"医療装置リード線であって、前記リード線を医療装置に結合するように構成された基端と、前記基端から先端方向に延在する絶縁性のリード線本体と、前記基端に結合され、且つ、前記リード線本体を貫通して延在する第1導体であって、前記第1導体の先端において第1電極に結合された第1導体と、前記第1導体に隣接した第1磁気充填ポリマー層と、を有するリード線。前記基端に結合され、且つ、前記第1導体と同軸状に又はコラジアルに延在する第2導体であって、前記第2導体の先端において第2電極に結合された第2導体と、前記第1導体に隣接した第2磁気充填絶縁層と、を更に有する請求項1に記載の医療装置リード線。前記第1導体は、導電性コイルを有する請求項1に記載の医療装置リード線。前記第1磁気充填絶縁層と前記第1導体との間の第1非磁気充填絶縁層と、前記第1非磁気充填絶縁層とは反対の前記第1導体の側の第2磁気充填絶縁層と、を更に有する請求項1に記載の医療装置リード線。前記第1磁気充填絶縁層中における磁性材料の百分率は、約10以下である請求項1に記載の医療装置リード線。前記第1磁気充填絶縁層は、可変のサイズ及び可変の形状のうちの少なくとも一方を有する磁性材料の粒子を有する請求項1に記載の医療装置リード線。前記磁性材料の粒子は、ナノ粒子である請求項5に記載の医療装置リード線。前記第1磁気充填絶縁層は、前記第1磁気充填絶縁層内にインピーダンスの不連続性を提供する非磁気充填部分によって離隔された磁気充填部分を有する請求項1に記載の医療装置リード線。医療装置リード線であって、絶縁性のリード線本体と、前記リード線本体を貫通して延在する第1リード線導体であって、前記第1リード線導体の先端において第1電極に結合された第1リード線導体と、前記第1リード線導体と前記医療装置リード線の中央管腔との間の第1磁気充填絶縁層と、を有するリード線。前記第1磁気充填絶縁層と前記中央管腔との間の第1非磁気充填絶縁層と、前記第1リード線導体と前記第1磁気充填絶縁層との間の第2非磁気充填絶縁層と、を更に有する請求項9に記載の医療装置リード線。前記第1リード線導体と同軸状に又はコラジアルに延在する第2リード線導体であって、前記第2リード線導体の先端において第2電極に結合された第2リード線導体を更に有する請求項10に記載の医療装置リード線。前記第1リード線導体と前記第2非磁気充填絶縁層との間の第2磁気充填絶縁層を更に有する請求項11に記載の医療装置リード線。前記第1リード線導体と前記第2磁気充填絶縁層との間の第3非磁気充填絶縁層と、前記第2磁気充填絶縁層と前記第2リード線導体との間の第4非磁気充填絶縁層と、を更に有する請求項12に記載の医療装置リード線。前記第1磁気充填絶縁層は、磁性材料の粒子を有する請求項9に記載の医療装置リード線。前記磁性材料の粒子は、実質的に球形を有する請求項14に記載の医療装置リード線。前記磁性材料の粒子は、可変のサイズ及び可変の形状の少なくとも一方を有する請求項14に記載の医療装置リード線。前記第1磁気充填絶縁層は、前記第1磁気充填絶縁層内にインピーダンスの不連続性を提供する非磁気充填部分によって離隔された磁気充填部分を有する請求項9に記載の医療装置リード線。医療装置であって、パルス生成器と、前記パルス生成器に結合可能であり、且つ、リード線本体と、前記リード線本体を貫通して延在する外側導電性コイルと、前記外側導電性コイルと同軸状に延在する内側導電性コイルと、を含むリード線であって、前記リード線は、前記内側導電性コイルと前記リード線の中央管腔との間の第1絶縁層と、前記内側導電性コイルと前記外側導電性コイルとの間の第2絶縁層と、を更に有し、前記第1絶縁層及び第2絶縁層のうちの少なくとも一方は、磁性材料を含む、リード線と、を有する装置。前記リード線は、前記第1絶縁層と前記中央管腔との間の第3絶縁層と、前記内側導電性コイルと前記第1絶縁層との間の第4絶縁層と、を更に有する請求項18に記載の医療装置。前記リード線は、前記第1リード線導体と前記第2絶縁層との間の第5絶縁層と、前記第2絶縁層と前記第2リード線導体との間の第6絶縁層と、を更に有する請求項19に記載の医療装置。撮像の際には、MRIシステムによって生成される電磁放射が、ペースメーカや細動除去器などの埋植可能な医療装置内において使用されている埋植可能な装置のリード線によってピックアップされ得る。このエネルギーは、組織との接触状態にある電極にリード線を通じて搬送されることになり、この結果、接触点における温度上昇がもたらされることになる。組織の加熱の程度は、通常、リード線の長さ、リード線の導電率又はインピーダンス、及びリード線電極の表面積などの要因に関係している。又、磁界や電磁界に対する露出は、望ましくない電圧をリード線上に誘発したり、或いは、リード線電極又はセンサからの生理学的信号を検知できなくなるという結果をもたらす場合もある。本明細書は、磁性材料が充填されたimpregnated本明細書においては、磁気充填されたmagneticallyimpregnatedとも表現される絶縁層を含む埋植可能な医療用電気リード線の絶縁構造と、このような絶縁構造を含む医療用電気リード線とについて記述している。実施例1においては、医療装置リード線は、基端と、基端から先端方向に延在する絶縁性のリード線本体とを含む。基端は、リード線を医療装置に結合するように構成されている。第1導体が、基端に結合され、且つ、リード線本体を貫通して延在している。第1導体は、第1導体の先端において第1電極に結合されている。第1磁気充填ポリマー層が第1導体に隣接している。実施例2においては、実施例1による医療装置リード線は、基端に結合されると共に第1導体と同軸状に又はコラジアルにco-radially延在する第2導体を更に有する。第2導体は、その先端において第2電極に結合されている。第2磁気充填絶縁層が第1導体に隣接している。実施例3においては、実施例1又は実施例2による医療装置リード線であって、第1導体は、導電性コイルを有する。実施例4においては、実施例1~実施例3のいずれかによる医療装置リード線は、第1磁気充填絶縁層と第1導体との間との第1非磁気充填絶縁層と、第1非磁気充填絶縁層とは反対の第1導体の側の第2非磁気充填絶縁層とを更に有する。実施例5においては、実施例1~実施例4のいずれかによる医療装置リード線であって、第1磁気充填絶縁層中における磁性材料の百分率は、約10以下である。実施例6においては、実施例1~実施例5のいずれかによる医療装置リード線であって、第1磁気充填絶縁層は、可変のサイズ及び/又は可変の形状を有する磁性材料の粒子を有する。実施例7においては、実施例1~実施例6のいずれかによる医療装置リード線であって、磁性材料の粒子は、ナノ粒子である。実施例8においては、実施例1~実施例7のいずれかによる医療装置リード線であって、第1磁気充填絶縁層は、第1磁気充填絶縁層内にインピーダンスの不連続性を提供する非磁気充填部分によって離隔された磁気充填部分を有する。実施例9においては、医療装置リード線は、絶縁性のリード線本体と、リード線本体を貫通して延在する第1リード線導体と、第1リード線導体と医療装置リード線の中央管腔との間の第1磁気充填絶縁層とを含む。第1リード線導体は、第1リード線導体の先端において第1電極に結合されている。実施例10においては、実施例9による医療装置リード線は、第1磁気充填絶縁層と中央管腔との間の第1非磁気充填絶縁層と、第1リード線導体と第1磁気充填絶縁層との間の第2非磁気充填絶縁層とを更に有する。実施例11においては、実施例9又は実施例10による医療装置リード線は、第1リード線導体と同軸状に又はコラジアルに延在する第2リード線導体を更に有し、第2リード線導体は、第2リード線導体の先端において第2電極に結合されている。実施例12においては、実施例9~実施例11のいずれかによる医療装置リード線は、第1リード線導体と第2非磁気充填絶縁層との間の第2磁気充填絶縁層を更に有する。実施例13においては、実施例9~実施例12のいずれかによる医療装置リード線は、第1リード線導体と第2磁気充填絶縁層との間の第3非磁気充填絶縁層と、第2磁気充填絶縁層と第2リード線導体との間の第4非磁気充填絶縁層とを更に有する。実施例14においては、実施例9~実施例13のいずれかによる医療装置リード線であって、第1磁気充填絶縁層は、磁性材料の粒子を有する。実施例15においては、実施例9~実施例14のいずれかによる医療装置リード線であって、磁性材料の粒子は、実質的に球形を有する。実施例16においては、実施例9~実施例15のいずれかによる医療装置リード線であって、磁性材料の粒子は、可変のサイズ及び/又は可変の形状を有する。実施例17においては、実施例9~実施例16のいずれかによる医療装置リード線であって、第1磁気充填絶縁層は、第1磁気充填絶縁層内にインピーダンスの不連続性を提供する非磁気充填部分によって離隔された磁気充填部分を有する。実施例18においては、医療装置は、パルス生成器と、パルス生成器に結合可能なリード線とを含む。リード線は、リード線本体と、リード線本体を貫通して延在する外側導電性コイルと、外側導電性コイルと同軸状に延在する内側導電性コイルとを含む。リード線は、内側導電性コイルとリード線の中央管腔との間の第1絶縁層と、内側導電性コイルと外側導電性コイルとの間の第2絶縁層とを更に含む。第1絶縁層及び第2絶縁層のうちの少なくとも一方は、磁性材料を含む。実施例19においては、実施例18による医療装置であって、リード線は、第1絶縁層と中央管腔との間の第3絶縁層と、内側導電性コイルと第1絶縁層との間の第4絶縁層とを更に有する。実施例20においては、実施例18又は実施例19による医療装置であって、リード線は、第1リード線導体と第2絶縁層との間の第5絶縁層と、第2絶縁層と第2リード線導体との間の第6絶縁層とを更に有する。複数の実施形態が開示されているが、当業者には、本発明の例示用の実施形態を図示及び説明する以下の詳細な説明から本発明の更にその他の実施形態が明らかとなろう。従って、添付の図面及び詳細な説明は、その特性が、限定ではなく、例示を目的としているものと見なされたい。本発明は、様々な変更形態及び代替形態が可能であるが、添付図面には、一例として、特定の実施形態が示されており、且つ、以下、これらについて詳細に説明する。但し、これは、記述されている特定の実施形態に本発明を限定することを意図したものではない。むしろ、本発明は、添付の請求項によって規定されている本発明の範囲内に含まれるすべての変更形態、均等物、及び代替形態を含むものと解釈されたい。図1は、本発明の一実施形態による心調律管理CardiacRhythmManagement:CRMシステム10の概略図である。図1に示されているように、CRMシステム10は、患者の心臓18内において展開された複数のリード線14,16に結合されたパルス生成器12を含む。図1に更に示されているように、心臓18は、三尖弁28によって分離された右心房24及び右心室26を含む。心臓18の正常動作の際には、酸素が取り除かれた血液が、上大静脈30及び下大静脈32を通じて右心房24内に供給される。血液を上大静脈30に供給している主要な血管は、右腋窩静脈34及び左腋窩静脈36を含み、これらは、右鎖骨下静脈38及び左鎖骨下静脈40に流入している。右外頸静脈42及び左外頸静脈44は、右左内頸静脈46及び左内頸静脈48と共に、右鎖骨下静脈38及び左鎖骨下静脈40と結合して右腕頭静脈50及び左腕頭静脈52を形成し、次いで、これらが結合して上大静脈30に流入している。リード線14,16は、電気信号及び刺激を心臓18とパルス生成器12との間において伝達するように機能する。図示の実施形態においては、リード線14は、右心室26内に埋植されており、リード線16は、右心房24内に埋植されている。その他の実施形態においては、CRMシステム10は、例えば、両心室ペーシング又は心臓再同期治療システムにおいて左心室を刺激するために冠状動脈内に延在するリード線などの更なるリード線を含んでもよい。図示のように、リード線14,16は、左鎖骨下静脈40の壁内に形成された血管進入サイト54を通じて血管系に進入し、左腕頭静脈52及び上大静脈30を貫通して延在して、それぞれ右心室26及び右心房24内に埋植されている。本開示のその他の実施形態においては、リード線14,16は、右鎖骨下静脈38、左腋窩静脈36、左外頸静脈44、左内頸静脈48、又は左腕頭静脈52を通じて血管系に進入してもよい。パルス生成器12は、通常、患者の胸部又は腹部の埋植場所即ちポケット内に皮下埋植される。パルス生成器12は、電気的な治療刺激を患者に供給するための、当技術分野において既知の、或いは、将来開発される、埋植可能な医療装置であってよい。様々な実施形態において、パルス生成器12は、ペースメーカ、埋植可能な細動除去器、心臓再同期装置であり、且つ/又は、刺激及び除細動能力の両方を含む。更にその他の実施形態は、神経刺激器を、又は診断能力を提供するが治療能力は提供しない装置を含む。又、パルス生成器12から血管進入サイト54まで延在しているリード線14,16の部分も、皮下配置又は筋肉下配置される。リード線14,16は、それぞれ、基端側コネクタを介してパルス生成器12に接続される。過剰なリード線の長さ、即ち、パルス生成器12の場所から望ましい心内膜又は心外膜埋植サイトまで到達するのに必要とされるものを上回る長さは、一般に、パルス生成器12近傍の皮下ポケット内においてコイル状に巻回される。パルス生成器12によって伝達される電気信号及び刺激は、リード線14,16を貫通して延在する1つ又は複数の導体により、リード線14,16の先端に位置した電極まで搬送される。1つ又は複数の導体は、それぞれ、リード線14,15の基端においては、パルス生成器12と結合するのに適したコネクタに電気的に結合され、且つ、先端においては、1つ又は複数の電極に電気的に結合されている。MRIの環境においては、MRIシステムによって生成される電磁放射がリード線14,16の導体によってピックアップされてもよい。このエネルギーは、組織との接触状態にある電極にリード線14,16を通じて搬送されることになり、この結果、接触点における温度上昇がもたらされることもある。本開示は、1つ又は複数のリード線導体の自己インダクタンスを増大させるために磁性粒子即ち、磁気充填絶縁体を含むリード線14,16のうちの少なくとも1つのリード線内における絶縁構造に関する。リード線のインダクタンスを増大させることにより、リード線14,16によって吸収されるRFエネルギーが減少し、これにより、電極/組織の境界における加熱が低減又は除去される。図2は、図1に示されているCRMシステム10と共に使用するのに適したリード線14の側面図である。尚、リード線14が示されているが、リード線16も、類似の構造を有してもよい。リード線14は、基端側コネクタ62と、絶縁性のリード線本体64と、外側磁気充填絶縁層65と、外側導電性コイル66と、内側磁気充填絶縁層68と、内側導電性コイル70とを含む。いくつかの実施形態においては、内側導電性コイル70は、リード線14の基端に位置したコネクタ62からリード線14の先端に位置した1つ又は複数の電極72まで延在するコイルのコラジアルな又は同軸状の組立体である。外側導電性コイル66は、内側導電性コイル70と同軸状に延在し、且つ、絶縁層68により、内側導電性コイル70から電気的に隔離されている。外側導電性コイル66は、リード線14の基端においては、コネクタ62に接続され、且つ、リード線14の先端においては、1つ又は複数の電極74に接続されている。絶縁性のリード線本体64は、外側磁気充填絶縁層65を取り囲むと共に、それぞれ、内側導電性コイル70及び外側導電性コイル66の先端に電気的に結合された1つ又は複数の電極72,74を支持している。コネクタ62は、パルス生成器12図1に結合するように構成されており、且つ、それぞれ、電極72,74を内側導電性コイル70及び外側導電性コイル66を介してパルス生成器12に電気的に接続している。尚、電極72,74は、例示を目的としたものに過ぎず、且つ、ペーシング、検知、心不全、神経刺激、診断、及び/又はショック療法の用途において使用されるように構成してもよい。更には、能動固定電極72が示されているが、電極72は、この代わりに、心臓18の組織に対するリード線14の受動的な固定のために、構成してもよく、或いは、固定メカニズムを伴うことなしに構成してもよい。図3は、例示用の一実施形態によるリード線14の先端の内部構造を示すリード線14の一部分の切取側面図である。上述のように、リード線14は、絶縁性のリード線本体64と、外側磁気充填絶縁層65と、外側導電性コイル66と、内側磁気充填絶縁層68と、内側導電性コイル70とを含む。内側磁気充填絶縁層68は、外側導電性コイル66と内側導電性コイル70との間に配設されており、更に、外側磁気充填絶縁層65は、リード線本体64と外側導電性コイル66との間に位置している。内側導電性コイル70は、リード線14の中心を貫通する内側管腔76を規定している。代替実施形態においては、内側導電性コイル70及び外側導電性コイル66は、導電性ケーブルなどのその他の構成を有することが可能であり、且つ/又は、絶縁層65,68は、それぞれ、導電性コイル66,70の内側に配設されてもよい。図3に示されている実施形態においては、内側導電性コイル70は、電気刺激エネルギーをリード線14を通じて供給するために使用される内側導体を形成するために、1つに緊密に巻回された1つ又は複数の糸線filarを含む螺旋形状の導電性コイルを有する。一実施形態においては、例えば、内側導電性コイル70は、単一の糸線を有する。その他の実施形態においては、内側導電性コイル70は、より多くの糸状撚り線を含むことができる。いくつかの実施形態においては、内側導電性コイル70を形成する糸状撚り線のそれぞれは、断面積で約10~約50の銀含有量を有する、銀が充填されたMP35Nワイヤを有することができる。特定の実施形態においては、内側導電性コイル70のピッチは、内側導電性コイル70の糸線直径の約1倍~1.5倍である。いくつかの実施形態においては、内側導電性コイル70は、内側導電性コイル70を貫通して延在すると共に、身体内におけるリード線14の埋植を促進するように使用可能なスタイレット又はガイドワイヤを受け入れるように適合された内部管腔76を含む中空構成を有する。特定の実施形態においては、内側導体コイル70は、管腔76内に挿入されるスタイレット又はガイドワイヤの直径をわずかに上回る直径を有するマンドレルの周りにいくつかのワイヤ糸線をコラジアルに巻回することにより、製造することができる。コイル70のトルク特性を改善するために、ワイヤ糸線は、糸状撚り線の間に間隙も空間も存在しないように、コイル70の製造の際に緊密に1つに巻回することができる。図3に更に示されているように、且つ、いくつかの実施形態においては、外側導電性コイル66は、内側導電性コイル70の周りに同軸状に配設され、且つ、リード線14の長さの全部又は一部分に沿って延在する螺旋状に巻回された構成を有する。いくつかの実施形態においては、外側導電性コイル66は、単一の巻回されたワイヤから形成された単一糸線構造を有する。その他の実施形態においては、外側導電性コイル66は、複数のコラジアルに巻回されたワイヤ糸線から形成されたマルチ糸線構造を有する。一実施形態においては、例えば、外側導電性コイル66は、2つのコラジアルに巻回されたワイヤ糸線から形成されたダブル糸線構造を有する。外側導電性コイル66を内側導電性コイル70から半径方向において離隔させることにより、内側導電性コイル70から外側導電性コイル66を電気的に隔離することができる。いくつかの実施形態においては、例えば、外側導電性コイル66は、リード線14が多極リード線として機能することができるように、内側導電性コイル70から電気的に隔離されている。特定の実施形態においては、導電性コイル66,70を互いに電気的に隔離するように、内側導電性コイル70と外側導電性コイル66との間に介在する内側磁気充填絶縁層68を更に使用している。いくつかの実施形態においては、例えば、絶縁層68は、シリコン、ポリウレタン、又はその他の適切なポリマー材料から製造されたシースを有してもよい。いくつかの実施形態においては、外側コイル66は、銀などの導電性材料の内側コアによって充填された低抵抗金属又はMP35Nなどの金属合金の外側管状層を有する延伸充填チューブdrawn-filledtubeから形成されている。充填され、且つ、延伸されると、チューブは、次いで、螺旋形状にコイル化され、且つ、当技術分野において既知の従来の技法を使用することにより、リード線14に装着される。一実施形態においては、外側導電性コイル66は、断面積で約28の銀含有量を有する銀が充填されたMP35Nワイヤを有する。使用の際には、上述のように、外側管状金属又は外側導電性コイル66の一部分を形成する金属合金の相対的に小さな抵抗を使用することにより、相対的に小さな直径のワイヤの使用に起因して導電性コイル66に付与される増大した抵抗をオフセットすることができる。又、いくつかの実施形態においては、更に大きな柔軟性を導電性コイル66に付与するように、外側導電性コイル66を形成する1つ又は複数の材料を選択することもできる。外側導電性コイル66は、相対的に大きな抵抗を外側導電性コイル66に付与してMRI手順において受け取るRF電磁エネルギーの放散を支援するために、内側導電性コイル70とは異なる1つ又は複数の材料から形成してもよい。一実施形態においては、例えば、外側導電性コイル66を形成するワイヤ糸線は、断面積で約28の銀含有量を有する銀が充填されたMP35N材料を有してもよく、内側導電性コイル70を形成するワイヤ糸線は、断面積で28未満の銀含有量を有してもよい。外側導電性コイル66は、外側導電性コイル66の先端において基端側電極74に結合されており、又、内側導電性コイル70は、内側導電性コイル70の先端において先端側電極72に結合されている。図示の実施形態においては、電極74は、リング電極であり、又、電極72は、埋植の際に心臓18の組織に結合される能動固定螺旋電極である。但し、電極72,74は、その他の構成を有することもできる。例えば、電極72は、固定メカニズムを伴わないチップ電極tipelectrodeであってもよい。その他の実施形態においては、リード線14は、更に多くの数の又は更に少ない数の電極を有するように構成することもできる。様々な実施形態によれば、絶縁層65,68のうちの一方又は両方は、導電性コイル66,70の自己インダクタンスを増大させるために磁性材料によって充填される。即ち、絶縁層65,68は、磁性材料が点在した又はその他の方式によって磁性材料を含む絶縁性材料を含む。増大したインダクタンスがリード線14によるRFエネルギー吸収を低減するという点において、リード線14のインダクタンスを増大させることにより、MRIスキャンの際にRFエネルギーを拒絶するリード線14の能力が改善される。いくつかの実施形態においては、絶縁層65,68は、ポリマー材料から構成される。リード線14のインダクタンスLは、次のように近似することができる。ここで、Aは、導電性コイルの断面積であり、dは、リード線14の長さであり、μr及びμ0は、それぞれ、リード線14のコアの比透磁率及び自由空間の透磁率であり、且つ、Nは、導電性コイル66又は導電性コイル70の巻回数である。絶縁層65,68のうちの一方又は両方に磁性材料を充填することにより、リード線14のコアの比透磁率が増大し、これにより、リード線14のインダクタンスが増大する。絶縁層65,68は、磁性粒子によって充填してもよい。磁性粒子は、実質的に均一なサイズを有してもよく、或いは、磁性粒子は、可変のサイズを有してもよい。磁性粒子は、パウダー状の強磁性材料の形態を有してもよい。いくつかの実施形態においては、磁性粒子は、実質的に球形を有してもよい。その他の実施形態においては、磁性粒子は、楕円、リボン、又は多面体などのその他の形状を有してもよい。いくつかの実施形態においては、磁性粒子は、ナノ磁性材料から構成してもよい。いくつかの実施形態においては、磁性材料は、絶縁層65,68の絶縁性材料と混合されてもその他の方式によってこれに導入されてもよく、且つ、成型、押出し、ダイ加工dyeprocessing、又はシート成形などにより、リード線14内において形成されてもよい。磁性材料の磁気特性例えば、比透磁率μr、飽和磁化Bsatは、磁性試料のサイズ及び形状によって左右される可能性がある。従って、絶縁層65,68の充填に使用される磁性粒子のサイズ及び形状は、充填磁性材料の磁気特性がリード線14内において望ましい効果を生成できることを保証するように、構成してもよい。いくつかの実施形態においては、磁性材料の球形粒子の最小直径は、約0.5mmを上回っている。いくつかの実施形態においては、細長い粒子の最小長さは、約10mmである。磁気充填絶縁層65,68中における磁性材料の量は、絶縁層65,68の長さに沿って変化してもよい。いくつかの実施形態においては、絶縁層65及び/又は絶縁層68は、磁気充填された長さ又は部分を分離する磁気充填されていない長さ又は部分を含む。磁気充填されていない部分は、絶縁層65及び/又は絶縁層68の長さに沿って周期的に配置してもよい。いくつかの実施形態においては、リード線14のRF共振長を変化させるように、磁気充填された部分の長さを変化させている。この結果、絶縁層65,68内にインピーダンスの不連続性が導入され、これにより、MRIの環境においてリード線14によってピックアップされるエネルギーが低減される。いくつかの実施形態においては、絶縁層65,68の充填に使用される磁性材料は、少なくとも約10のμrと、少なくとも約0.2TのBsatとを有する。更には、可能な限りリード線14内のエネルギーを放散させることが望ましいため、磁性材料は、大きな保磁力を有してもよい。磁気充填絶縁層65,68内において使用するために十分な大きさのBsat及びμrを有する磁性材料の例は、限定を伴うことなしに、Fe、FeCo、珪素鋼、炭素鋼、ナノ粒子、FeNi、Co、AlNiCo2C、Ni、フェライト、パーマロイ、ポリマー複合薄膜、ミューメタル、及びこれらの組合せを含む。磁気充填絶縁層65,68中における磁性材料の量は、RFエネルギーを拒絶するリード線14の能力と、絶縁層65,68の機械及び絶縁特性とに影響を及ぼす可能性がある。更には、絶縁層65,68中における磁性材料の量は、MRIスキャナによって生成される静的又は勾配磁界に起因してリード線14によって包囲組織に対して付与される力にも影響を及ぼす可能性がある。いくつかの実施形態においては、絶縁層65,68中における磁性材料の容積百分率は、約10以下である。その他の実施形態においては、絶縁層65,68中における磁性材料の容積百分率は、約25以下である。絶縁層65,68中における磁性材料の百分率は、絶縁層65,68に内蔵される磁性材料の比透磁率、サイズ、及び/又は形状の関数であってよい。更には、絶縁層65,68中における磁性材料の量が大きい場合には、図4及び図5の実施形態において本明細書に記述されているように、磁気充填絶縁層65,68の周りに非磁気充填絶縁層を含むことが望ましいことがある。表1は、磁気充填絶縁層を有していないリード線との関係におけるリード線インダクタンスの増大即ち、磁気充填絶縁層を有していないリード線に対する磁気充填絶縁層を有するリード線の比率を絶縁層65,68中における磁性材料のμr及び容積百分率の関数として示している。いくつかの実施形態においては、絶縁層65,68のうちの一方又は両方は、埋植及び取出しの際にリード線14の探索を支援する放射線不透過性材料によって充填してもよい。図4は、別の実施形態によるリード線100の断面図である。リード線100は、図1に示されているリード線14,16の代わりに、又はこれに加えて、利用してもよい。リード線100は、絶縁性のリード線本体102と、外側導電性コイル104と、外側磁気充填絶縁層106と、内側導電性コイル108と、内側磁気充填絶縁層110とを含む。この実施形態においては、外側磁気充填絶縁層106は、外側導電性コイル104と内側導電性コイル108との間に配設されており、又、内側磁気充填絶縁層110は、内側導電性コイル108とリード線100の中央管腔112との間に配設されている。この代わりに、磁気充填絶縁層106,110は、それぞれ、導電性コイル104,108を取り囲んでもよい。導電性コイル104,108及び磁気充填絶縁層106、110は、図3との関連において本明細書に記述されている関係する要素に類似した構成及び変形形態を有してもよい。リード線100は、磁気充填絶縁層106,110に隣接して配置された非磁気充填絶縁層120,122,124,126を更に含む。具体的には、非磁気充填絶縁層120は、外側導電性コイル104と磁気充填絶縁層106との間に位置しており、非磁気充填絶縁層122は、磁気充填絶縁層106と内側導電性コイル108との間に位置しており、非磁気充填絶縁層124は、内側導電性コイル108と磁気充填絶縁層110との間に位置しており、更に、非磁気充填絶縁層126は、磁気充填絶縁層110と中央管腔112との間に位置している。この結果、磁気充填絶縁層106,110は、非磁気充填絶縁体により、隣接する構造から隔離されている。上述のように、特に、絶縁層106,110中における磁性材料の百分率を増大させることにより、リード線100内のその他の電気的又は磁気的構造から磁気充填絶縁層106,110を隔離することが望ましいこともある。図5は、別の実施形態によるリード線150の断面図である。リード線150は、図1に示されているリード線14,16の代わりに、又はこれに加えて、利用してもよい。リード線150は、絶縁性のリード線本体152と、導電性コイル154と、磁気充填絶縁層156とを含む。従って、この実施形態においては、リード線150は、単一の導電性要素を含む。磁気充填絶縁層156は、導電性コイル154とリード線150の中央管腔162との間に配設されている。この代わりに、磁気充填絶縁層156は、導電性コイル154を取り囲んでもよい。導電性コイル154及び磁気充填絶縁層156は、図3との関連において本明細書に記述されている関係する要素に類似した構成及び変形形態を有してもよい。リード線150は、磁気充填絶縁層156に隣接して配置された非磁気充填絶縁層170,172を更に含む。具体的には、非磁気充填絶縁層170は、導電性コイル154と磁気充填絶縁層156との間に位置しており、非磁気充填絶縁層172は、磁気充填絶縁層156と中央管腔162との間に位置している。この結果、磁気充填絶縁層156は、非磁気充填絶縁体により、隣接する構造から隔離されている。上述のように、特に、絶縁層156中における磁性材料の百分率を増大させることにより、リード線14内のその他の電気的又は磁気的構造から磁気充填絶縁層156を隔離することが望ましいことがある。説明した例示用の実施形態には、本発明の範囲を逸脱することなしに、様々な変更及び追加を実施することができる。例えば、本明細書に記述されている実施形態は、特定の特徴を参照しているが、本発明の範囲は、特徴の異なる組合せを有する実施形態と、説明した特徴のすべてを含んではいない実施形態とをも含む。従って、本発明の範囲は、請求項の範囲に含まれるそれらすべての代替形態、変更形態、及び変形形態、並びに、そのすべての均等物を含むものと解釈されたい。"