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    • 专利摘要:
    磁気シールドを有する植込み型医療用リード及び磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）などの医学的処置中に植込み型リードを磁場から遮蔽する方法が開示される。例示的な植込み型医療用リードは、らせんコイル状の内側電極導体ワイヤと、この内側電極導体ワイヤのまわりに径方向に配置されたらせんコイル状の外側電極導体ワイヤと、内側電極導体ワイヤと外側電極導体ワイヤを電気的に絶縁する少なくとも１つの絶縁層とを含む。内側電極導体ワイヤは、共に径方向に巻き付けられた６本以上のワイヤ糸線を含む中空の多糸線構成を有することができる。外側電極導体ワイヤは、内側電極導体ワイヤから電気的に絶縁され、単一又は二重のいずれかの糸線構成を有することができる。
    公开号:JP2011509813A
    申请号:JP2010544485
    申请日:2009-02-02
    公开日:2011-03-31
    发明作者:ジェイ． フォスター、アーサー；エム． ボブガン、ジーン
    申请人: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；
    IPC主号:A61N1-378
    专利说明:

    [0001] 本発明は、医療機器ならびに診断的治療及び治療的療法の同時送出に関する。より詳細には、本発明は、磁気シールドを有する植込み型医療用リード、及びこのようなリードを磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）などの医学的処置中に磁場から遮蔽する方法に関する。]
    背景技術

    [0002] 磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）は、核磁気共鳴法を利用して患者の体内の画像を描出する非侵襲性の撮像法である。典型的には、ＭＲＩシステムは、約０．２〜３テスラの磁場強度を有する磁気コイルを用いる。処置中、体組織は、磁場に垂直な面において電磁エネルギーのＲＦパルスに短時間曝露される。これらのパルスから生じる電磁エネルギーは、組織内の励起された原子核の緩和特性を測定することによって体組織を画像化するために使用することができる。]
    [0003] 撮像中、ＭＲＩシステムによって生成された電磁放射線は、ペースメーカ又は除細動器などの植込み型医療機器で使用される植込み型機器リードによって検出され得る。このエネルギーは、組織と接触する電極にリードを介して伝達され得るため、これによって接点における温度上昇がもたらされ得る。組織の加熱度は、典型的には、リードの長さ、リードの導電率又はインピーダンス、及びリード電極の表面積などの要因に関連する。磁場への曝露によって、望ましくない電圧もリードに誘導され得る。]
    発明が解決しようとする課題

    [0004] 本発明は、ＭＲＩに対応した設計上の特徴を有するリードを提供する。]
    課題を解決するための手段

    [0005] 本発明は、磁気シールドを有する植込み型医療用リード、及び植込み型リードを磁気共鳴映像法（ＭＲＩ）などの医学的処置中に磁場から遮蔽する方法に関する。例示的な医療機器は、パルス発生器と、らせんコイル状の内側電極導体ワイヤを有するリードと、らせんコイル状の外側電極導体ワイヤと、１つ又は複数の絶縁層とを含む。内側電極導体ワイヤは、共に径方向に巻き付けられた６本以上のワイヤ糸線（ｗｉｒｅ ｆｉｌａｒ）を含む中空の多糸線（ｍｕｌｔｉｆｉｌａｒ）構成を有する。外側電極導体ワイヤは内側電極導体ワイヤから電気的に絶縁されており、磁気共鳴処置中にリードによって受け取られた電磁エネルギーを消散するように適合された、比較的高いインダクタンスを有する単一又は二重のいずれかの糸線構成を有する。]
    図面の簡単な説明

    [0006] 患者の体内に植え込まれたリードを有する例示的な医療機器の概略図。
    図１のリードに対する簡略化した等価回路を示す概略図。
    例示的な一実施形態による図１のリードの内部構造を示す図。
    リードの、図３の４−４線における断面図。] 図１ 図３
    実施例

    [0007] 本発明は種々の改変形態及び代替形態で実施可能であるが、特定の実施形態を例として図面に示し、以下で詳細に説明する。ただし、本発明を説明される特定の実施形態に限定することを意図するものではなく、むしろ、添付の特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲に含まれるすべての変更形態、均等形態、及び代替形態を包含するものである。]
    [0008] 図１は、患者の体内に植え込まれたリードを有する例示的な医療機器１２の概略図である。図示の例示的実施形態では、医療機器１２は、体内に植え込まれたパルス発生器を備える。このパルス発生器１２は、患者の心臓１６に挿入されたリード１４に接続される。心臓１６は、右心房１８と、右心室２０と、左心房２２と、左心室２４とを含む。パルス発生器１２は、体内、典型的には患者の胸部又は腹部内などの場所において皮下に植込み可能であるが、他の植込み場所も可能である。] 図１
    [0009] リード１４の基端部分２６は、パルス発生器１２に接続されていてもよく、あるいはパルス発生器１２と一体的に形成されていてもよい。次に、リード１４の先端部分２８は、図示のように、右心室２０内などの心臓１６内又はその近傍の所望の場所に植込み可能である。使用に際して、リード１４の先端部分２８上の１つ又は複数の電極３０は、心臓１６への電流の形態で患者に治療を提供することができる。特定の実施形態では、たとえば電極（複数可）３０を、徐脈、頻脈、又は他の心臓不整脈の治療に使用される心臓リード１４の一部として設けることができる。]
    [0010] 例示的な実施形態では患者の心臓１６に挿入された単一のリード１４のみを示しているが、別の実施形態では、心臓１６の他の部位を電気的に刺激するように複数のリードを利用することができる。いくつかの実施形態では、たとえば、第２リード（図示せず）の先端部分が右心房１８に植込み可能である。これに加えて、又はこれに代えて、別のリードを、心臓１６の左側を刺激するために心臓１６の左側の内部又はその近傍に（たとえば、冠静脈内に）植込み可能である。心外膜リードなどの他のタイプのリードも、図１に示すリード１４に加えて又はその代わりに、利用することができる。] 図１
    [0011] 動作中、リード１４は、パルス発生器１２と心臓１６の間で電気信号を伝えるように構成することができる。たとえば、パルス発生器１２がペースメーカである実施形態では、リード１４を利用して、心臓１６をペーシングするための治療用電気刺激を送出することができる。たとえば、徐脈又は頻脈の治療では、パルス発生器１２を利用して、心臓１６にペーシングパルスの形態で電気刺激を送出することができる。パルス発生器１２が植込み型除細動器である他の実施形態では、リード１４を利用して、心臓発作又は不整脈などのイベントに応答して心臓１６に電気ショックを送出することができる。いくつかの実施形態では、パルス発生器１２はペーシング機能と除細動機能の両方を含む。]
    [0012] パルス発生器１２がＭＲＩスキャナ又は他の外部磁気源からの磁場を受けると、電磁放射線が体内で生成される。電磁放射線は、リード１４によって検出されて、体組織と接触するリード電極（複数可）３０に伝達され得る。この電磁放射線は、リード電極（複数可）３０と体組織の境界面で加熱を生じさせる可能性があり、リード１４を介してパルス発生器１２によって伝送される治療用電流に干渉する可能性がある。]
    [0013] 図２は、図１のリード１４に対する簡略化した等価回路３２を示す概略図であり、ＭＲＩスキャナによって生成されたＲＦ電磁エネルギーからの、リード１４で検出されるＲＦエネルギーを表す。図２に示すように、回路３２のＶｉ３４は、ＭＲＩスキャナからの、リード１４によって検出される等価なエネルギー源を表す。磁気共鳴撮像中に、リード１４の長さはアンテナに類似する機能を果たし、ＭＲＩスキャナから身体に伝送されたＲＦエネルギーを受け取る。図２の電圧（Ｖｉ）３４はたとえば、リード１４によって受け取られる、ＲＦエネルギーから生じる電圧を表し得る。リード１４によって検出されたＲＦエネルギーはたとえば、ＭＲＩスキャナによって生成された回転するＲＦ磁場から生じることができ、伝導組織内の回転する磁場ベクトルに垂直な面において電場を発生させる。これらの電場の接線成分をリード１４の長さに沿ってつなぎ合わせるとリード１４になる。したがって、電圧（Ｖｉ）３４は、リード１４の長さに沿った接線方向の電場の積分（すなわち、電場の線積分）に等しい。] 図１ 図２
    [0014] 回路３２のＺｌパラメータ３６は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数におけるリード１４によって示される等価なインピーダンスを表す。インピーダンス値Ｚｌ３６はたとえば、１．５テスラＭＲＩスキャナでは６４ＭＨｚのＲＦ周波数において、又は３テスラＭＲＩスキャナでは１２８ＭＨｚのＲＦ周波数においてリード１４によって示される、並列インダクタンス及びコイルの巻回部ごとの静電容量から生じるインダクタンス又は等価なインピーダンスを表し得る。リード１４のインピーダンスＺｌは、実部（すなわち、抵抗）及び虚部（すなわち、リアクタンス）を有する複素数である。]
    [0015] 回路３２のＺｂ３８は、リードの接点における体組織のインピーダンスを表し得る。次に、Ｚｃ４０は、リード１４の長さに沿った周囲の体組織へのリード１４の容量結合を表すことができ、これによって、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数において高周波電流（エネルギー）が周囲組織に漏洩する経路が形成され得る。吸収されるエネルギー（源Ｖｉ３４によって表される）を最小にすることによって、リードの体組織との接点において体組織に伝達されるエネルギーが減る。]
    [0016] さらに図２に示すように、リード１４は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数において周囲組織へのいくらかの量の漏洩４０を有する。符号３８によってさらに示されるように、リード電極（複数可）３０の心臓１６内の体組織への接点におけるインピーダンスもある。その結果生じる、体組織に加えられる電圧Ｖｂは、以下の式に関連づけることができる。] 図２
    [0017] Ｖｂ＝Ｖｉ Ｚｂｅ／（Ｚｂｅ＋Ｚｌ） （式中、Ｚｂｅ＝Ｚｃと並列なＺｂ）
    典型的には、周囲組織に対して接触がなされるリード１４の先端の温度は、符号３８において（すなわち、「Ｚｂ」において）消散される電力に部分的には関連し、該電力はＶｂの二乗に関連する。したがって、符号３８において消散される電力から生じる温度上昇を最小にするために、リード１４のインピーダンスＺｌ（３６）を最大にしながらＶｉ（３４）及びＺｃ（４０）を最小にすることが望ましい。いくつかの実施形態では、リード１４のインピーダンスＺｌ（３６）は、ＭＲＩスキャナのＲＦ周波数において増大可能であり、これは、接点３８において周囲の体組織に消散されるエネルギーを減らす助けとなる。]
    [0018] いくつかの実施形態では、リード１４のインピーダンスは、リード１４にインダクタンスを追加することによって、かつ／又は適切な構築技術によって、増大させることができる。たとえば、リード１４のインダクタンスは、導体コイル（複数可）の直径を増大させることによって、かつ／又は電極（複数可）３０に電気エネルギーを供給するために使用される導体コイル（複数可）のピッチを減少させることによって、増大させることができる。コイルピッチを減少させると、コイルの連続する巻回部間の静電容量（すなわち、コイル巻回部ごとの静電容量）を増大させることができる。（コイルのらせん形状からの）インダクタンスと巻回部ごとの静電容量を並列に組み合わせると、共振回路が構成される。らせんコイル状のリード構造では、リードの共振周波数がＭＲＩのＲＦ周波数を上回る場合、らせん形コイルはインダクタとして作用する。インダクタでは、コイル領域の断面積を増大させることにより、かつ／又はコイルピッチを減少させることにより、インダクタンスが増大し、その結果、リード１４のインピーダンスが増大する。]
    [0019] アンテナと同様に、リードからのエネルギー検出は、対象となる周波数の波長に対するその共振長さに関連する。たとえば、ダイポールアンテナでは、アンテナ長が波長の半分又は波長の整数倍のときに、アンテナが同調状態、すなわち共振状態であると考えられる。共振長さにおいて、アンテナのエネルギー検出は最大になる。同様に、また、いくつかの実施形態では、リード１４は、リード１４内での共振を防ぎ、したがって電圧Ｖｉを最小にするように離調状態とすることができる。図１に示す例示的な実施形態では、たとえば、リード１４は、長さＬ ＝整数ｘ λ／２において共振周波数を有するアンテナとして機能する。いくつかの実施形態では、波長に影響を及ぼすリード１４の長さ及び／又はリード１４の構造パラメータは、リード１４内の共振を回避するように選定可能である。] 図１
    [0020] いくつかの実施形態では、ＭＲＩによって誘導されるＲＦエネルギーの波長に対してリード１４の長さを離調するように変更する（ｄｅｔｕｎｉｎｇ）ことに加えて、シールドをリード１４に付加してリード１４から検出される電磁エネルギーの量をさらに減らすこともできる。たとえば、シールドから検出されたエネルギーはリード１４の長さに沿って患者の身体に付与され、このエネルギーがリード先端に付与されることを防ぐことができる。シールド／リードの長さに沿って遮蔽することによって妨害されたエネルギーの伝達はまた、シールド構造に抵抗材料を使用してエネルギーを抵抗性の損失として消散することによって阻止することができる。]
    [0021] 図３は、例示的な実施形態による図１のリード１４の内部構造を示す図である。図３の実施形態では、リード１４は、内側電極導体ワイヤ４２と、外側電極導体ワイヤ４４と、該外側電極導体ワイヤ４４のまわりに径方向に配置された絶縁層４６とを含む。内側導体ワイヤ４２は、当技術分野で知られている任意の数の異なる構成を有することができる。この構成には、コイル状構成、ケーブル構成、直線ワイヤ構成などが含まれるが、これらに限定されるものではない。] 図１ 図３
    [0022] 図３の例示的な実施形態では、内側導体ワイヤ４２はらせん形状の多糸線コイル導体ワイヤからなり、この導体ワイヤは、リード１４を介して電気刺激エネルギーを送出するために使用される内側電極を形成するために共にきつく巻き付けられるいくつかの糸線ストランド４８を有する。一実施形態では、たとえば、内側導体ワイヤ４２は、らせん形状の導体を形成する６本以上の糸線ストランド４８を含む。別の実施形態では、内側導体ワイヤ４２は、これより多い又は少ない数の糸線ストランド４８を含むことができる。一実施形態では、たとえば、内側導体ワイヤ４２は、共に径方向に巻き付けられた１２本の糸線ストランド４８を含むことができる。いくつかの実施形態では、内側導体ワイヤ４２を形成する糸線ストランド４８のそれぞれは、断面積当たり約１０％〜２８％の銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎワイヤからなることができる。] 図３
    [0023] いくつかの実施形態では、内側導体ワイヤ４２は、中空構成を有し、内部管腔５０を含む。内部管腔５０は、ワイヤ４２を通って延び、体内でリード１４の植込みを促進するため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る。特定の実施形態では、内側導体ワイヤ４２は、管腔５０に挿入されるべきスタイレット又はガイドワイヤの直径より若干大きい直径を有するマンドレルのまわりにいくつかのワイヤ糸線を共に径方向に巻き付けることによって製造することができる。ワイヤ４２のトルク特性を改善するために、ワイヤ糸線４８は、糸線ストランド４８同士の間に間隙又は空間が存在しないように、ワイヤ４２の製造中に一緒に緊密に巻き付けることができる。]
    [0024] さらに図３に示すように、また、いくつかの実施形態では、外側導体ワイヤ４４は、内側導体ワイヤ４２のまわりに同軸状に配置され、リード１４の長さの全部又は一部に沿って延びるらせんコイル構成を有する。いくつかの実施形態では、外側導体ワイヤ４４は、巻き付けられた単一のワイヤから形成される単一糸線構造を有する。別の実施形態では、外側導体４４は、共に径方向に巻き付けられた複数のワイヤ糸線から形成される多糸線構造を有する。一実施形態では、たとえば、外側導体ワイヤ４４は、共に径方向に巻き付けられた２つのワイヤ糸線から形成される二重糸線構造を有する。] 図３
    [0025] 外側導体ワイヤ４４を内側導体ワイヤ４２から径方向に離間して配置し、外側導体ワイヤ４４を内側導体ワイヤ４２から電気的に絶縁してもよい。いくつかの実施形態では、たとえば、外側導体ワイヤ４４は、リード１４が多極リードとして機能することができるように、内側導体ワイヤ４２から電気的に絶縁される。特定の実施形態では、内側導体ワイヤ４２と外側導体ワイヤ４４の間に置かれた第２絶縁層５２がさらに用いられて、導体ワイヤ４２、４４を互いから電気的に絶縁する。いくつかの実施形態では、たとえば、第２絶縁層５２は、シリコン、ポリウレタン、又は他の好適なポリマー材料で作製されたシースを含んでいてもよい。]
    [0026] 図４は、リード１４の、図３の４−４線における断面図である。さらに図４に示すように、また、いくつかの実施形態では、外側導体ワイヤ４４は、ワイヤ４４の有効ピッチを減少させるために直径の小さなワイヤで形成され、それによりワイヤ４４のインダクタンスを増大させる。いくつかの実施形態では、たとえば、外側導体ワイヤ４４のワイヤ径Ｄ１は、約０．０２５４〜０．１５２４ｍｍ（０．００１〜０．００６インチ）の範囲、より具体的には約０．０７６２〜０．１０１６ｍｍ（０．００３〜０．００４インチ）の範囲にある。ただし、外側導体ワイヤ４４のワイヤ径Ｄ１は、用いられるリードのタイプ、リードの構成、ならびに他の要因に応じて、これより大きくても小さくてもよい。外側導体ワイヤ４４の直径Ｄ１が比較的小さいため、これより大きなワイヤ径を有する従来のリードに比べて、リード１４の長さに沿って存在するコイルの巻き数が多く、このため導体ワイヤ４４のインピーダンスが増大する。インピーダンスがこのように増大することは、リード電極（複数可）３０において又はその近傍において周囲の体組織に消散されるエネルギーを減らすことを支援する。] 図３ 図４
    [0027] 外側導体ワイヤ４４の全径Ｄ２も、ワイヤ４４のインダクタンスをさらに増大させるために増加させることができる。いくつかの実施形態では、たとえば、外側導体ワイヤ４４の全径Ｄ２は、約１．２９５４〜１．７２７２ｍｍ（０．０５１〜０．０６８インチ）の範囲、より具体的には約１．３４６２〜１．６７６４ｍｍ（０．０５３〜０．０６６インチ）の範囲にある。ただし、外側導体ワイヤ４４の全径は、用いられるリードのタイプ、リードの構成、ならびに他の要因に応じて、これより大きくても小さくてもよい。いくつかの実施形態では、リード１４の全径は、約３〜７Ｆｒ、より具体的には約５〜６Ｆｒの範囲にある。]
    [0028] いくつかの実施形態では、外側導体ワイヤ４４は、低抵抗性の金属又はＭＰ３５Ｎなどの金属合金からなる外側管状層に銀などの導電性材料からなる内側コアを充填した延伸充填管（ｄｒａｗｎ−ｆｉｌｌｅｄ ｔｕｂｅ）で形成される。この管は、充填及び延伸された後、当技術分野で知られている従来技術を使用して、らせん形状に巻かれてリード１４に取り付けられる。一実施形態では、外側導体ワイヤ４４は、断面積当たり約２８％の銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎワイヤからなる。上述したように、使用に際して、ワイヤ４４に付与される抵抗の増加については、外側導体ワイヤ４４の一部を形成する外側管状金属又は金属合金の抵抗が比較的低いことを利用して、より小さい直径のワイヤを使用することで補うことができる。いくつかの実施形態では、外側導体ワイヤ４４を形成する１つ又は複数の材料は、ワイヤ４４により高い可撓性を付与するように選択されてもよい。]
    [0029] 外側導体ワイヤ４４は、ＭＲＩ処置中に受けるＲＦ電磁エネルギーを消散することを支援するように外側導体ワイヤ４４により大きな抵抗を付与するために、内側導体ワイヤ４２とは異なる１つ又は複数の材料で形成することができる。一実施形態では、たとえば、外側導体ワイヤ４４を形成するワイヤ糸線は、約２８％の銀含有率（断面積当たり）を有する銀充填ＭＰ３５Ｎ材料を含むことができるのに対し、内側導体ワイヤ４２を形成するワイヤ糸線は、２８％より低い銀含有率（断面積当たり）を有することができる。]
    [0030] さらに図４に示すように、また、いくつかの実施形態では、内側導体ワイヤ４２は、約０．０２５４〜０．１０１６ｍｍ（０．００１〜０．００４インチ）、より具体的には約０．０５０８ｍｍ（０．００２インチ）のワイヤ径Ｄ３を有する。特定の実施形態では、内側導体ワイヤ４２の外径Ｄ４は、約０．５０８〜０．７１１２ｍｍ（０．０２０〜０．０２８インチ）、より具体的には約０．５５８８〜０．５８４２ｍｍ（０．０２２〜０．０２３インチ）である。なお、ワイヤ径Ｄ３及び外径Ｄ４を含む内側導体ワイヤ４２の寸法は、変更することができる。] 図４
    [0031] リード１４のインダクタンス、特に外側導体ワイヤ４４のインダクタンスを増大させることによって、リード１４は、磁気共鳴映像法の処置中に受けるＲＦ電磁エネルギーを消散するように構成される。電磁エネルギーがこのように消散すると、電極（複数可）３０の位置における体組織の加熱が減少することとなる。リード１４のインダクタンスが増大すると、リード１４を介して送出される治療用電流に対する電磁エネルギーの影響も減少し、場合によっては、リード１４がＭＲＩ処置中に治療の提供を継続することが可能になる。いくつかの実施形態では、たとえば、リード１４のインダクタンスが増大すると、リード１４は、ＭＲＩ周波数では弱いアンテナとして作用しながら、機器の通常周波数（たとえば、０．５Ｈｚ〜５００Ｈｚ）で機能することができる。]
    [0032] 例示的なリード１４は、患者の心臓１６にペーシングを提供する際に使用される心臓リードに関して説明されているが、リード１４の構造は、電磁場の存在下で動作する他の医療機器にも適用することができる。たとえば、内側及び外側導体ワイヤ４２、４４を含めて、リード１４の構造は、ＭＲＩ撮像を利用する神経学的な適用例で使用するように適合された神経リードで使用することができる。]
    [0033] 本発明の範囲から逸脱することなく、説明された例示的な実施形態に種々の改変及び付加をなすことができる。たとえば、上述した実施形態は特定の特徴について言及しているが、本発明の範囲は、特徴のさまざまな組み合わせを有する実施形態、及び説明された特徴のすべてを含むわけではない実施形態も含む。したがって、本発明の範囲は、特許請求の範囲とそのすべての均等物に含まれるかかるすべての代替形態、改変形態、及び変形形態を包含するものである。]
    权利要求:

    請求項1
    パルス発生器と、前記パルス発生器に電気的に接続されるリードであって、該リードの長さの全部又は一部に沿ってらせん状に配置されており、共に径方向に巻き付けられた６本以上のワイヤ糸線を含む中空の多糸線構成を有する内側電極導体ワイヤを含むリードと、前記リードの長さの全部又は一部に沿って前記内側電極導体ワイヤのまわりにらせん状に配置され、かつ該内側電極導体ワイヤから離間して配置される外側電極導体ワイヤであって、単一又は二重の糸線構成を有する外側電極導体ワイヤと、前記内側電極導体ワイヤのまわりに径方向に配置された少なくとも１つの絶縁層とを備え、前記外側電極導体ワイヤが、磁気共鳴映像法の処置中に前記リードが受けた電磁エネルギーを消散するように構成される、医療機器。
    請求項2
    前記内側電極導体ワイヤが、共に径方向に巻き付けられた１２本のワイヤ糸線を含む、請求項１に記載の医療機器。
    請求項3
    前記内側電極導体ワイヤの各ワイヤ糸線が、約０．０２５４〜０．１０１６ｍｍ（０．００１〜０．００４インチ）のワイヤ径を有する、請求項１に記載の医療機器。
    請求項4
    前記内側電極導体ワイヤが、約０．５０８〜０．７１１２ｍｍ（０．０２０〜０．０２８インチ）の外径を有する、請求項１に記載の医療機器。
    請求項5
    前記内側電極導体ワイヤの各ワイヤ糸線が、断面積当たり約２８％未満の銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎ材料を含む、請求項１に記載の医療機器。
    請求項6
    前記外側電極導体ワイヤの各ワイヤ糸線が、断面積当たり約２８％の銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎ材料を含む、請求項５に記載の医療機器。
    請求項7
    前記外側電極導体ワイヤが単一の糸線ワイヤからなる、請求項１に記載の医療機器。
    請求項8
    前記外側電極導体ワイヤが二重の糸線ワイヤからなる、請求項１に記載の医療機器。
    請求項9
    前記外側電極導体ワイヤが、約０．０２５４〜０．１５２４ｍｍ（０．００１〜０．００６インチ）のワイヤ径を有する、請求項１に記載の医療機器。
    請求項10
    前記外側電極導体ワイヤが、約１．２９５４〜１．７２７２ｍｍ（０．０５１〜０．０６８インチ）の外径を有する、請求項１に記載の医療機器。
    請求項11
    前記少なくとも１つの絶縁層が、前記外側電極導体ワイヤのまわりに配置された第１絶縁層と、前記外側電極導体ワイヤと前記内側電極導体ワイヤの間に配置された第２絶縁層とを備える、請求項１に記載の医療機器。
    請求項12
    植込み型医療用リードであって、前記リードの長さの全部又は一部に沿ってらせん状に配置されており、共に径方向に巻き付けられそれぞれが銀充填ＭＰ３５Ｎ材料から形成された６本以上のワイヤ糸線を含む中空の多糸線構成を有する内側電極導体ワイヤと、前記リードの長さの全部又は一部に沿って前記内側電極導体ワイヤのまわりにらせん状に配置され、かつ該内側電極導体ワイヤから離間して配置される外側電極導体ワイヤであって、単一又は二重の糸線構成を有し、外側電極導体ワイヤのワイヤ糸線のそれぞれが、前記内側電極導体ワイヤとは異なる銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎ材料から形成される、外側電極導体ワイヤと、前記内側電極導体ワイヤのまわりに径方向に配置された少なくとも１つの絶縁層とを備え、前記外側電極導体ワイヤが、磁気共鳴映像法の処置中に前記リードが受けた電磁エネルギーを消散するように構成される、医療用リード。
    請求項13
    前記内側電極導体ワイヤが、共に径方向に巻き付けられた１２本のワイヤ糸線を含む、請求項１２に記載の医療用リード。
    請求項14
    前記内側電極導体ワイヤの各ワイヤ糸線が、約０．０２５４〜０．１０１６ｍｍ（０．００１〜０．００４インチ）のワイヤ径を有する、請求項１２に記載の医療用リード。
    請求項15
    前記内側電極導体ワイヤが、約０．５０８〜０．７１１２ｍｍ（０．０２０〜０．０２８インチ）の外径を有する、請求項１２に記載の医療用リード。
    請求項16
    前記内側電極導体ワイヤの各ワイヤ糸線が、断面積当たり約２８％未満の銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎ材料を含む、請求項１２に記載の医療用リード。
    請求項17
    前記外側電極導体ワイヤの各ワイヤ糸線が、断面積当たり約２８％の銀含有率を有する銀充填ＭＰ３５Ｎ材料を含む、請求項１６に記載の医療用リード。
    請求項18
    前記外側電極導体ワイヤが、約０．０２５４〜０．１５２４ｍｍ（０．００１〜０．００６インチ）のワイヤ径を有する、請求項１２に記載の医療用リード。
    請求項19
    前記外側電極導体ワイヤが、約１．２９５４〜１．７２７２ｍｍ（０．０５１〜０．０６８インチ）の全径を有する、請求項１２に記載の医療用リード。
    請求項20
    植込み型医療用リードであって、前記リードの長さの全部又は一部に沿ってらせん状に配置されており、共に径方向に巻き付けられた６本以上のワイヤ糸線を含む中空の多糸線構成を有する内側電極導体ワイヤと、前記リードの長さの全部又は一部に沿って前記内側電極導体ワイヤのまわりにらせん状に配置され、かつ該内側電極導体ワイヤから離間して配置される外側電極導体ワイヤであって、単一又は二重の糸線構成を有し、外側電極導体ワイヤのワイヤ糸線のそれぞれが、約０．０２５４〜０．１５２４ｍｍ（０．００１〜０．００６インチ）のワイヤ径を有する、外側電極導体ワイヤと、前記内側電極導体ワイヤのまわりに径方向に配置された少なくとも１つの絶縁層とを備え、前記外側電極導体ワイヤが、磁気共鳴映像法の処置中に前記リードが受けた電磁エネルギーを消散するように構成される、医療用リード。
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