CN104812437B - Mri可兼容导线线圈 - Google Patents

Mri可兼容导线线圈 Download PDF

Info

Publication number
CN104812437B
CN104812437B CN201380045605.6A CN201380045605A CN104812437B CN 104812437 B CN104812437 B CN 104812437B CN 201380045605 A CN201380045605 A CN 201380045605A CN 104812437 B CN104812437 B CN 104812437B
Authority
CN
China
Prior art keywords
coil
male part
wire
fragment
guidewire body
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201380045605.6A
Other languages
English (en)
Other versions
CN104812437A (zh
Inventor
约瑟夫·沃克
G·山塔努·雷迪
德文·N·阿恩霍尔特
马苏德·阿米里
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Cardiac Pacemakers Inc
Original Assignee
Cardiac Pacemakers Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Cardiac Pacemakers Inc filed Critical Cardiac Pacemakers Inc
Publication of CN104812437A publication Critical patent/CN104812437A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN104812437B publication Critical patent/CN104812437B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/08—Arrangements or circuits for monitoring, protecting, controlling or indicating
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/08—Arrangements or circuits for monitoring, protecting, controlling or indicating
    • A61N1/086—Magnetic resonance imaging [MRI] compatible leads

Abstract

各种实施方式涉及具有用于改进的MRI兼容性的低峰值MRI加热的导线。各种导线包括：具有至少一个内腔的导线主体；配置为与可植入式医疗设备接口的近端；和远端。这种导线可以进一步包括：在所述至少一个内腔内沿着所述导线主体的至少一部分延伸的导体和沿着导线主体的外部部分延伸并且与导体电连接的除颤线圈，其中除颤线圈的至少一个片段处于纵向压缩之下。纵向压缩可以降低除颤线圈的峰值MRI加热。纵向压缩可以维持除颤线圈片段的相邻匝之间的圆周接触。

Description

MRI可兼容导线线圈
相关申请的交叉引用
本申请请求于2012年8月31日提交的美国临时专利申请No.61/695,903，该申请在此通过引用方式以其全部内容并入本文中。
技术领域
本公开涉及可植入式医疗设备。更具体地，本公开涉及MRI可兼容心跳过速导线构造。
背景技术
磁共振成像(Magnetic resonance imaging，MRI)是利用核磁共振技术而提供患者的身体内的图像的非侵入程序过程。典型地，MRI系统采用具有大约0.2至3特斯拉之间的磁场强度的磁线圈。在该过程期间，身体组织短暂暴露于与磁场垂直的平面中的电磁能量的RF脉冲。来自这些脉冲的结果电磁能量可以用于通过测量组织中的兴奋原子核的放松属性而对身体组织进行成像。
在成像期间，由MRI系统产生的电磁辐射可以通过在可植入式医疗设备，例如起搏器或心脏除颤器中使用的可兼容设备导线来拾取。这个能量可以通过导线而传输至与组织接触的传导元件，这样可以导致在接触点处的高温。组织加热的程度典型地与因素，例如导线长度、导线的导电性或阻抗、以及导线电极的表面面积有关。暴露于磁场下还可以引起在导线上的不期望电压。
发明内容
实例1涉及具有低峰值MRI加热的导线，该导线包括：具有至少一个内腔、配置为与可植入式医疗设备接口的近端以及远端的导线主体；在至少一个内腔内沿着导线主体的至少一部分延伸的缆线导体；沿着导线主体的远端的一部分延伸的线圈，线圈的至少一个片段沿着导线主体的一部分暴露和配置为传递电刺激疗法，线圈片段处于纵向压缩之下降低沿着线圈片段的峰值MRI加热；将缆线导体机械地并且电气地连接至线圈的至少两个耦合件，其中至少两个耦合件维持线圈片段的纵向压缩。
在根据实例1的实施方式的实例2中，其中线圈片段在至少两个耦合件之间。
在根据实例1或实例2的实施方式的实例3中，缆线导体处于至少两个耦合件之间的张力中，在缆线导体中的张力维持线圈内的纵向压缩。
在根据实例1至3中的任一个的实施方式的实例4中，其中，纵向压缩迫使线圈片段的每匝维持与线圈片段的相邻匝的圆周接触。
在根据实例1至4中的任一个的实施方式的实例5中，其中，线圈包括第二片段，第二片段为线圈片段的近端或远端，第二片段不处于纵向压缩之下。
在根据实例1至5中的任一个的实施方式的实例6中，其中，至少两个耦合件包括至少两个环，缆线导体在每个环内延伸，并且每个环至少部分地在线圈的内腔内。
在根据实例1至5中的任一个的实施方式的实例7中，其中，至少两个耦合件中的每个卷曲至缆线导体并且焊接至线圈。
在实根据实例1至7中的任一个的实施方式的例8中，其中，线圈的外表面由非氧化金属形成。
在根据实例1至8中的任一个的实施方式的实例9中，其中，线圈的外表面由铂形成。
在根据实例1至9中的任一个的实施方式的实例10中，还包括沿着导线主体关于线圈而远侧定位的第二线圈，其中第二线圈不处于纵向压缩之下。
实例11涉及一种具有低峰值MRI加热的导线，导线包括：具有至少一个内腔、配置为与可植入式医疗设备接口的近端和远端的导线主体；在至少一个内腔内沿着导线主体的至少一部分延伸的缆线导体；沿着导线主体的远端的一部分延伸的线圈，线圈的至少一个片段沿着导线主体的所述部分暴露和配置为传递电刺激疗法；将缆线导体机械地并且电气地连接至线圈的近端耦合件；和将缆线导体远侧关于近端耦合件机械地并且电气地连接至线圈以将近端耦合件和远端耦合件维持在将沿着线圈的峰值MRI加热降低的空间分离关系中的远端耦合件。
在根据实例11的实施方式的实例12中，其中，线圈片段在处于空间分离关系中的远端耦合件和近端耦合件之间，并且处于纵向压缩之下。
在根据实例1至12的实施方式的实例13中，其中，纵向压缩位置在线圈片段的相邻匝之间的圆周接触。
在根据实例1至13的实施方式的实例14中，其中，在线圈片段中的纵向压缩通过缆线导体内的张力而被至少部分地维持。
在根据实例1至14的实施方式的实例15中，其中，线圈的长度在大约4厘米至大约8厘米之间。
在根据实例1至15的实施方式的实例16中，其中，线圈包括至少三条导丝。
实例17涉及一种具有低峰值MRI加热的导线，导线包括：具有至少一个内腔、配置为与可植入式医疗设备接口的近端、和远端的导线主体；在至少一个内腔内沿着导线主体的至少一部分延伸的导体；和沿着导线主体的远端的一部分延伸并且与导体电连接的线圈电极，线圈的至少一个片段处于纵向压缩之下。
在根据实例17的实施方式的实例18中，其中，纵向压缩使得沿着线圈电极的峰值MRI加热降低。
在根据实例17或18的实施方式的实例19中，其中，纵向压缩维持在线圈电极的片段的相邻匝之间的圆周接触。
在根据实例17至19中的任一个的实施方式的实例20中，还包括：机械地连接至导体和线圈电极的近端耦合件；和机械地连接至导体和关于近端耦合件而远侧定位的线圈电极的远端耦合件。
虽然公开了多个实施方式，但是从先死描述本发明的示例性实施方式的以下的详细描述中，对于本领域技术人员而言，本发明仍有的其它实施方式会变得显而易见。因此，附图和详细描述将被认为是属性的示例而非限制。
附图说明
图1为包括脉冲发生器和植入患者心脏的导线的心律管理(Cardiac RhythmManagement，CRM)的示意图。
图2A为具有两个除颤线圈的导线的示意图。
图2B是具有近端除颤线圈的图2A的导线的远端部分的横截面图，
图3为具有除颤线圈的导线的远端部分的横截面图。
图4为可以机械地并且电气地连接除颤线圈和缆线导体的耦合件的示意图。
图5为导线主体的横截面图。
图6为用于比较在仿真MRI环境中沿着压缩和非压缩线圈的加热的数据的图表。
图7为用于比较在仿真MRI环境中沿着具有不同数量的导丝的线圈的加热的数据的图表。
图8为用于比较在仿真MRI环境中沿着不同长度的线圈的加热的数据的图表。
虽然本公开的主体可以修改为各种修改和可替选形式，但是具体实施方式已经通过图中的实例而显示并且在下文中被详细描述。然而，目的不在于将本发明限制为所描述的具体实施方式。相反，本发明想要覆盖落入如所附权利要求限定的本发明的范围内的所有修改、等同和可替选项。
具体实施方式
磁共振成像是用于非侵入式视觉化和分析患者的内部解剖的有用工具。但是，在MRI环境下生成的射频(RF)场可以引起在传导元件，例如可植入式脉冲生成器或其它医疗设备的医疗电导线的导体中的电流。电流可以由在沿着导线的绝缘片段的伸长导体(例如线缆)中的RF场引起，然后传导至接触患者组织的导线的非绝缘元件(例如刺激线圈或电极)。当耗散至患者的组织时，感应的MRI能量之后可能被转化成热能。如果温度足够高，那么由耗散的能量引起的加热对与导线相邻的组织是有害的。将与感应的RF能量关联的峰值加热最小化，可以允许导线能够安全地在MRI环境中使用。除此之外，本公开涉及将与传导的RF能量关联的峰值加热最小化的导线特征。
图1为根据本公开的各种实施方式的心律管理(CRM)系统的示意图。如图1所显示的，CRM系统10包括耦合至在患者心脏18中配置的多个导线14、16的脉冲生成器12。进一步如图1所显示的，心脏18包括由三尖瓣膜28分离的右心房24和右心室26。在心脏18的正常操作期间，缺氧血通过上腔静脉30和下腔静脉32馈入右心房24。将血供应至上腔静脉30的主静脉包括右腋静脉34和左腋静脉36，血流入右锁骨下静脉38和左锁骨下静脉40。沿着右内部颈外静脉26和左内部颈外静脉48，右颈外静脉42和左颈外静脉44连接右锁骨下静脉38和左锁骨下静脉40以形成右头臂静脉50和左头臂静脉52，继而结合流入上腔静脉30。
导线14，16操作以在心脏18和脉冲生成器12之间传递感测的生物信号和电刺激。在示出的实施方式中，导线14植入在右心室26中，而导线16植入在右心房24中。在其它实施方式中，CRM系统10可以包括另外的或可替选的导线，例如在双心室起搏或心脏再同步治疗系统中延伸进入冠状静脉用于刺激左心室的冠状动脉。在某些实施方式中，一个或多个导线可以不与心脏接触并且可以感测刺激和/或将刺激远程地传递至心脏(例如在皮下，非胸内位置中植入)。在某些其它实施方式中，本公开的一个或多个导线被植入以刺激除了心脏之外的器官。如所示出的，导线14，16通过在左锁骨下静脉40的壁上形成的血管入口处54进入血管系统，通过左头臂静脉25和上腔静脉30而延伸，并且分别植入右心室26和右心房24。在某些其它实施方式中，导线14，16可以通过右锁骨下静脉38，左腋静脉36，左颈外静脉44，左颈内静脉48或左头臂静脉52进入血管系统。
脉冲生成器12典型地在皮下植入到在患者胸或腹中的植入位置或囊中。脉冲生成器12可以为在现有技术中已知或之后开发的可植入式医疗设备，例如用于将电刺激疗法传送至患者。在各种实施方式中，脉冲生成器12为起搏器、可植入式心脏除颤器和/或包括起搏和除颤能力。从脉冲生成器12延伸到血管入口处54的导线的部分也在皮下或肌肉下定位。导线14，16的每个经由近端连接器连接至脉冲生成器12。任意过度的导线长度，即超出达到从脉冲生成器12位置到期望心脏内植入处的需要的长度通过在脉冲生成器12附近的皮下囊中盘绕。
图2A显示导线60的横截面图。导线60可以例如对应于图1的任意导线12，16或本文中参考的任意其它导线。导线60包括在导线60的近端上的近端接触头64。导线的近端被尺寸化和塑形为插入用于达成在近端接触头64和脉冲生成器的不同通道之间的电连接的针头或其它接口。近端接触头64可以连接至在导线主体62中的一个或多个内腔内延伸的导体，以与在导线的远端上的相应电元件电连接。这种元件可以包括近端线圈70、远端线圈72、电极66和导电固定元件68。脉冲生成器或其它可植入式医疗设备可以独立感测刺激和/或由在导线主体62内的相应导体通过导线60的电元件传递刺激。
电极66和/或导电固定元件68可以用于感测电信号和/或传递电能量(例如，起搏脉冲)至心脏。电极66和导电固定元件68中的每个可以连接至在导线主体62内的一个或多个内腔内延伸的相应电导体(例如，缆线导体，线圈导体)以与近端接触头64连接。虽然电极66示出为在图2A中的一个环电极，但是可以提供不同的构造和/或数量的电极(例如，可以提供一个或多个环电极，例如两个环电极)。在某些实施方式中，电极66包括被氧化铱(IrOx)、钛/镍(Ti/Ni)，黑铂(Pt black)或氧化钽(TaO)涂覆的铂或钛。图2A中的导电固定元件68的构造为螺旋状，但是各种其它实施方式可以附加地或可替选包括尖头状或其它固定元件。应当注意，某些实施方式可能不包括电极66和/或导电固定元件68。
近端和远端线圈70和71中的一个或两者可以用于传递高电压除颤治疗信号给心脏。导线60可设置在心脏中(例如以图1的方式)，使得通过线圈70传递的除颤信号对心脏肌肉的临界质量进行去极化，以终止心律不齐并且允许重新建立正常窦性心律。线圈70和72暴露在导线的60的外部，以助于组织的刺激。例如，近端线圈70的整体的一部分不被绝缘所覆盖并且能够直接接触与线圈70相邻的组织。线圈70和72围绕导线70的相应纵向部分，导线主体62的纵向部分在线圈70和72的相应内腔内。线圈70和72中的每个连接至在导线主体82的一个或多个内腔内延伸的相应电导体(例如，缆线导体，线圈导体)，以与近端接触头64连接。虽然在图2A中示出两个线圈70和72，但是导线60的各种实施方式可以仅包括一个线圈，例如近端线圈70，或更多数量的线圈，例如三个或四个线圈。
图2B为集中在近端线圈70上的导线60的截面图。该截面图显示导线主体62包括在导线主体材料90内形成的多个内腔，其包括缆线内腔86和线圈内腔100。导体主体材料92可以为聚合物，例如氨基甲酸乙酯或硅。导线主体材料92可以突出以形成圆的外部形状和多个内部内腔(例如，如图1中所显示的)。线圈导体94包括在线圈内腔100内。线圈导体94可以电连接电极66和/或导电固定元件68。在某些实施方式中，线圈导体94为与导线60的远端电元件(例如，电极66或导电固定元件68)中的一个连接的单导丝阴极线圈。应当注意，单导丝线圈导体94可以帮助将与在电连接电极66处的MRI程序关联的加热最小化。绝缘体(未示出)放置在线圈导体94的内腔内以将线圈导体94与探针、引线、传感器或放置在线圈内腔100内的其它部件绝缘，但是，单独的绝缘体的缺乏可以将在线圈导体94的内腔内的探针或其它部分的通过空间最小化。
如图2B中所显示的，线圈70包括一条或多条导丝的多匝(例如匝110-113)。虽然在某些实施方式中，在线圈70中使用单条导丝，但是两条、三条、四条、五条或更多条导丝可以用于形成线圈70。在某些实施方式中，除颤线圈，例如线圈70有三条或多条导丝形成以将沿着与MRI程序有关的除颤线圈的峰值加热最小化。如本文中将进一步说明的，沿着线圈的峰值加热的程度基于导丝的数量可变。峰值加热中的减少与导丝数量的增加有关联。具体地，在带有两条导丝的线圈和带有三条导丝的线圈之间，峰值加热有大幅下降，其中三条导丝线圈与更少的峰值加热有关。就这点而言，在各种实施方式中，线圈70包括三条或更多条导丝。
近端线圈70保持在近端耦合件74和远端耦合件76之间。近端耦合件74可以为放置在导线主体62上的环。实例耦合件显示在图4中并且在本文中被进一步描述。远端耦合件76可以与近端耦合件74相同，远端耦合件76在导线主体62上的相对方向上定向(即，在近端耦合件74的相对定向上放置在导线主体62上，使得耦合见彼此相对)。近端锥形特征102被模制或粘附在近端耦合件74的一部分上方。类似地，远端锥形特征104可以模制或粘附在远端耦合件76的一部分上方。近端和远端锥形特征102和104可以将耦合件抓牢至导线主体62和/或将耦合74和75电绝缘。在某些情况中，锥形特征可以将耦合件固定至导线主体。在某些情况下，近端锥形特征102为近端耦合件74的至少部分近端，并且阻止近端耦合件74响应于(例如，通过在本文中将进一步说明的线圈70)在近端耦合件74上施加的近端指向力而近端移动。在某些情况下，远端锥形特征104为远端耦合件76的至少部分远端并且阻止远端耦合件76响应于(例如通过线圈70)在远端耦合件76上施加的远端指向力而远端移动。远端和近端锥形特征102和104可以有聚合物和/或医用胶来形成。在某些实施方式中，近端和远端锥形特征102和104可以被模制在耦合74和76以及导线主体62上。
如图2B中所显示的，在导线主体材料92中的空隙通过将导线主体材料92的一部分移除来形成(例如，在研磨过程中切掉)，空隙提供到缆线内腔86的接近。导线主体材料92的移除部分可以短于线圈70的长度。缆线导体90可以穿过缆线内腔86(例如从近端)并且弯曲至从缆线内腔86延伸出，到导线主体材料92被移除的部分所在区域。近端耦合件74可以包括连接器80。连接器80可以机械地并且电气地连接至缆线导体90。在某些实施方式中，连接器80围绕缆线导体90而卷曲。在某些实施方式中，连接器80焊接至缆线导体90。其它类型的机械和电连接可以在耦合和缆线导体之间形成。远端耦合件76可以包括可以以本文中描述的方式(例如，通过在缆线导体90上方卷曲导体88)而进一步连接至缆线导体90的连接器80。如图2B中所显示的，相同的缆线导体90在沿着缆线导体90的相应近端和远端位置处通过卷曲而直接连接至近端耦合件和远端耦合件74和76中的每个。在近端耦合件74的远端和远端耦合件76的近端之间设置空间。缆线导体90的片段106跨越在近端耦合件74的远端和远端耦合件76的近端之间的空间。虽然在图2B的实施方式中为线圈70提供两个耦合件，但是不同数量的耦合件可以提供在各种其它具体线圈中。例如，在沿着耦合和线圈的长度上的多个位置处，线圈可以机械地并且电气地连接至单个耦合件。
近端耦合件74包括可以与线圈70的最远匝直接接触的阻挡物78。相同的，远端耦合件76包括可以与近端线圈70的最远匝直接接触的阻挡物82。阻挡物78和82中的每个可以包括从近端耦合件74或远端耦合件76的圆周表面向外延伸的突出物。在某些实施方式中，阻挡物78和82为标杆。在某些其它实施方式中，阻挡物78和82为脊状物。在各种实施方式中，当线圈70在导线主体60和耦合74和76上方的时候，线圈70会抱住导体主体62以及近端耦合件74和远端耦合件76的圆周表面。在这些情况下，线圈70会在导线主体60和耦合74和76的圆周表面上施加向下力。
线圈70可以经受阻挡物78和82之间的纵向压缩(在沿着导线的具体片段的长度的这种意义上的纵向)。在各种实施方式中，线圈70偏置以展开具体长度至未压缩状态。通过迫使线圈70的长度小于偏置未压缩长度，纵向压缩状态可以被建立和维持在线圈70内。例如，线圈70可以偏置以本质上展开至大于阻挡物78和82之间的距离的长度，但是当配合在阻挡物78和82之间时，线圈70被压缩。近端耦合件74的近端阻挡物78(或其它特征)可以在线圈70的最近端匝上施加指向远端的力，同时远端耦合件76的远端阻挡物82(或其他特征)可以在线圈70的最远端匝上施加指向近端力，从而在阻挡物78和82之间压缩线圈70。在某些实施方式中，线圈可以被压缩到具体程度。例如，线圈中的压缩可以在大约1牛顿(N)到15牛顿之间。在某些实施方式中，线圈中的压缩在大约5(N)到15(N)之间。线圈压缩的其它范围和测量可以用在不同构造中。可以基于线圈70施加至与其结合的特征例如阻挡物78的力而测量压缩。线圈可以配置为当被压缩时基于形成线圈的材料类型、线圈厚度和线圈弹簧常数以及其它因素来施加反作用力。
可以通过不同特征来支持纵向压缩力。在某些情况中，耦合74和76可以由导线主体材料来机械地支持。在某些情况下，耦合74和76的连接器80和88可以样子缆线导体连接至相应的近端和远端片段。在这些情况下，线圈70纵向压缩并且纵向压缩由之后处于张力中的缆线导体90的片段106来支持。在这种方式下，缆线导体90内的张力可以维持线圈70的纵向压缩。另外地或可替选地，耦合74和76由近端和远端锥形特征102和104来支撑，近端和远端锥形特征102和104可以将近端和远端力分别传输至导线主体92以机械地支持线圈70的纵向压缩。
纵向压缩力可以迫使线圈70的每匝直接接触围绕导线主体62的近端相邻匝和远端相邻匝而没有相邻线圈导丝之间的空间。例如，匝111的近端侧与匝110的远端侧直接接触，而匝111的远端侧与匝112的近端侧直接接触。这种关系可以存在于沿着线圈70的多匝中(例如，除了最近端匝和最远端匝的线圈的所有匝中)。在各种实施方式中，线圈侧边之间的接触可以是关于导线主体62的圆周形的，使得对于每匝而言，相邻匝的侧边整体围绕导线主体62而直接接触。纵向压缩可以保持相邻匝相互直接接触，其中完全可以改变导线的尺寸并且引起一些匝分离。纵向压缩可以抑制流体在相邻匝之间渗漏和/或从相邻匝之间楔入组织。
纵向压缩力可以提供将与MRI程序有关的峰值温度增加降低的各种优点。纵向压缩可以迫使一起围绕导线主体的圆周的除颤线圈的相邻匝允许感应的MRI能量在匝之间直接传导并且不要求单独围绕除颤线圈(例如，在匝之间能量可以短路)的每匝的传导。在使用多条导丝的情况中，感应的MRI能量能够在相邻的不同导丝之间直接传导，以代替仅通过每条导丝围绕每匝来传导。这些方案允许RF能量沿着线圈的匝展开并且不集中能量，因为能量消散至组织和转换成心脏能量。如果能量不能够在匝之间直接传导，那么能量会集中在几匝和几条导丝上，引起RF能量沿着线圈的更小区域以更高得集中方式逃逸至组织，导致更高温度尖峰值。就这点而言，纵向压缩线圈可以更多使用除颤线圈发散RF能量并且避免集中的MRI加热。
应当注意，虽然图2A-2B的实施方式示出两个线圈70和72，但是或多或少数量的线圈可以提供在各种其它实施方式中。在某些实施方式中，沿着导线主体的多个线圈可以在纵向压缩之下。在某些情况下，近端线圈70经受纵向压缩，而远端线圈72没有经受纵向压缩。这种构造可以具体适合于其中MRI加热在近端线圈中经历比在远端线圈中更高得多的度数并且沿着远端线圈的比沿着近端线圈的导线更柔性的应用，因为远端线圈用于引入比近端线圈更动态的心脏环境。
图3示出具有线圈142的导线主体的区域的横截面图。如本文中所参考的，线圈142可以用于传递能量。线圈142可以为导线的一部分，例如图1和2A的导线。图3的横截面图显示导线主体包括多个内腔，该内腔包括在导体主体材料140内形成的缆线内腔174和线圈内腔168。线圈导体164包括在线圈内腔168内，线圈内腔可以与一个或多个电极(例如图2A的电极66)电连接。
线圈142放置在第一耦合件146和第二耦合件150上方。第一耦合件146可以为放置在导线主体上方的环。第二耦合件150可以与第一耦合件146相同，但是以相反的方向定向，如本文中所讨论的。第一耦合件146可以为第二耦合件150的近端。第一锥形特征170可以被模制或粘附在第一耦合件146的一部分上，而第二锥形特征172可以模制或粘附在第二耦合件150的一部分上。锥形片段170和172可以确保至导线主体的耦合件146和150和/或对耦合件146和150的电绝缘。在导线主体材料140中的空隙可以通过将导线主体材料140的一部分移除来形成，提供对缆线内腔174的接近。缆线导体190可以穿过缆线内腔174并且弯曲以从缆线内腔174延伸出至移除了导线主体材料140的部分的区域。
图3的实施方式可以具有图2的实施方式的相同的构造，除了在图3的实施方式中耦合件146和150是的不同构造，并且线圈142具有多个片段。然而，在本公开范围内的实施方式可以利用包括图2B和图3的实施方式的其它实施方式的特征来修改。在图2B的实施方式中虽然描述卷曲以形成耦合器和缆线导体之间的机械和电连接，但是在图3的实施方式中描述焊接。耦合件146和150的每个可以带有可以焊接至缆线导体190的相应连接器148和152的环。在某些构造中，第一耦合件146的连接器148可以具有从连接器148到耦合件146的内表面或内腔的孔。相似的，第二耦合件150的连接器152可以具有从连接器152的内部到第二耦合件150的内表面或内腔的孔。孔可以用于将缆线导体190沿着连接器148和150而焊接(例如，激光焊接)至耦合件146和150的内侧。在某些实施方式中，连接器148和150具有其中可以被缆线导体190插入以有助于焊接或其它类型的连接(例如，卷曲)的独立的内腔。
线圈142通过焊接，如所显示的通过焊接156和158而机械地并且电气地连接至耦合件146和150。焊接156和158可以将线圈142的具体部分固定至耦合件146和150。例如线圈142的具体匝可以焊接至耦合件146，而另一匝可以焊接至耦合件150。通过固定线圈142的具体部分，线圈142的各种不同片段可以被限定。线圈142的近端片段184是近端机械连接(例如，线圈142和耦合件146之间的焊接156)的近端和第一锥形特征170的远端。近端片段184未被压缩，并且如所示出的，匝都是分离的，使得相邻匝的侧面不互相接触。未被压缩的线圈142的近端片段184能够呈现其偏置长度。线圈142的中间片段182是线圈142和耦合件146与150之间的机械连接(即，焊接156和158)之间的线圈142的中间片段。线圈的中间片段182被压缩，这是因为中间片段182的偏置长度(例如，如果在未压缩的状态下线圈的长度会拉伸)大于线圈142和耦合件146与150之间的机械附接之间的距离。远端片段186为远端机械连接(即，线圈142和第二耦合件150之间的焊接158)的远端和第二锥形特征172的近端。远端片段186未被压缩，并且，如所示出的，匝被分离，使得相邻匝的侧面没有相互接触。线圈142的远端片段186能够呈现其偏置长度。应当注意，在各种实施方式中，线圈的多个片段可以被压缩至不同程度(例如，在每个片段中或多或少的压缩力和/或与具体片段的偏置长度的或多或少的误差)。
缆线导体190的片段160可以机械地支持线圈142的中间片段182中的纵向压缩。缆线导体190的片段160可以限定在缆线导体到耦合件146与150的机械连接之间。缆线导体190的片段160处于张力中，这是因为线圈142的中间片段182处于压缩中并且将近端和远端力分别施加到第一耦合件146和第二耦合件150上。在这种方式下，缆线导体190可以维持线圈中的纵向压缩。
如本文中所描述的，在线圈142内的纵向压缩可以有助于来自MRI程序的感应MRI能量的消散并且有助于最小化峰值加热。图3的实施方式中线圈的某些片段未被压缩而至少一个片段被压缩，其可以如所期望那样导向RF能量。具体地，与外部近端和远端未压缩片段184和186相比，更多的RF能量可能沿着压缩片段184和186而消散。取决于在哪形成机械连接以固定线圈的各种区域或匝至导线主体，可以形成压缩和未压缩线圈片段的不同构造。在这种方式中，沿着线圈的感应MRI能量的消散可以被导向线圈的一个或多个片段，由此，沿着线圈的加热可以基于RF能量的导向消散而被控制。
在一些实施方式中，压缩线圈可以不必具有在每个相邻线圈的侧面之间的接触。在这些实施方式中，MRI加热可以被降低，即使相邻线圈匝的侧面不相互接触。在压缩线圈的相邻匝的侧面之间即使没有圆周接触，在MRI环境中线圈仍然经历与未压缩线圈相比更少的峰值加热。与相似但是未压缩的线圈相比，压缩线圈会具有间隔更靠近的匝，并且因此每单元长度的更密集的匝。每单元长度的匝的更大密度提供更大表面区域以消散感应的MRI能量进入组织。因此，线圈可以在压缩下以将更紧密在一起的匝间隔开以降低MRI加热。然而，期望来自压缩线圈的小得多的峰值加热，使得线圈的每匝的侧面与线圈的相邻匝接触，这是因为构造允许传导感应的RF能量通过匝之间的直接传导代替仅围绕每匝传导，以更不集中的方式快速消散。
图4示出可以用在各种实施方式中的耦合件200。图4中显示的耦合件200为环，然而可以可替选地使用其它形状。耦合件200可以由各种材料来形成，各种材料包括导电金属，例如钛、MP35N、铂或其它。通过将导线主体插入耦合件200的内腔204中，并且使耦合件200在导线主体上通行至预定位置(例如，也在导线主体上的线圈的随即近端或远端)，耦合件200可以适合在导线主体(例如，具有一个或多个内腔的聚合物管)上。耦合件200可以形成与导体例如缆线导体和线圈导体的机械连接。耦合件200包括连接器206，其具有被尺寸化为接收缆线导体的内腔208。连接器206配置为在卷曲操作中在压力下变形以在内腔208内围绕缆线导体而夹住以将缆线导体机械地并且电气地连接至耦合件200。在某些情况下，可以对连接器206进行塑形以焊接至缆线导体，例如通过具有从外表面至内腔204的孔，孔可以有助于将导体焊接至内腔204的内表面。耦合件200包括可以为从耦合件200的圆周表面伸出的突出物的阻挡物202。阻挡物特征202可以接合线圈以压缩线圈(例如，阻挡物可以在线圈的近端和远端中的每个上施加压缩力并且线圈可以在阻挡物的每个上施加相等的力)耦合件200可以包括一个或多个孔210和212，其可用于机械地固定耦合件200到导线主体。例如，如果模制或回流过程被用于固定耦合件200至导线主体，那么融化的聚合物或粘合剂可以流入孔210和212以机械地将耦合件200机械地结合至导线的其它组件，例如导线主体材料。医疗粘合剂的应用还可以引起粘合剂流入202和212的一个或两个孔中。这种模制或回流过程，或医疗粘合剂的应用可以进一步形成图2B的近端锥形特征102和远端锥形特征104以固定耦合件200至导线主体。在本文参考的实施方式中，线圈可以被焊接至耦合件。例如，线圈的一匝或多匝可以焊接至阻挡物202和/或耦合件200的圆周表面(例如，如图3中的)。在某些实施方式中，焊接可以跨越耦合件和线圈的圆周(例如，跟随围绕导线主体的线圈的匝)。在某些其它实施方式中，在一个或多个离散点中施行耦合件和线圈之间的焊接。
虽然本文中所示出的用于将缆线导体机械地并且电气地连接至除颤线圈的耦合为环，本文中可以设想其它构造。例如，耦合件可以不是环，但是然而可以用于到缆线导体和除颤线圈中的每个中的电和/或机械连接。在某些情况下，耦合可以具有带有两个连接器的两个末端，每个连接器配置为机械地并且电气地连接至缆线导体和除颤线圈中的一个或两个(例如通过卷曲和/或焊接)。而且，虽然多个单独电和机械连接被显示和描述为经由多个耦合件而在缆线导体和线圈之间，但是并不是所有实施方式都被如此限制。例如，带有压缩片段的线圈可以具有带有与在导线内延伸的导体的单个电和机械连接。
图5显示导线主体220的横截面视图。该视图是图2的导线主体的。导线主体220通过导线主体材料222来形成，导线主体材料可以为例如氨基甲酸乙酯、硅酮或另一种聚合物。一个或多个内腔，例如缆线导体内腔226和228可以形成在导线主体材料222中，缆线导体内腔226和228分别包括缆线导体230和232。缆线导体230和232可以与如本文中说明的相应除颤线圈电连接。例如，缆线导体230和232可以为带有银核的MP35N合金的编织线股。线圈内腔238还可以形成在导线主体材料222中。一个或多个线圈导体可以位于导线主体220的一个或多个内腔中。例如，线圈导体234在线圈内腔238内。如图5中所显示的，两个或多个导电线缆230和232以及线圈导体2234可以在独立的内腔中平行延伸通过导线以与相应远端元件(例如，线圈，电极)电连接。
图6显示在仿真MRI环境中在沿着除颤线圈的加热中估计峰值增加的一系列测试中收集的数据的图表260。对于测试而言，一组铂覆盖除颤线圈被压缩，然后经受仿真MRI场。另一组铂覆盖除颤线圈经受仿真MRI场，但是未被压缩。当线圈经受仿真MRI场时，沿着线圈执行温度测量。如图表260中所显示的，沿着压缩线圈的峰值加热增加比沿着未被压缩的除颤线圈的峰值加热增加少27摄氏度。更低的峰值加热指示压缩线圈比较不可能将相邻组织加热到不可接受的等级。因此，线圈压缩可以帮助导线安全地处理在MRI程序期间感应的RF能量。
应当注意，对于用于形成线圈的内部的一些金属而言，与用于形成线圈的内部的某些其他金属相比，沿着压缩线圈的峰值加热的降低更小。例如，与具有铂外部表面的压缩线圈相比，沿着具有MP35B外部表面的压缩线圈的峰值加热中的降低更小。对于某些金属而言，压缩不能减小沿着线圈的峰值加热。具有由贵金属如铂形成的外部的线圈当被压缩时在峰值加热中经历大得多的降低。在某些情况下，影响通过压缩使加热可以最小化到的程度的是形成线圈的外部表面的金属的类型并且并不必是形成线圈的内部的金属的类型。在某些金属，例如某些钛合金的外部表面上的绝缘层的形成被认为抑制线圈匝之间的感应MRI能量的传导，而这种绝缘层并不形成在非氧化金属上。在带有减少的峰值加热的某些导线实施方式中，第一材料形成线圈的内部而第二金属形成线圈的外部。第二金属可以为在第一金属上的涂覆层。在某些实施方式中，线圈的外部表面由非氧化金属来形成。在某些实施方式中，线圈的外部表面由贵金属来形成。在某些实施方式中，线圈的外部表面由铂来形成。在某些实施方式中，线圈的内部由MP35N来形成。
图7显示估计在仿真MRI环境中沿着除颤线圈的加热中的增加的一系列测试中收集的数据的图表270。对于一些测试而言，具有不同数量的线圈导丝的除颤线圈经受仿真MRI场。每个除颤线圈连接至缆线导体。应当注意，缆线导体为典型地在MRI环境中接收RF能量的组件，然后能量被传导至除颤线圈用于消散。当线圈经受仿真MRI场时，执行温度测量。如图表270中所显示的，由于MRI加热导致的最大温度增加随着导丝数量增加而减少。具体地，在一个和三个导丝之间记录了由于MRI加热导致的最大温度增加中的大幅降低，大约15摄氏度的差异。根据本公开的线圈可以具有任意数量的导丝。然而，在某些实施方式中，线圈可以具有三个或更多导丝以将与MRI环境关联的峰值加热最小化。在某些实施方式中，具有三条导丝的线圈是优选的，因为图表270显示超过三个导丝时峰值加热仅具有小的减少，并且更多数量的导丝可能增加导线复杂度和/或影响导线的机械属性。然而，在某些实施方式中，线圈可以具有四个或五个导丝。本公开的任意导线可以具有由如上文描述的任意数量的导丝组成的线圈。
图8显示估计在仿真MRI环境中沿着除颤线圈的加热中的增加的一系列测试中收集的数据的图表280。对于这些测试，具有不同长度的除颤线圈经受仿真MRI场。当线圈经受仿真MRI场时沿着线圈执行温度测量。如图表280中所显示的，在一个长度范围内，由于MRI加热导致的最大温度增加减小了。如图表280所指示的，具有大约4厘米到大约8厘米(cm)之间的长度的线圈可以经历更少的峰值加热，而短于4cm的线圈可以经历更高的峰值加热，并且大于8cm的线圈可以经历更大的峰值加热。如图表280所指示的，具有5cm至7cm之间的长度的线圈可以经历更少峰值加热，而短于5cm的线圈可以经历更高的峰值加热，而长于7cm的线圈可以经历更大的峰值加热。因此，在本公开的实施方式中，线圈具有4cm到8cm之间的长度，并且更具体的在5cm到7cm之间。在某些实施方式中，具有大约6cm的长度的线圈可以经历比更长或更短的线圈更小的峰值加热。在某些实施方式中，具有大约6cm的长度的线圈可以经历最小MRI加热。
可以对所讨论的示例性实施方式形成各种修改和附加，而没有超出本发明的范围。例如，虽然上文描述的实施方式涉及具体实施方式，这个发明的范围还包括具有的特征和不包括所有描述的特征的实施方式的不同结合的实施方式。因此，本发明的范围想要包括所有这些落入权利要求的范围内的可替选项、修改和变型及其所有等同。

Claims (18)

1.一种具有低峰值MRI加热的导线，所述导线包括：
导线主体，所述导线主体具有至少一个内腔、配置为与可植入式医疗设备接口的近端、以及远端；
缆线导体，所述缆线导体在所述至少一个内腔内沿着所述导线主体的至少一部分延伸；
线圈，所述线圈沿着所述导线主体的远端的一部分延伸，线圈的至少一个片段沿着所述导线主体的所述部分而暴露并且配置为传递电刺激疗法，线圈片段在纵向压缩下以使得沿着线圈片段的峰值MRI加热降低；以及
至少两个耦合件，所述至少两个耦合件将所述缆线导体机械地并且电气地连接至线圈，其中所述至少两个耦合件维持线圈片段的纵向压缩。
2.根据权利要求1所述的导线，其中，所述线圈片段在所述至少两个耦合件之间。
3.根据权利要求1或2所述的导线，其中，所述缆线导体在至少两个耦合件之间处于张力之中，在缆线导体中的张力维持线圈内的纵向压缩。
4.根据权利要求1所述的导线，其中，所述纵向压缩迫使线圈片段的每匝维持与线圈片段的相邻匝的圆周接触。
5.根据权利要求1所述的导线，其中，所述线圈包括第二片段，所述第二片段在所述线圈片段的近端或远端，所述第二片段不处于纵向压缩之下。
6.根据权利要求1所述的导线，其中，所述至少两个耦合件包括至少两个环，缆线导体在每个环内延伸，并且每个环至少部分地在线圈的内腔内。
7.根据权利要求1所述的导线，其中，所述至少两个耦合件中的每个卷曲至所述缆线导体并且焊接至所述线圈。
8.根据权利要求1所述的导线，其中，所述线圈的外表面由非氧化金属形成。
9.根据权利要求1所述的导线，其中，所述线圈的外表面由铂形成。
10.根据权利要求1所述的导线，还包括沿着所述导线主体而关于所述线圈远侧定位的第二线圈，其中所述第二线圈不处于纵向压缩之下。
11.一种具有低峰值MRI加热的导线，所述导线包括：
导线主体，所述导线主体具有至少一个内腔、配置为与可植入式医疗设备接口的近端、和远端；
缆线导体，所述缆线导体在所述至少一个内腔内沿着所述导线主体的至少一部分延伸；
线圈，所述线圈沿着所述导线主体的远端的一部分延伸，线圈的至少一个片段沿着所述导线主体的所述部分暴露并且配置为传递电刺激疗法；
近端耦合件，所述远端耦合件将所述缆线导体机械地并且电气地连接至所述线圈；和
远端耦合件，所述远端耦合件关于所述近端耦合件远侧地将缆线导体机械地并且电气地连接至所述线圈，以将近端耦合件和远端耦合件维持在将沿着线圈的峰值MRI加热降低的空间分离关系中，
其中，线圈片段在处于空间分离关系中的远端耦合件和近端耦合件之间，并且处于纵向压缩之下。
12.根据权利要求11所述的导线，其中，所述纵向压缩维持在线圈片段的相邻匝之间的圆周接触。
13.根据权利要求11所述的导线，其中，至少部分地通过缆线导体内的张力维持在所述线圈片段中的纵向压缩。
14.根据权利要求11至13中的任一个所述的导线，其中，所述线圈的长度在4厘米至8厘米之间。
15.根据权利要求11所述的导线，其中，所述线圈包括至少三条导丝。
16.一种具有低峰值MRI加热的导线，所述导线包括：
导线主体，所述导线主体具有至少一个内腔、配置为与可植入式医疗设备接口的近端、和远端；
导体，所述导体在所述至少一个内腔内沿着所述导线主体的至少一部分延伸；
线圈电极，所述线圈电极沿着所述导线主体的远端的一部分延伸并且与所述导体电连接，所述线圈电极的至少一个片段处于纵向压缩之下，
近端耦合件，所述近端耦合件机械地连接至所述导体和所述线圈电极；和远端耦合件，所述远端耦合件机械地连接至所述导体和关于近端耦合件而远侧定位的线圈电极。
17.根据权利要求16所述的导线，其中，所述纵向压缩使得沿着线圈的峰值MRI加热降低。
18.根据权利要求17所述的导线，其中，所述纵向压缩维持在线圈电极的片段的相邻匝之间的圆周接触。
CN201380045605.6A 2012-08-31 2013-08-30 Mri可兼容导线线圈 Expired - Fee Related CN104812437B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261695903P 2012-08-31 2012-08-31
US61/695,903 2012-08-31
PCT/US2013/057732 WO2014036529A1 (en) 2012-08-31 2013-08-30 Mri compatible lead coil

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN104812437A CN104812437A (zh) 2015-07-29
CN104812437B true CN104812437B (zh) 2016-11-16

Family

ID=49182520

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201380045605.6A Expired - Fee Related CN104812437B (zh) 2012-08-31 2013-08-30 Mri可兼容导线线圈

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8958889B2 (zh)
EP (2) EP3156100B1 (zh)
JP (1) JP6069499B2 (zh)
CN (1) CN104812437B (zh)
WO (1) WO2014036529A1 (zh)

Families Citing this family (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9084883B2 (en) 2009-03-12 2015-07-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Thin profile conductor assembly for medical device leads
WO2011049684A1 (en) 2009-10-19 2011-04-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Mri compatible tachycardia lead
US8391994B2 (en) 2009-12-31 2013-03-05 Cardiac Pacemakers, Inc. MRI conditionally safe lead with low-profile multi-layer conductor for longitudinal expansion
CN102655908B (zh) 2009-12-31 2015-04-22 心脏起搏器公司 具有多层导体的mri条件下安全的导线
US8825181B2 (en) 2010-08-30 2014-09-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead conductor with pitch and torque control for MRI conditionally safe use
US8825179B2 (en) 2012-04-20 2014-09-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device lead including a unifilar coiled cable
US8954168B2 (en) 2012-06-01 2015-02-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable device lead including a distal electrode assembly with a coiled component
JP6034499B2 (ja) 2012-10-18 2016-11-30 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 植込み型医療装置リード線におけるｍｒｉ適合性を提供するための誘導素子
AU2015217286B2 (en) 2014-02-11 2016-12-22 Cardiac Pacemakers, Inc RF shield for an implantable lead
EP3110499B1 (en) 2014-02-26 2018-01-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Construction of an mri-safe tachycardia lead
US9968776B2 (en) * 2015-04-20 2018-05-15 Pacesetter, Inc. Multiple-cable lead with interrupted cable and crimp configuration
US10672520B1 (en) * 2016-03-02 2020-06-02 AltaSim Technologies, LLC Precision medicine approach to improving patient safety and access to MRI
CN116581579B (zh) * 2023-07-14 2023-10-31 北京品驰医疗设备有限公司 医用连接装置、脉冲发生器及延伸导线

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102186534A (zh) * 2008-10-15 2011-09-14 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于可植入医疗设备的探针
CN102209575A (zh) * 2008-11-07 2011-10-05 戈尔企业控股股份有限公司 可植入引线

Family Cites Families (306)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3614692A (en) 1970-06-02 1971-10-19 Magnetech Ind Inc Variable induction device
US4135518A (en) 1976-05-21 1979-01-23 Medtronic, Inc. Body implantable lead and electrode
US4131759A (en) 1977-08-10 1978-12-26 United States Steel Corporation Slip sleeve mechanism for a strength tapered caged armored electromechanical cable
US4146036A (en) 1977-10-06 1979-03-27 Medtronic, Inc. Body-implantable lead with protector for tissue securing means
US4350169A (en) 1979-01-05 1982-09-21 Medtronic, Inc. Flexible tip stiffening stylet for use with body implantable lead
US4209019A (en) 1979-01-05 1980-06-24 Medtronic, Inc. Stylet insertion guide and rotation control device for use with body implantable lead
US4253462A (en) 1979-08-09 1981-03-03 Medtronic, Inc. Stylet
US4381013A (en) 1981-03-19 1983-04-26 Medtronic, Inc. "J" Stylet wire
US4404125A (en) 1981-10-14 1983-09-13 General Electric Company Polyphenylene ether resin compositions for EMI electromagnetic interference shielding
US4484586A (en) 1982-05-27 1984-11-27 Berkley & Company, Inc. Hollow conductive medical tubing
GB2126466B (en) 1982-07-01 1986-03-12 Molins Plc Conveying and uniting rod-like articles of the tobacco industry
US4437474A (en) 1982-07-16 1984-03-20 Cordis Corporation Method for making multiconductor coil and the coil made thereby
US4493329A (en) 1982-08-19 1985-01-15 Lynn Crawford Implantable electrode having different stiffening and curvature maintaining characteristics along its length
US4574800A (en) 1984-12-07 1986-03-11 Cordis Corporation Implanted lead extractor
US4643202A (en) 1985-04-15 1987-02-17 Cordis Corporation Multi-material insulation sheath for pacer lead
US4649938A (en) 1985-04-29 1987-03-17 Mcarthur William A Tissue-stimulating electrode having sealed, low-friction extendable/retractable active fixation means
US4869970A (en) 1986-07-14 1989-09-26 Shipley Company Inc. Radiation attenuation shielding
US5003975A (en) 1988-04-19 1991-04-02 Siemens-Pacesetter, Inc. Automatic electrode configuration of an implantable pacemaker
US5074313A (en) 1989-03-20 1991-12-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Porous electrode with enhanced reactive surface
US5002067A (en) 1989-08-23 1991-03-26 Medtronic, Inc. Medical electrical lead employing improved penetrating electrode
US5056516A (en) 1989-11-02 1991-10-15 Intermedics, Inc. Implantable endocordial lead with torque-transmitting lanyard
US5269319A (en) 1989-12-08 1993-12-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Unitary intravascular defibrillating catheter with bipolar sensing
US5020545A (en) 1990-01-23 1991-06-04 Siemens-Pacesetter, Inc. Cardiac lead assembly and method of attaching a cardiac lead assembly
US5243911A (en) 1990-09-18 1993-09-14 Dow Robert L Attenuator for protecting electronic equipment from undesired exposure to RF energy and/or lightning
US5144960A (en) 1991-03-20 1992-09-08 Medtronic, Inc. Transvenous defibrillation lead and method of use
US5217010A (en) 1991-05-28 1993-06-08 The Johns Hopkins University Ecg amplifier and cardiac pacemaker for use during magnetic resonance imaging
US5222506A (en) 1991-07-29 1993-06-29 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with electrical cross-over adaptor
US5201865A (en) 1991-10-28 1993-04-13 Medtronic, Inc. Medical lead impedance measurement system
US5246014A (en) 1991-11-08 1993-09-21 Medtronic, Inc. Implantable lead system
US5241957A (en) 1991-11-18 1993-09-07 Medtronic, Inc. Bipolar temporary pacing lead and connector and permanent bipolar nerve wire
US5259395A (en) 1992-01-15 1993-11-09 Siemens Pacesetter, Inc. Pacemaker lead with extendable retractable lockable fixing helix
US5231996A (en) 1992-01-28 1993-08-03 Medtronic, Inc. Removable endocardial lead
WO1993017074A1 (en) 1992-02-24 1993-09-02 Baxter International Inc. Polymer blends for torque transmitting catheters
US5324322A (en) 1992-04-20 1994-06-28 Case Western Reserve University Thin film implantable electrode and method of manufacture
SE9201745D0 (sv) 1992-06-05 1992-06-05 Siemens Elema Ab Pacemaker
US5447533A (en) 1992-09-03 1995-09-05 Pacesetter, Inc. Implantable stimulation lead having an advanceable therapeutic drug delivery system
AU5215493A (en) 1992-12-04 1994-06-16 Pacesetter Ab Rotatable pin, screw-in pacing and sensing lead having teflon-coated conductor coil
US5330522A (en) 1992-12-29 1994-07-19 Siemens Pacesetter, Inc. Ring electrode for a multilumen lead and method of constructing a multilumen lead
US5300108A (en) 1993-01-05 1994-04-05 Telectronics Pacing Systems, Inc. Active fixation lead with a dual-pitch, free spinning compound screw
DE69326080T2 (de) 1993-02-01 2000-03-09 Gore & Ass Implantierbare elektrode
US5378234A (en) 1993-03-15 1995-01-03 Pilot Cardiovascular Systems, Inc. Coil polymer composite
US5354327A (en) 1993-04-07 1994-10-11 Medtronic, Inc. Conductor coil with specific ratio of torque to bending stiffness
US5476485A (en) 1993-09-21 1995-12-19 Pacesetter, Inc. Automatic implantable pulse generator
US5439485A (en) 1993-09-24 1995-08-08 Ventritex, Inc. Flexible defibrillation electrode of improved construction
US5417208A (en) 1993-10-12 1995-05-23 Arrow International Investment Corp. Electrode-carrying catheter and method of making same
ES2260758T3 (es) 1993-10-14 2006-11-01 Boston Scientific Limited Elementos de electrodo para formar patrones de lesion.
US5456707A (en) 1993-10-22 1995-10-10 Vitatron Medical Bv Pacing lead with improved torsion characteristics
JPH07178176A (ja) 1993-12-24 1995-07-18 Terumo Corp カテーテル
US5483022A (en) 1994-04-12 1996-01-09 Ventritex, Inc. Implantable conductor coil formed from cabled composite wire
US5618208A (en) 1994-06-03 1997-04-08 Siemens Medical Systems, Inc. Fully insulated, fully shielded electrical connector arrangement
US5574249A (en) 1994-07-18 1996-11-12 Lindsay Audiophile Inc. High resistivity inner shields for cabinets housing electronic circuitry
US5522875A (en) 1994-07-28 1996-06-04 Medtronic, Inc. Medical electrical lead system having a torque transfer stylet
AU3625295A (en) 1994-08-29 1996-03-22 Angeion Corporation Low profile defibrillation catheter
US5534018A (en) 1994-11-30 1996-07-09 Medtronic, Inc. Automatic lead recognition for implantable medical device
US5549646A (en) 1994-12-06 1996-08-27 Pacesetter, Inc. Periodic electrical lead intergrity testing system and method for implantable cardiac stimulating devices
US5522872A (en) 1994-12-07 1996-06-04 Ventritex, Inc. Electrode-conductor sleeve joint for cardiac lead
US5599576A (en) 1995-02-06 1997-02-04 Surface Solutions Laboratories, Inc. Medical apparatus with scratch-resistant coating and method of making same
JP2865428B2 (ja) 1995-04-28 1999-03-08 ターゲット セラピューティクス， インコーポレイテッド 高性能ブレードカテーテル
US5584873A (en) 1995-05-08 1996-12-17 Medtronic, Inc. Medical lead with compression lumens
US5728149A (en) 1995-12-20 1998-03-17 Medtronic, Inc. Integral spiral band electrode for transvenous defibrillation leads
US5727552A (en) 1996-01-11 1998-03-17 Medtronic, Inc. Catheter and electrical lead location system
US5727553A (en) 1996-03-25 1998-03-17 Saad; Saad A. Catheter with integral electromagnetic location identification device
US5927345A (en) 1996-04-30 1999-07-27 Target Therapeutics, Inc. Super-elastic alloy braid structure
US5824026A (en) 1996-06-12 1998-10-20 The Spectranetics Corporation Catheter for delivery of electric energy and a process for manufacturing same
US5800496A (en) 1996-06-24 1998-09-01 Medtronic, Inc. Medical electrical lead having a crush resistant lead body
US5810887A (en) 1996-08-23 1998-09-22 Rhythm Technologies, Inc. Temporary catheter
US5760341A (en) 1996-09-10 1998-06-02 Medtronic, Inc. Conductor cable for biomedical lead
US5755742A (en) 1996-11-05 1998-05-26 Medtronic, Inc. Cardioversion/defibrillation lead impedance measurement system
US5968087A (en) 1996-12-19 1999-10-19 Medtronic, Inc. Multi-component lead body for medical electrical leads
WO1998029055A2 (en) 1996-12-19 1998-07-09 Medtronic, Inc. Medical electrical lead
US5766227A (en) 1997-03-04 1998-06-16 Nappholz; Tibor A. EMI detection in an implantable pacemaker and the like
US6038472A (en) 1997-04-29 2000-03-14 Medtronic, Inc. Implantable defibrillator and lead system
US6078840A (en) 1997-04-30 2000-06-20 Medtronic, Inc. Medical electrical lead having improved fixation
US5817136A (en) 1997-05-02 1998-10-06 Pacesetter, Inc. Rate-responsive pacemaker with minute volume determination and EMI protection
US6103636A (en) 1997-08-20 2000-08-15 Micron Technology, Inc. Method and apparatus for selective removal of material from wafer alignment marks
DE19736449A1 (de) 1997-08-21 1999-02-25 Gfe Met & Mat Gmbh Verbundwerkstoff
US6249708B1 (en) 1997-08-26 2001-06-19 Angeion Corporation Fluted channel construction for a multi-conductor catheter lead
US5891114A (en) 1997-09-30 1999-04-06 Target Therapeutics, Inc. Soft-tip high performance braided catheter
US5891179A (en) 1997-11-20 1999-04-06 Paceseter, Inc. Method and apparatus for monitoring and displaying lead impedance in real-time for an implantable medical device
US5849031A (en) 1997-12-16 1998-12-15 Medtronic, Inc. Method and apparatus for termination of tachyarrhythmias
US6501994B1 (en) 1997-12-24 2002-12-31 Cardiac Pacemakers, Inc. High impedance electrode tip
US5957966A (en) 1998-02-18 1999-09-28 Intermedics Inc. Implantable cardiac lead with multiple shape memory polymer structures
US5957970A (en) 1998-02-18 1999-09-28 Medtronic, Inc. Method of fabricating a medical electrical lead
US6256541B1 (en) 1998-04-17 2001-07-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Endocardial lead having defibrillation and sensing electrodes with septal anchoring
US6101417A (en) 1998-05-12 2000-08-08 Pacesetter, Inc. Implantable electrical device incorporating a magnetoresistive magnetic field sensor
US6428537B1 (en) 1998-05-22 2002-08-06 Scimed Life Systems, Inc. Electrophysiological treatment methods and apparatus employing high voltage pulse to render tissue temporarily unresponsive
JPH11333000A (ja) 1998-05-27 1999-12-07 Cardio Pacing Research Laboratory:Kk 生体植設用電極リード
US6134478A (en) 1998-06-05 2000-10-17 Intermedics Inc. Method for making cardiac leads with zone insulated electrodes
US7345684B2 (en) 1998-06-25 2008-03-18 Intel Corporation Perceptually based display
US6208881B1 (en) 1998-10-20 2001-03-27 Micropure Medical, Inc. Catheter with thin film electrodes and method for making same
US6016447A (en) 1998-10-27 2000-01-18 Medtronic, Inc. Pacemaker implant recognition
US9061139B2 (en) 1998-11-04 2015-06-23 Greatbatch Ltd. Implantable lead with a band stop filter having a capacitor in parallel with an inductor embedded in a dielectric body
US8244370B2 (en) 2001-04-13 2012-08-14 Greatbatch Ltd. Band stop filter employing a capacitor and an inductor tank circuit to enhance MRI compatibility of active medical devices
US6141593A (en) 1998-11-10 2000-10-31 Intermedics Inc. Cardiac lead with ETEE coated DBS coil
US6083216A (en) 1999-01-05 2000-07-04 Intermedics Inc. Bent cardiac lead with shape memory torque coil
US6721600B2 (en) 2000-01-19 2004-04-13 Medtronic, Inc. Implantable lead functional status monitor and method
US6317633B1 (en) 1999-01-19 2001-11-13 Medtronic, Inc. Implantable lead functional status monitor and method
US6259954B1 (en) 1999-02-18 2001-07-10 Intermedics Inc. Endocardial difibrillation lead with strain-relief coil connection
US6400992B1 (en) 1999-03-18 2002-06-04 Medtronic, Inc. Co-extruded, multi-lumen medical lead
US6192280B1 (en) 1999-06-02 2001-02-20 Medtronic, Inc. Guidewire placed implantable lead with tip seal
US6304784B1 (en) 1999-06-15 2001-10-16 Arizona Board Of Regents, Acting For And On Behalf Of Arizona State University Flexible probing device and methods for manufacturing the same
US6813251B1 (en) 1999-07-27 2004-11-02 Intel Corporation Split Transaction protocol for a bus system
US6408213B1 (en) 1999-09-29 2002-06-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Low profile, ventricular, transvenous, epicardial defibrillation lead
US6295476B1 (en) 1999-11-01 2001-09-25 Medtronic, Inc. Medical lead conductor fracture visualization method and apparatus
US6556873B1 (en) 1999-11-29 2003-04-29 Medtronic, Inc. Medical electrical lead having variable bending stiffness
US6360129B1 (en) 1999-12-13 2002-03-19 Cardiac Pacemakers, Inc. Mannitol/hydrogel cap for tissue-insertable connections
US6510345B1 (en) 2000-04-24 2003-01-21 Medtronic, Inc. System and method of bridging a transreceiver coil of an implantable medical device during non-communication periods
US6516230B2 (en) 2000-04-26 2003-02-04 Medtronic, Inc. Medical electrical lead with fiber core
US7013182B1 (en) 2000-05-04 2006-03-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Conductive polymer sheath on defibrillator shocking coils
US6850803B1 (en) 2000-06-16 2005-02-01 Medtronic, Inc. Implantable medical device with a recharging coil magnetic shield
US6501991B1 (en) 2000-06-21 2002-12-31 Medtronic, Inc. Electrically-isolated multiple conductor lead body
US6493591B1 (en) 2000-07-19 2002-12-10 Medtronic, Inc. Implantable active fixation lead with guidewire tip
US6721604B1 (en) 2000-07-27 2004-04-13 Micronet Medical, Inc. Reduced diameter, low resistance medical electrical lead
US6456888B1 (en) 2000-08-18 2002-09-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Geometry for coupling and electrode to a conductor
US6564107B1 (en) 2000-08-21 2003-05-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Coil-less lead system
US6866044B2 (en) 2000-09-18 2005-03-15 Cameron Health, Inc. Method of insertion and implantation of implantable cardioverter-defibrillator canisters
EP1336116A1 (en) 2000-11-24 2003-08-20 Koninklijke Philips Electronics N.V. Invasive device provided with a segmented electrical connection conductor
US6522920B2 (en) 2000-12-11 2003-02-18 Pacesetter, Inc. System and method of protecting transformer-driven switches from external magnetic fields
US20030063946A1 (en) 2000-12-18 2003-04-03 Janet Williams Disposable lotion applicator
US20050283167A1 (en) 2003-08-25 2005-12-22 Biophan Technologies, Inc. Medical device with an electrically conductive anti-antenna member
US6949929B2 (en) 2003-06-24 2005-09-27 Biophan Technologies, Inc. Magnetic resonance imaging interference immune device
US6829509B1 (en) 2001-02-20 2004-12-07 Biophan Technologies, Inc. Electromagnetic interference immune tissue invasive system
US20020116028A1 (en) 2001-02-20 2002-08-22 Wilson Greatbatch MRI-compatible pacemaker with pulse carrying photonic catheter providing VOO functionality
US6854994B2 (en) 2001-04-19 2005-02-15 Medtronic, Inc. Medical electrical lead connector arrangement including anti-rotation means
SE0101154D0 (sv) 2001-03-29 2001-03-29 St Jude Medical An electrically conductive lead and a method of producing such a lead
US8145324B1 (en) 2001-04-13 2012-03-27 Greatbatch Ltd. Implantable lead bandstop filter employing an inductive coil with parasitic capacitance to enhance MRI compatibility of active medical devices
US8000801B2 (en) 2001-04-13 2011-08-16 Greatbatch Ltd. System for terminating abandoned implanted leads to minimize heating in high power electromagnetic field environments
US6931285B2 (en) 2001-04-17 2005-08-16 Medtronic, Inc. Drive shaft seal for a medical electrical lead
US6701191B2 (en) 2001-05-30 2004-03-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead having composite tubing
US7257449B2 (en) 2001-05-30 2007-08-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Extendable/retractable lead having downsized lead body
US6675049B2 (en) 2001-07-17 2004-01-06 Medtronic, Inc. Method and apparatus for automatic implantable medical lead recognition and configuration
US20030028231A1 (en) 2001-08-01 2003-02-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Radiopaque drug collar for implantable endocardial leads
US6671554B2 (en) 2001-09-07 2003-12-30 Medtronic Minimed, Inc. Electronic lead for a medical implant device, method of making same, and method and apparatus for inserting same
US7135978B2 (en) 2001-09-14 2006-11-14 Calypso Medical Technologies, Inc. Miniature resonating marker assembly
US7904161B2 (en) 2001-10-22 2011-03-08 Oscor Inc. Lead adaptor having low resistance conductors and/or encapsulated housing
US6944489B2 (en) 2001-10-31 2005-09-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for shunting induced currents in an electrical lead
US6871091B2 (en) 2001-10-31 2005-03-22 Medtronic, Inc. Apparatus and method for shunting induced currents in an electrical lead
US6978185B2 (en) 2001-11-09 2005-12-20 Oscor Inc. Multifilar conductor for cardiac leads
US6671562B2 (en) 2001-11-09 2003-12-30 Oscor Inc. High impedance drug eluting cardiac lead
US6506972B1 (en) 2002-01-22 2003-01-14 Nanoset, Llc Magnetically shielded conductor
US6999821B2 (en) 2002-01-18 2006-02-14 Pacesetter, Inc. Body implantable lead including one or more conductive polymer electrodes and methods for fabricating same
US6906256B1 (en) 2002-01-22 2005-06-14 Nanoset, Llc Nanomagnetic shielding assembly
US20030144720A1 (en) 2002-01-29 2003-07-31 Villaseca Eduardo H. Electromagnetic trap for a lead
US7082328B2 (en) 2002-01-29 2006-07-25 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for controlling a pacing system in the presence of EMI
US6985775B2 (en) 2002-01-29 2006-01-10 Medtronic, Inc. Method and apparatus for shunting induced currents in an electrical lead
US7050855B2 (en) 2002-01-29 2006-05-23 Medtronic, Inc. Medical implantable system for reducing magnetic resonance effects
WO2003063954A1 (en) 2002-01-29 2003-08-07 Medtronic, Inc. Conditioning of coupled electromagnetic signals on a lead
US20030144719A1 (en) 2002-01-29 2003-07-31 Zeijlemaker Volkert A. Method and apparatus for shielding wire for MRI resistant electrode systems
US20030144718A1 (en) 2002-01-29 2003-07-31 Zeijlemaker Volkert A. Method and apparatus for shielding coating for MRI resistant electrode systems
US7127294B1 (en) 2002-12-18 2006-10-24 Nanoset Llc Magnetically shielded assembly
US20030216800A1 (en) 2002-04-11 2003-11-20 Medtronic, Inc. Implantable medical device conductor insulation and process for forming
US8396568B2 (en) 2002-04-11 2013-03-12 Medtronic, Inc. Medical electrical lead body designs incorporating energy dissipating shunt
US6985755B2 (en) 2002-04-17 2006-01-10 Broadcom Corporation Reduced power consumption wireless interface device
US20030204217A1 (en) 2002-04-25 2003-10-30 Wilson Greatbatch MRI-safe cardiac stimulation device
US7158837B2 (en) 2002-07-10 2007-01-02 Oscor Inc. Low profile cardiac leads
US7139613B2 (en) 2002-09-25 2006-11-21 Medtronic, Inc. Implantable medical device communication system with pulsed power biasing
US7031777B2 (en) 2002-09-27 2006-04-18 Medtronic, Inc. Cardiac vein lead with flexible anode and method for forming same
US7292894B2 (en) 2002-09-27 2007-11-06 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for joining small diameter conductors within medical electrical leads
US7047083B2 (en) 2002-09-30 2006-05-16 Medtronic, Inc. Method and apparatus for identifying lead-related conditions using lead impedance measurements
DE60330478D1 (de) 2002-10-10 2010-01-21 Micro Therapeutics Inc Mit drahtgeflecht verstärkter mikrokatheter
DE10249239A1 (de) 2002-10-23 2004-05-06 Philips Intellectual Property & Standards Gmbh Magnetresonanz-Bildgerät mit elektrischer Zusatzeinrichtung
US20040088033A1 (en) 2002-10-31 2004-05-06 Smits Karel F.A.A. Implantable medical lead designs
WO2004041996A2 (en) 2002-11-06 2004-05-21 Ramot At Tel Aviv University Ltd. System for and method of positioning cells and determining cellular activity thereof
US7130700B2 (en) 2002-11-19 2006-10-31 Medtronic, Inc. Multilumen body for an implantable medical device
FR2850029B1 (fr) 2003-01-17 2005-11-18 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif, notamment stimulateur cardiaque, comprenant des moyens de determination de la presence et du type de sonde qui lui est associee
US6920361B2 (en) 2003-02-14 2005-07-19 Medtronic, Inc. Reverse wound electrodes
US7182735B2 (en) 2003-02-26 2007-02-27 Scimed Life Systems, Inc. Elongated intracorporal medical device
US6999818B2 (en) 2003-05-23 2006-02-14 Greatbatch-Sierra, Inc. Inductor capacitor EMI filter for human implant applications
US7001369B2 (en) 2003-03-27 2006-02-21 Scimed Life Systems, Inc. Medical device
US20040199069A1 (en) 2003-04-02 2004-10-07 Connelly Patrick R. Device and method for preventing magnetic resonance imaging induced damage
US20070010702A1 (en) 2003-04-08 2007-01-11 Xingwu Wang Medical device with low magnetic susceptibility
US7047075B2 (en) 2003-04-17 2006-05-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus for actively monitoring device for lead fixation in implantable tissue stimulators
US20040243210A1 (en) 2003-05-30 2004-12-02 Morgan Kevin L. Fixation of a left heart medical lead in the coronary sinus
US7242987B2 (en) 2003-06-19 2007-07-10 Medtronic, Inc. Medical lead adaptor
US7839146B2 (en) 2003-06-24 2010-11-23 Medtronic, Inc. Magnetic resonance imaging interference immune device
US7138582B2 (en) 2003-06-24 2006-11-21 Medtronic, Inc. Medical electrical lead conductor formed from modified MP35N alloy
US7388378B2 (en) 2003-06-24 2008-06-17 Medtronic, Inc. Magnetic resonance imaging interference immune device
US20060105066A1 (en) 2003-07-22 2006-05-18 Avoca, Inc. Compounds for altering food intake in humans
US6925334B1 (en) 2003-08-04 2005-08-02 Pacesetter, Inc. Implantable medical lead having multiple, jointly insulated electrical conductors
TWI271023B (en) 2003-08-21 2007-01-11 Sony Corp Switching power-supply circuit
US20050070972A1 (en) 2003-09-26 2005-03-31 Wahlstrand Carl D. Energy shunt for producing an MRI-safe implantable medical device
US7953499B2 (en) 2003-09-30 2011-05-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Drug-eluting electrode
US7289851B2 (en) 2003-12-04 2007-10-30 Medtronic, Inc. Method and apparatus for identifying lead-related conditions using impedance trends and oversensing criteria
WO2005062823A2 (en) 2003-12-19 2005-07-14 Savacor, Inc. Digital electrode for cardiac rhythm management
US20070027532A1 (en) 2003-12-22 2007-02-01 Xingwu Wang Medical device
US7232435B2 (en) 2004-02-06 2007-06-19 Medtronic, Inc. Delivery of a sympatholytic cardiovascular agent to the central nervous system to counter heart failure and pathologies associated with heart failure
US7765005B2 (en) 2004-02-12 2010-07-27 Greatbatch Ltd. Apparatus and process for reducing the susceptability of active implantable medical devices to medical procedures such as magnetic resonance imaging
US7174220B1 (en) 2004-03-16 2007-02-06 Pacesetter, Inc. Construction of a medical electrical lead
US8989840B2 (en) 2004-03-30 2015-03-24 Medtronic, Inc. Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device
US7844344B2 (en) 2004-03-30 2010-11-30 Medtronic, Inc. MRI-safe implantable lead
US7877150B2 (en) * 2004-03-30 2011-01-25 Medtronic, Inc. Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device
US9155877B2 (en) 2004-03-30 2015-10-13 Medtronic, Inc. Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device
US7174219B2 (en) 2004-03-30 2007-02-06 Medtronic, Inc. Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device
US7844343B2 (en) 2004-03-30 2010-11-30 Medtronic, Inc. MRI-safe implantable medical device
US20050246007A1 (en) 2004-04-28 2005-11-03 Medtronic, Inc. Novel lead body assemblies
US7389148B1 (en) 2004-05-05 2008-06-17 Pacesetter, Inc. Electrode design for defibrillation and/or sensing capabilities
WO2005113061A1 (en) 2004-05-19 2005-12-01 The Board Of Trustees, The Leland Stanford Junior University Devices and methods for treating cardiac pathologies
US20050267556A1 (en) 2004-05-28 2005-12-01 Allan Shuros Drug eluting implants to prevent cardiac apoptosis
US7912552B2 (en) 2004-07-12 2011-03-22 Medtronic, Inc. Medical electrical device including novel means for reducing high frequency electromagnetic field-induced tissue heating
CN101039619B (zh) 2004-08-09 2010-06-16 约翰斯·霍普金斯大学 可植入mri兼容刺激导线和天线以及相关系统和方法
US7395116B2 (en) 2004-08-19 2008-07-01 Medtronic, Inc. Lead body-to-connector transition zone
WO2006023700A2 (en) 2004-08-20 2006-03-02 Biophan Technologies, Inc. Magnetic resonance imaging interference immune device
US20060041296A1 (en) 2004-08-23 2006-02-23 Medtronic, Inc. Novel medical electrode configurations
CN1762510A (zh) 2004-09-02 2006-04-26 巨佰－雪莱公司 用于降低有源植入性医疗器械对诸如磁共振成像这样的医学过程的易感性的装置和过程
US20060118758A1 (en) 2004-09-15 2006-06-08 Xingwu Wang Material to enable magnetic resonance imaging of implantable medical devices
US20060089696A1 (en) 2004-10-21 2006-04-27 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with reinforced outer jacket
US7761170B2 (en) 2004-10-21 2010-07-20 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with axially oriented coiled wire conductors
US7519432B2 (en) 2004-10-21 2009-04-14 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with helical reinforcement
US7964234B2 (en) 2004-10-28 2011-06-21 Neways, Inc. High mineral content dietary supplement
US7369898B1 (en) 2004-12-22 2008-05-06 Pacesetter, Inc. System and method for responding to pulsed gradient magnetic fields using an implantable medical device
US8155754B2 (en) 2005-01-25 2012-04-10 Medtronic, Inc. Method for fabrication of low-polarization implantable stimulation electrode
US8280526B2 (en) * 2005-02-01 2012-10-02 Medtronic, Inc. Extensible implantable medical lead
US8825180B2 (en) 2005-03-31 2014-09-02 Medtronic, Inc. Medical electrical lead with co-radial multi-conductor coil
US8027736B2 (en) 2005-04-29 2011-09-27 Medtronic, Inc. Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device
US7853332B2 (en) 2005-04-29 2010-12-14 Medtronic, Inc. Lead electrode for use in an MRI-safe implantable medical device
WO2006119492A2 (en) 2005-05-04 2006-11-09 Surgi-Vision, Inc. Improved electrical lead for an electronic device such as an implantable device
US7571010B2 (en) 2005-05-06 2009-08-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Cable electrode assembly for a lead terminal and method therefor
US7555350B2 (en) 2005-05-27 2009-06-30 Medtronic, Inc. Electromagnetic interference immune pacing/defibrillation lead
US20060293737A1 (en) 2005-06-22 2006-12-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Multiple electrode implantable lead
CN1905789B (zh) 2005-07-26 2011-02-23 严立贤 电磁波吸收薄膜结构及其制造方法
TWI309423B (en) 2005-09-29 2009-05-01 Murata Manufacturing Co Laminated coil component
TW200717549A (en) 2005-10-14 2007-05-01 Murata Manufacturing Co Multiplayer coil component
WO2007047966A2 (en) 2005-10-21 2007-04-26 Surgi-Vision, Inc. Mri-safe high impedance lead systems
US8233985B2 (en) 2005-11-04 2012-07-31 Kenergy, Inc. MRI compatible implanted electronic medical device with power and data communication capability
US8255054B2 (en) 2005-11-04 2012-08-28 Kenergy, Inc. MRI compatible implanted electronic medical device
US7630761B2 (en) 2005-11-04 2009-12-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for modifying tissue to improve electrical stimulation efficacy
US7917213B2 (en) 2005-11-04 2011-03-29 Kenergy, Inc. MRI compatible implanted electronic medical lead
WO2007102893A2 (en) 2005-11-11 2007-09-13 Greatbatch Ltd. Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance mri compatibility
JP4848746B2 (ja) 2005-11-28 2011-12-28 ブラザー工業株式会社 吐出タイミング決定方法
AU2006320611A1 (en) 2005-11-29 2007-06-07 Surgi-Vision, Inc. MRI-guided localization and/or lead placement systems, related methods, devices and computer program products
US8060214B2 (en) 2006-01-05 2011-11-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with inductive coil configurable for mechanical fixation
EP1971399A1 (de) 2006-01-13 2008-09-24 Universität Duisburg-Essen Stimulationssystem, insbesondere herzschrittmacher
US20070179582A1 (en) 2006-01-31 2007-08-02 Marshall Mark T Polymer reinforced coil conductor for torque transmission
US9901731B2 (en) 2006-01-31 2018-02-27 Medtronic, Inc. Medical electrical lead having improved inductance
US7509167B2 (en) 2006-02-16 2009-03-24 Cardiac Pacemakers, Inc. MRI detector for implantable medical device
WO2007100277A1 (en) 2006-03-02 2007-09-07 St.Jude Medical Ab A medical implantable lead and a method for manufacturing of the same
EP2010271A4 (en) 2006-04-07 2011-12-21 Medtronic Inc RESONANT CIRCUIT FOR CABLES AND IMPLANTABLE DEVICES
US9037257B2 (en) 2006-04-07 2015-05-19 Medtronic, Inc. Resonance tuning module for implantable devices and leads
US7933662B2 (en) 2006-04-26 2011-04-26 Marshall Mark T Medical electrical lead including an inductance augmenter
US7689291B2 (en) 2006-05-01 2010-03-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead with fibrous matrix coating and methods related thereto
US7821402B2 (en) 2006-05-05 2010-10-26 Quality Electrodynamics IC tags/RFID tags for magnetic resonance imaging applications
CN101443076B (zh) 2006-05-16 2013-07-31 皇家飞利浦电子股份有限公司 具有仅闭合开关的简化双相除颤器电路
US8116862B2 (en) 2006-06-08 2012-02-14 Greatbatch Ltd. Tank filters placed in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility
US9020610B2 (en) 2006-06-23 2015-04-28 Medtronic, Inc. Electrode system with shunt electrode
US7559137B2 (en) 2006-07-17 2009-07-14 Potomac Photonics, Inc. Method for providing electrically conductive paths in polymer tubing
US7917229B2 (en) 2006-08-31 2011-03-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead assembly including a polymer interconnect and methods related thereto
US20100016935A1 (en) 2006-10-25 2010-01-21 Hans Strandberg Medical implantable lead
US20110288403A1 (en) 2006-11-09 2011-11-24 Greatbatch Ltd. Multilayer helical wave filter for mri applications
DE102007034990A1 (de) 2006-11-17 2008-06-12 Biotronik Crm Patent Ag Elektrodenkatheter zu Interventionszwecken
US7610101B2 (en) 2006-11-30 2009-10-27 Cardiac Pacemakers, Inc. RF rejecting lead
US9314618B2 (en) 2006-12-06 2016-04-19 Spinal Modulation, Inc. Implantable flexible circuit leads and methods of use
US20080154348A1 (en) 2006-12-18 2008-06-26 Ergin Atalar Mri compatible implantable devices
WO2008088569A1 (en) 2007-01-18 2008-07-24 Medtronic, Inc. Bi-directional connector assembly for an implantable medical device
JP5568316B2 (ja) 2007-03-19 2014-08-06 ボストン サイエンティフィック ニューロモデュレイション コーポレイション Ｍｒｉ／ｒｆ適合リード線、および関連のリード線を操作、作製する方法
WO2008115383A2 (en) 2007-03-19 2008-09-25 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Methods and apparatus for fabricating leads with conductors and related flexible lead configurations
US8103347B2 (en) 2007-04-25 2012-01-24 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Implantable pulse generator comprising MRI current limiting windings in header structure
US7991484B1 (en) 2007-05-15 2011-08-02 Pacesetter, Inc. Active fixation medical lead and related method and system
US8121705B2 (en) 2007-06-27 2012-02-21 Medtronic, Inc. MRI-safe defibrillator electrodes
US20090024197A1 (en) 2007-07-18 2009-01-22 Cardiac Pacemakers, Inc. Elution control via geometric features of an implantable substance matrix
US8032230B1 (en) 2007-10-09 2011-10-04 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Stimulation lead, stimulation system, and method for limiting MRI induced current in a stimulation lead
US20090099555A1 (en) 2007-10-11 2009-04-16 Ingmar Viohl Reduction of rf induced tissue heating using conductive surface pattern
US20090099440A1 (en) 2007-10-11 2009-04-16 Ingmar Viohl Reduction of rf induced tissue heating using discrete winding patterns
WO2009064221A1 (en) 2007-11-14 2009-05-22 St. Jude Medical Ab A method of producing a ring electrode of an implantable lead
WO2009076163A2 (en) 2007-12-06 2009-06-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead having a variable coil conductor pitch
JP5165065B2 (ja) 2007-12-06 2013-03-21 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド シールド付埋め込み型リード
US8275464B2 (en) 2007-12-06 2012-09-25 Cardiac Pacemakers, Inc. Leads with high surface resistance
AU2009212697B2 (en) * 2008-02-06 2011-12-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead with MRI compatible design features
US8255055B2 (en) 2008-02-11 2012-08-28 Cardiac Pacemakers, Inc. MRI shielding in electrodes using AC pacing
US7917226B2 (en) 2008-04-23 2011-03-29 Enteromedics Inc. Antenna arrangements for implantable therapy device
US20090270956A1 (en) 2008-04-25 2009-10-29 Pacesetter, Inc. Implantable medical lead configured for improved mri safety
US8103360B2 (en) 2008-05-09 2012-01-24 Foster Arthur J Medical lead coil conductor with spacer element
US8244375B2 (en) * 2008-08-25 2012-08-14 Pacesetter, Inc. MRI compatible lead
US20110015713A1 (en) * 2008-10-23 2011-01-20 Pacesetter, Inc. Systems and methods for reducing lead heating and the risks of mri-induced stimulation
AU2009307979A1 (en) 2008-10-23 2010-04-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods to detect implantable medical device configuration changes affecting MRI conditional safety
EP2349453A4 (en) 2008-10-30 2015-07-01 Greatbatch Ltd PHYSICALLY DISPOSABLE CAPACITOR AND INDUCTOR ELEMENTS WITH LOCALIZED PARAMETERS CONNECTED ELECTRICALLY INTO PARALLEL TO FORM A BAND REMOVAL FILTER
US9399129B2 (en) 2008-10-30 2016-07-26 Pacesetter, Inc. MRI compatible implantable medical lead and method of making same
AU2009318023A1 (en) 2008-11-20 2011-07-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Overmolded components for implantable medical leads and related methods
US8285396B2 (en) 2009-01-05 2012-10-09 Kenergy, Inc. MRI compatible electrical lead for an implanted electronic medical device
US8996126B2 (en) 2009-02-04 2015-03-31 Greatbatch Ltd. Composite RF current attenuator for a medical lead
US8108054B2 (en) 2009-02-04 2012-01-31 Pacesetter, Inc. Active fixation implantable medical lead configured to indicate via fluoroscopy embedment of helical anchor in cardiac tissue
US9084883B2 (en) 2009-03-12 2015-07-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Thin profile conductor assembly for medical device leads
US8463407B2 (en) * 2009-03-26 2013-06-11 Kenergy, Inc. MRI compatible implanted lead-electrode interface
WO2010114429A1 (en) 2009-03-31 2010-10-07 St. Jude Medical Ab A medical implantable lead and a method for manufacturing of such a lead
WO2010151376A1 (en) 2009-06-26 2010-12-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical device lead including a unifilar coil with improved torque transmission capacity and reduced mri heating
US8571683B2 (en) 2009-09-10 2013-10-29 Pacesetter, Inc. MRI RF rejection module for implantable lead
US8538553B2 (en) 2009-10-06 2013-09-17 Pacesetter, Inc. MRI compatible implantable lead
US8335572B2 (en) 2009-10-08 2012-12-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical device lead including a flared conductive coil
WO2011043898A2 (en) 2009-10-09 2011-04-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Mri compatible medical device lead including transmission line notch filters
WO2011049684A1 (en) * 2009-10-19 2011-04-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Mri compatible tachycardia lead
US20110152990A1 (en) * 2009-12-22 2011-06-23 Pacesetter, Inc. Mri compatible lead employing multiple miniature inductors
EP2519311A1 (en) 2009-12-30 2012-11-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Mri-conditionally safe medical device lead
US8406895B2 (en) 2009-12-30 2013-03-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable electrical lead including a cooling assembly to dissipate MRI induced electrode heat
WO2011081697A1 (en) 2009-12-30 2011-07-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Apparatus to selectively increase medical device lead inner conductor inductance
US8391994B2 (en) 2009-12-31 2013-03-05 Cardiac Pacemakers, Inc. MRI conditionally safe lead with low-profile multi-layer conductor for longitudinal expansion
CN102655908B (zh) 2009-12-31 2015-04-22 心脏起搏器公司 具有多层导体的mri条件下安全的导线
JP2013512071A (ja) 2009-12-31 2013-04-11 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド コラジアル構造を備えたｍｒｉ安全・多極能動型固定刺激リード
JP5671069B2 (ja) 2010-02-19 2015-02-18 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド Ｍｒｉ誘導電流の低減のために構成された導体を含むリード線及び移植式医療用デバイス
US20110301676A1 (en) * 2010-06-02 2011-12-08 Pacesetter, Inc. Reducing resonant currents in a resonating circuit during mri scans
US20120016451A1 (en) 2010-07-13 2012-01-19 Roger Struve Torque enhancement for mri-conditionally safe medical device lead
US8825181B2 (en) 2010-08-30 2014-09-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead conductor with pitch and torque control for MRI conditionally safe use
US20120143273A1 (en) 2010-12-07 2012-06-07 Stubbs Scott R Implantable lead including a spark gap to reduce heating in mri environments
US8543209B2 (en) 2011-03-07 2013-09-24 Greatbatch Ltd. Secondary header for an implantable medical device incorporating an ISO DF4 connector and connector cavity and/or an IS4 connector and connector cavity
US8666512B2 (en) 2011-11-04 2014-03-04 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device lead including inner coil reverse-wound relative to shocking coil
US8825179B2 (en) 2012-04-20 2014-09-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device lead including a unifilar coiled cable
US8954168B2 (en) 2012-06-01 2015-02-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable device lead including a distal electrode assembly with a coiled component
JP6034499B2 (ja) 2012-10-18 2016-11-30 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 植込み型医療装置リード線におけるｍｒｉ適合性を提供するための誘導素子

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102186534A (zh) * 2008-10-15 2011-09-14 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于可植入医疗设备的探针
CN102209575A (zh) * 2008-11-07 2011-10-05 戈尔企业控股股份有限公司 可植入引线

Also Published As

Publication number Publication date
EP2890446B1 (en) 2016-12-07
CN104812437A (zh) 2015-07-29
WO2014036529A1 (en) 2014-03-06
JP6069499B2 (ja) 2017-02-01
EP2890446A1 (en) 2015-07-08
US20140067030A1 (en) 2014-03-06
US8958889B2 (en) 2015-02-17
JP2015520007A (ja) 2015-07-16
EP3156100B1 (en) 2019-05-01
EP3156100A1 (en) 2017-04-19

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN104812437B (zh) Mri可兼容导线线圈
US9254380B2 (en) MRI compatible tachycardia lead
US8666512B2 (en) Implantable medical device lead including inner coil reverse-wound relative to shocking coil
CN103180008A (zh) 医疗装置的固定附连机构
JP5905611B2 (ja) ユニファイラーコイル状ケーブルを備える埋込型医療装置リード
WO2007089988A1 (en) Medical electrical lead having improved inductance
US7289856B1 (en) Medical electrical lead containing a pyroelectric material
CN105992566B (zh) 用于可植入导线的rf屏蔽件
JP2013516221A (ja) 医療デバイス用リードの内側導電体のインダクタンスを選択的に増大させるための装置
CN104736196A (zh) 用于在植入式医疗装置引线中提供核磁共振成像兼容性的感应元件
US9061132B1 (en) Positioning of a medical device conductor in an MRI environment to reduce RF induced current
US8805538B2 (en) Medical electrical lead
CN103157181A (zh) 可植入的电极引线
JP2012166029A (ja) 電磁帯域消去フィルタを利用する医用リードシステム
US8750996B2 (en) Medical implantable lead
US8509915B2 (en) Implantable electrode line device for reducing undesirable effects of electromagnetic fields
US9211406B2 (en) MRI compatible implantable lead

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
EXSB Decision made by sipo to initiate substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20161116

Termination date: 20200830

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee