してインダクタ１８０の内周部と内周部キャパシタ電極プレートスタック１８４の内周部の両方に接触させる。次に、神経刺激器リード１６４をこの接触インサート１９２に電気的に接続する。インダクタの外周部は、神経刺激器電極ＰＡＤ１４８に接触する。キャパシタの接地電極プレート１８８も又、遠位電極ＰＡＤ１４８に接触する。これは、キャパシタンスをインダクタンスと並列に配置するという作用効果を有する。
【００５９】
図２５は、例えば脊髄刺激器用途に使用できるパドル又はＰＡＤ電極アレイ１９４を示している。このアレイは、生体適合性のある絶縁性且つ可撓性の本体１９８内に収容された８つの電極１９６を有する。８本の導体リード２００（任意の本数を設けることができる）を８つの電極１９６の各々にそれぞれ接続する。上述したように、細長いリード２００は、ＭＲＩ走査中、相当多くの量のＲＦエネルギーをピックアップすることができる。電極１９６は、過熱しないということが非常に重要である。というには、これら電極は、身体組織、例えば脊髄と直接的接触状態にあるからである。
【００６０】
図２６は、パドル電極１９４の裏側を示している。
【００６１】
図２７は、図２５の２７‐２７線矢視断面図である。各々が本発明の帯域消去フィルタ２０２に直列に接続された８つの電極ＰＡＤ１９６が示されている。したがって、８つの電極ＰＡＤ１９６が身体組織と接触状態にあり、リード束２００を構成する８つの帯域消去フィルタ２０２及び８つの導体が設けられている。もう一度、図２７を参照すると、スペースを節約することが必要である場合、帯域消去フィルタ２０２を電極ＰＡＤアレイから見て遠位側の箇所に配置しても良い。この場合、電極は、本発明に従ってリード延長部の遠位端部のところに配置される。一実施例では、図１２に示されているように、帯域消去フィルタは、電極ＰＡＤアレイの近位側で基板上に配置される。帯域消去フィルタをかかるリード延長部の近位端部のところに配置することにより、リード本体２００と関連の電極ハウジング１９４の両方を非常に小型にすることができる。
【００６２】
図２８は、代表的な神経刺激器パドル電極２０４の遠位端部を示しており、神経刺激器パルス電極２０４は、この場合、８つの電極接点２０６を有している。この場合、図３０に示されているように、これら８つの電極２０６の各々には、帯域消去フィルタ２０８が直列に設けられている。
【００６３】
図２９は、パドルリード２１０（図２８）に代えて一連の屈曲ケーブル電極導体２１２が用いられていることを除き図２８とほぼ同じである。この場合も又、電極２０６の各々には帯域消去フィルタ２０８が直列に設けられている。
【００６４】
図３１は、先行技術の神経刺激電極プローブ２１４又はありふれたアブレーションプローブ又はカテーテルを示している。理解できるように、多数の刺激電極２１６〜２１６′″が設けられている。この特定の用途では、先端部２１８は、絶縁性である。
【００６５】
図３２は、本発明の新規な帯域消去フィルタ２２０，２２０′を有するよう改造された図３１のプローブ２１４、神経刺激先端部２１８、アブレーションプローブ又はカテーテルを示している。理解できるように、これらは、刺激電極２１６，２１６′等と関連して配置されている。図示のように、所望通り多数を積み重ねることができる。これは、本発明の帯域消去フィルタ２２０を刺激リング２１６の各々と直列に配置し、それによりＭＲＩ誘導ＲＦ電流の流れを制限／阻止するという作用効果を有する。図３１に示された形式の電極プローブ構造に関する通常の用途は、１６個のリング電極２１６が設けられた蝸牛インプラントである。図３１は、先行技術を示し、図３２は、帯域消去フィルタＢＳＦが電極２１６の各々と直列に配置された本発明の原理を示している。図３２のプローブ又はカテーテルは又、上述したようにリード延長部として構成可能である。換言すると、帯域消去フィルタ２２０，２２０′等は、リード延長部の近位端部のところに配置可能である。これにより、プローブ及びその関連の電極の直径を特定の生理的用途向きに小さくすることができる。
【００６６】
上述のことから、図示すると共に説明した医用リードシステムは、有利には、種々の形式の能動植え込み型医療器具（ＡＩＭＤ）及び種々の形式のＭＲＩ機器と共に多くの環境で使用できることは理解されよう。さらに、リードシステムと共に利用される帯域消去フィルタの構造及び形態は、米国特許第７，３６３，０９０号明細書、同第７，８５３，３２４号明細書、同第７，７０２，３８７号明細書、同第７，８５３，３２５号明細書、米国特許出願公開第２００７／０１１２３９８（Ａ１）号明細書、同第２００８／０１９５１８０Ａ（Ａ１）号明細書、同第２００８／００４９３７６（Ａ１）号、同第２００８／０１３２９８７（Ａ１）号、同第２００８／０２６９５９１（Ａ１）号明細書、同第２０１０／０１００１６４（Ａ１）号明細書、同第２０１０／０１９８３１２（Ａ１）号明細書、同第２０１０／０２８０５８４（Ａ１）号明細書並びに米国特許出願第１２／８７３，８６２号明細書及び同第１２／８９１，２９２号明細書に記載されているように多種多様な構成及び用途を有することができる。
【００６７】
本発明の幾つかの実施形態を例示目的で詳細に説明したが、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、各実施形態の種々の変形例を想到できる。したがって、本発明は、特許請求の範囲の記載にのみ基づいて定められる。
【符号の説明】
【００６８】
２０  人の心臓
２６  上大静脈
２８  大動脈
３０  リード
３１  カテーテル
３２  冠状静脈洞
３６  大心静脈
３８  帯域消去フィルタ
４０  外側枝
４２  前枝
４８  左心房
５０  左心室
５２  リード延長部
５４  ガイドワイヤ
５６  末端ピン
５７  固定用尖叉
５８，５８′  電極
１１４  頭蓋
１１６  脳
【図１】
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【図１Ａ】
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【図２】
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【図２Ａ】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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【図３２】
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