JP3341309B2 - Ｍｒｉ用内視鏡プローブ - Google Patents
Ｍｒｉ用内視鏡プローブInfo
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、被検体中の水素や燐等
からの核磁気共鳴信号を測定し、核の密度分布や緩和時
間分布等を映像化する核磁気共鳴撮影装置(以下、ＭＲ
Ｉ装置と呼ぶ）、及びそれに用いるＭＲＩ用プローブの
うち、特に、生体内に挿入若しくは侵入可能なＭＲＩ装
置及びＭＲＩ用内視鏡プローブに関する。
からの核磁気共鳴信号を測定し、核の密度分布や緩和時
間分布等を映像化する核磁気共鳴撮影装置(以下、ＭＲ
Ｉ装置と呼ぶ）、及びそれに用いるＭＲＩ用プローブの
うち、特に、生体内に挿入若しくは侵入可能なＭＲＩ装
置及びＭＲＩ用内視鏡プローブに関する。
【０００２】
【従来の技術】核磁気共鳴撮影装置では、静磁場と直交
する方向に高周波磁場を送受信して核磁気共鳴信号を得
る。従来、被検体（例えば、人）の関心部位を取り巻く
各種の頭部用コイルや腹部用コイル，心臓等の動きの影
響を受けにくい表面コイル（ループアンテナ）等を用い
被検体の検査，撮像が行われてきた。しかし、さらに高
感度，高空間分解能で画像化することが重要なテーマと
なっている。
する方向に高周波磁場を送受信して核磁気共鳴信号を得
る。従来、被検体（例えば、人）の関心部位を取り巻く
各種の頭部用コイルや腹部用コイル，心臓等の動きの影
響を受けにくい表面コイル（ループアンテナ）等を用い
被検体の検査，撮像が行われてきた。しかし、さらに高
感度，高空間分解能で画像化することが重要なテーマと
なっている。
【０００３】高感度，高空間分解能化を実現する方法と
して体内挿入用小型プローブを用いたＭＲＩ内視鏡があ
る。一般に、ＭＲＩ内視鏡では生体の胃や食道，腸，血
管などを撮影する。従来例として、小型のループアンテ
ナを用いた直腸用ＭＲＩ内視鏡（特開平２−277440 号
公報）がある。
して体内挿入用小型プローブを用いたＭＲＩ内視鏡があ
る。一般に、ＭＲＩ内視鏡では生体の胃や食道，腸，血
管などを撮影する。従来例として、小型のループアンテ
ナを用いた直腸用ＭＲＩ内視鏡（特開平２−277440 号
公報）がある。
【０００４】図１のように内視鏡プローブとしてループ
アンテナを用いる場合、ループアンテナはループ１１の
面と垂直方向の高周波磁場を受信する。即ち、プローブ
はループ１１の面の上下の生体部分１３で感度を有す
る。なおＭＲＩでは、静磁場方向と直交した面内の高周
波磁場を受信するので、ループ１１の面の法線が、静磁
場方向１２と直交するようにループアンテナを配置す
る。
アンテナを用いる場合、ループアンテナはループ１１の
面と垂直方向の高周波磁場を受信する。即ち、プローブ
はループ１１の面の上下の生体部分１３で感度を有す
る。なおＭＲＩでは、静磁場方向と直交した面内の高周
波磁場を受信するので、ループ１１の面の法線が、静磁
場方向１２と直交するようにループアンテナを配置す
る。
【０００５】一方、通信の分野における高周波電磁場の
送受信には、ループアンテナ以外にダイポールアンテナ
が広く用いられている（電子通信学会編：「アンテナ工
学ハンドブック」，オーム社）。またダイポールアンテ
ナの片方のモノポール部分を、バラン構造を有するスリ
ーブとしたスリーブ・アンテナは、その指向性が全方向
性であることを利用して、移動無線用などに用いられて
いる。
送受信には、ループアンテナ以外にダイポールアンテナ
が広く用いられている（電子通信学会編：「アンテナ工
学ハンドブック」，オーム社）。またダイポールアンテ
ナの片方のモノポール部分を、バラン構造を有するスリ
ーブとしたスリーブ・アンテナは、その指向性が全方向
性であることを利用して、移動無線用などに用いられて
いる。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】これまで、ＭＲＩ用内
視鏡プローブとしてループアンテナが用いられてきた
が、ループアンテナは導体でループを構成するため小型
化が難しく、血管などへの挿入は困難であった。また、
ループアンテナの小型化のためループ面積を小さくする
と、視野（感度を有する部分）が狭くなるという問題が
あった。また、ダイポールアンテナやスリーブ・アンテ
ナも、通信用に用いられているのみで、直ちにＭＲＩ用
プローブに利用できる状況ではなかった。
視鏡プローブとしてループアンテナが用いられてきた
が、ループアンテナは導体でループを構成するため小型
化が難しく、血管などへの挿入は困難であった。また、
ループアンテナの小型化のためループ面積を小さくする
と、視野（感度を有する部分）が狭くなるという問題が
あった。また、ダイポールアンテナやスリーブ・アンテ
ナも、通信用に用いられているのみで、直ちにＭＲＩ用
プローブに利用できる状況ではなかった。
【０００７】本発明の目的は、このような問題を解消す
るため、血管など非常に細い場所への挿入が可能で、か
つ挿入部位で広範囲に撮像可能な小型のＭＲＩ用プロー
ブとそれを用いたＭＲＩ装置を提供することにある。
るため、血管など非常に細い場所への挿入が可能で、か
つ挿入部位で広範囲に撮像可能な小型のＭＲＩ用プロー
ブとそれを用いたＭＲＩ装置を提供することにある。
【０００８】
【課題を解決するための手段】上記目的を達成するた
め、本発明は、静磁場発生部と高周波磁場送受信用プロ
ーブとを含むＭＲＩ装置において、静磁場内に置かれた
被検体からの核磁気共鳴信号を計測するプローブとし
て、被検体内部に挿入可能な、一点または複数の点から
給電されたダイポールアンテナを用いる。ダイポールア
ンテナが静磁場の方向とほぼ平行に配置され、ダイポー
ルアンテナのモノポール部分の長さを変え周波数帯域を
選択する。モノポール部分を、メッシュ状金属，導電性
プラスチック、またはベローのように変形可能な導体で
構成する。さらに、ダイポールアンテナの片方のモノポ
ール部分を、バラン構造を有するスリーブとしたスリー
ブ・アンテナを用いる。
め、本発明は、静磁場発生部と高周波磁場送受信用プロ
ーブとを含むＭＲＩ装置において、静磁場内に置かれた
被検体からの核磁気共鳴信号を計測するプローブとし
て、被検体内部に挿入可能な、一点または複数の点から
給電されたダイポールアンテナを用いる。ダイポールア
ンテナが静磁場の方向とほぼ平行に配置され、ダイポー
ルアンテナのモノポール部分の長さを変え周波数帯域を
選択する。モノポール部分を、メッシュ状金属，導電性
プラスチック、またはベローのように変形可能な導体で
構成する。さらに、ダイポールアンテナの片方のモノポ
ール部分を、バラン構造を有するスリーブとしたスリー
ブ・アンテナを用いる。
【０００９】
【作用】ＭＲＩ用内視鏡プローブとしてダイポールアン
テナまたはダイポールアンテナと等価なスリーブ・アン
テナを用いることにより、小型化が可能となり、血管な
ど、径の小さい管内に挿入可能なプローブが実現でき、
微小領域の撮影が可能となる。あるいはダイポールアン
テナのモノポール部分の長さを調節する手段を設けるこ
とにより、周波数帯域を選ぶことができる。あるいはモ
ノポール部分を変形の容易な導体を用いて形成するの
で、折り曲げ可能となり、ＭＲＩ用内視鏡プローブの直
径を１mm以下で作成することにより、カテーテルのよう
にして、血管など生体内の微小部分に挿入することがで
きる。
テナまたはダイポールアンテナと等価なスリーブ・アン
テナを用いることにより、小型化が可能となり、血管な
ど、径の小さい管内に挿入可能なプローブが実現でき、
微小領域の撮影が可能となる。あるいはダイポールアン
テナのモノポール部分の長さを調節する手段を設けるこ
とにより、周波数帯域を選ぶことができる。あるいはモ
ノポール部分を変形の容易な導体を用いて形成するの
で、折り曲げ可能となり、ＭＲＩ用内視鏡プローブの直
径を１mm以下で作成することにより、カテーテルのよう
にして、血管など生体内の微小部分に挿入することがで
きる。
【００１０】また、図２のように、ダイポールアンテナ
１５はその円周方向１６に高周波磁場を作る。従って、
図３のように静磁場方向１２とほぼ平行に挿入したダイ
ポールアンテナ１５に近接する生体部分１４で感度を有
し、血管など生体内の微小部分の撮像をダイポールアン
テナ１５を挿入した広範囲な領域で行なうことが可能と
なる。
１５はその円周方向１６に高周波磁場を作る。従って、
図３のように静磁場方向１２とほぼ平行に挿入したダイ
ポールアンテナ１５に近接する生体部分１４で感度を有
し、血管など生体内の微小部分の撮像をダイポールアン
テナ１５を挿入した広範囲な領域で行なうことが可能と
なる。
【００１１】
【実施例】図４は本発明による第１の実施例であるダイ
ポールアンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示
す。ダイポールアンテナとは、図４に示すように棒状導
体であるモノポール１を２個並べ、その間の部分に給電
するアンテナである。このモノポール１の直径を１mm以
下とし、水分の侵入を防ぐための絶縁皮膜８を装着する
ことにより、ＭＲＩ用内視鏡プローブをカテーテルのよ
うにして、例えば血管など生体内の微小部分７に挿入す
る。このとき、モノポール１の部分を、同軸給電線３の
外部導体３ｂと同様にメッシュ状金属や導電性プラスチ
ック，ベローなどの変形の容易な導体を用いて形成し、
折り曲げることを可能とすることにより、生体７への挿
入が容易になる。
ポールアンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示
す。ダイポールアンテナとは、図４に示すように棒状導
体であるモノポール１を２個並べ、その間の部分に給電
するアンテナである。このモノポール１の直径を１mm以
下とし、水分の侵入を防ぐための絶縁皮膜８を装着する
ことにより、ＭＲＩ用内視鏡プローブをカテーテルのよ
うにして、例えば血管など生体内の微小部分７に挿入す
る。このとき、モノポール１の部分を、同軸給電線３の
外部導体３ｂと同様にメッシュ状金属や導電性プラスチ
ック，ベローなどの変形の容易な導体を用いて形成し、
折り曲げることを可能とすることにより、生体７への挿
入が容易になる。
【００１２】一般に、ＭＲＩではプローブの共振周波数
をＮＭＲ共鳴周波数に合わせて使用する。ＮＭＲ共鳴周
波数は核種と静磁場強度によって決まり、代表的な核種
である水素の静磁場強度１.５ テスラでのＮＭＲ共鳴周
波数は約６３ＭＨｚ，静磁場強度４.７ テスラでのＮＭ
Ｒ共鳴周波数は約２００ＭＨｚである。静磁場強度１.
５ テスラのＭＲＩ装置で、半波長ダイポールアンテナ
を用いて、水素を対象に撮影を行うとき、ダイポールア
ンテナの全長は約２.４ｍ(アンテナの材料として一例と
して銅を仮定した）となる。また、静磁場強度４.７ テ
スラでは半波長ダイポールアンテナの全長は約０.７５
ｍ となる。
をＮＭＲ共鳴周波数に合わせて使用する。ＮＭＲ共鳴周
波数は核種と静磁場強度によって決まり、代表的な核種
である水素の静磁場強度１.５ テスラでのＮＭＲ共鳴周
波数は約６３ＭＨｚ，静磁場強度４.７ テスラでのＮＭ
Ｒ共鳴周波数は約２００ＭＨｚである。静磁場強度１.
５ テスラのＭＲＩ装置で、半波長ダイポールアンテナ
を用いて、水素を対象に撮影を行うとき、ダイポールア
ンテナの全長は約２.４ｍ(アンテナの材料として一例と
して銅を仮定した）となる。また、静磁場強度４.７ テ
スラでは半波長ダイポールアンテナの全長は約０.７５
ｍ となる。
【００１３】必要に応じて図４のようにモノポール１を
数個に分割して、それぞれをスライド可能にすること
で、モノポールの長さを調節することにより、周波数帯
域を撮影する核に固有の共鳴周波数に合わせることがで
きる。また、従来技術と同様に給電部のコンデンサ２を
可変にすることにより周波数の微調整を行うことができ
る。なお、モノポール１の部分を折り返す、あるいは螺
旋状に巻くことにより、よりアンテナ長を短縮させるこ
とができる。
数個に分割して、それぞれをスライド可能にすること
で、モノポールの長さを調節することにより、周波数帯
域を撮影する核に固有の共鳴周波数に合わせることがで
きる。また、従来技術と同様に給電部のコンデンサ２を
可変にすることにより周波数の微調整を行うことができ
る。なお、モノポール１の部分を折り返す、あるいは螺
旋状に巻くことにより、よりアンテナ長を短縮させるこ
とができる。
【００１４】また、一般にＭＲＩ装置では静磁場と直交
する方向に高周波磁場を送受信して核磁気共鳴信号を得
る。図２のように、ダイポールアンテナ１５はその円周
方向１６に高周波磁場を作るので、図３のように静磁場
方向１２と平行にダイポールアンテナ１５を挿入する
と、挿入されている近接する生体部分１４で感度を有す
る。ＭＲＩ分野で公知の技術を用いて位置情報を得るこ
とにより、図５に示すように、ダイポールアンテナ１５
が挿入されている広範囲にわたり、血管内壁２１の微細
構造や、心臓の弁２２など生体内の微小部分を撮像でき
る。
する方向に高周波磁場を送受信して核磁気共鳴信号を得
る。図２のように、ダイポールアンテナ１５はその円周
方向１６に高周波磁場を作るので、図３のように静磁場
方向１２と平行にダイポールアンテナ１５を挿入する
と、挿入されている近接する生体部分１４で感度を有す
る。ＭＲＩ分野で公知の技術を用いて位置情報を得るこ
とにより、図５に示すように、ダイポールアンテナ１５
が挿入されている広範囲にわたり、血管内壁２１の微細
構造や、心臓の弁２２など生体内の微小部分を撮像でき
る。
【００１５】図６は、本発明による第２の実施例であ
り、スリーブ・アンテナを利用したＭＲＩ用内視鏡プロ
ーブを示す。一般にスリーブ・アンテナはスリーブ４の
長さを１／４波長にすると、等価的に図７に示すような
ダイポールアンテナ５に置き換えることができる。従っ
て、スリーブ４の長さを調節する手段を設けることによ
り、周波数帯域を選ぶことができる。このＭＲＩ用内視
鏡プローブのスリーブ４の部分を、同軸給電線３の外部
導体３ｂと同様にメッシュ状金属や導電性プラスチッ
ク，ベローなどの変形の容易な導体を用いて形成し、折
り曲げることを可能とし、直径を１mm以下で作成するこ
とにより、カテーテルのようにして、血管など生体内の
微小部分に挿入し、ＭＲＩ分野で公知の技術を用いて生
体を撮像できる。
り、スリーブ・アンテナを利用したＭＲＩ用内視鏡プロ
ーブを示す。一般にスリーブ・アンテナはスリーブ４の
長さを１／４波長にすると、等価的に図７に示すような
ダイポールアンテナ５に置き換えることができる。従っ
て、スリーブ４の長さを調節する手段を設けることによ
り、周波数帯域を選ぶことができる。このＭＲＩ用内視
鏡プローブのスリーブ４の部分を、同軸給電線３の外部
導体３ｂと同様にメッシュ状金属や導電性プラスチッ
ク，ベローなどの変形の容易な導体を用いて形成し、折
り曲げることを可能とし、直径を１mm以下で作成するこ
とにより、カテーテルのようにして、血管など生体内の
微小部分に挿入し、ＭＲＩ分野で公知の技術を用いて生
体を撮像できる。
【００１６】静磁場強度４.７ テスラでは、図８のＭＲ
Ｉ用内視鏡プローブのモノポール１の長さとスリーブ４
の長さをそれぞれ０.３７５ｍ にすることにより、大腿
静脈からＭＲＩ用内視鏡プローブを挿入し、挿入された
広範囲の領域にわたり、血管内壁２１の微細構造や、心
臓の弁２２など生体内の微小部分を撮像できる。
Ｉ用内視鏡プローブのモノポール１の長さとスリーブ４
の長さをそれぞれ０.３７５ｍ にすることにより、大腿
静脈からＭＲＩ用内視鏡プローブを挿入し、挿入された
広範囲の領域にわたり、血管内壁２１の微細構造や、心
臓の弁２２など生体内の微小部分を撮像できる。
【００１７】なお、本発明はここに示した例に限らず、
図９のように複数の点から給電されたダイポールアンテ
ナにも適用可能であり、同様に生体内の微小部分に挿入
することができる。
図９のように複数の点から給電されたダイポールアンテ
ナにも適用可能であり、同様に生体内の微小部分に挿入
することができる。
【００１８】
【発明の効果】本発明によればＭＲＩ用内視鏡プローブ
としてダイポールアンテナを用いることにより、小型か
つ単純な構成で、血管などの微小な場所へ内視鏡を挿入
し、挿入された広範囲の領域で生体を撮像できるＭＲＩ
装置を実現することができる。
としてダイポールアンテナを用いることにより、小型か
つ単純な構成で、血管などの微小な場所へ内視鏡を挿入
し、挿入された広範囲の領域で生体を撮像できるＭＲＩ
装置を実現することができる。
【図１】ループアンテナを用いる内視鏡プローブの従来
例の説明図。
例の説明図。
【図２】ダイポールアンテナが作る高周波磁場の方向を
示す説明図。
示す説明図。
【図３】ダイポールアンテナの軸方向と静磁場方向との
関係、及びダイポールアンテナが感度を有する生体部分
を示す説明図。
関係、及びダイポールアンテナが感度を有する生体部分
を示す説明図。
【図４】本発明による第１の実施例であるダイポールア
ンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示す説明図。
ンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示す説明図。
【図５】本発明による第１の実施例のＭＲＩ用内視鏡プ
ローブを用いて撮像できる血管内壁と心臓の弁など生体
部分を示す説明図。
ローブを用いて撮像できる血管内壁と心臓の弁など生体
部分を示す説明図。
【図６】本発明による第２の実施例であるスリーブ・ア
ンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示す断面図。
ンテナを用いるＭＲＩ用内視鏡プローブを示す断面図。
【図７】スリーブ・アンテナの斜視図。
【図８】本発明による第２の実施例のＭＲＩ用内視鏡プ
ローブを用いて撮像できる血管内壁と心臓の弁など生体
部分を示す説明図。
ローブを用いて撮像できる血管内壁と心臓の弁など生体
部分を示す説明図。
【図９】複数の点から給電されるダイポールアンテナを
示す説明図。
示す説明図。
１…モノポール、２…コンデンサ、３…同軸給電線、３
ａ…同軸給電線の内部導体、３ｂ…同軸給電線の外部導
体。
ａ…同軸給電線の内部導体、３ｂ…同軸給電線の外部導
体。
フロントページの続き (72)発明者 村上 芳樹 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社 日立製作所 中央研究所内 (72)発明者 松永 良国 東京都国分寺市東恋ケ窪１丁目280番地 株式会社 日立製作所 中央研究所内 (56)参考文献 実開 昭58−59210（ＪＰ，Ｕ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61B 5/055 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (2)
- 【請求項１】ダイポールアンテナのモノポール部分の長
さを変えることにより，周波数帯域を選択することを特
徴とするＭＲＩ用内視鏡プローブ。 - 【請求項２】請求項１に於いて，前記ダイポールアンテ
ナの片方のモノポール部分を，バラン構造を有するスリ
ーブとしたスリーブ・アンテナを用いたことを特徴とす
るＭＲＩ用内視鏡プローブ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22972292A JP3341309B2 (ja) | 1992-08-28 | 1992-08-28 | Ｍｒｉ用内視鏡プローブ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP22972292A JP3341309B2 (ja) | 1992-08-28 | 1992-08-28 | Ｍｒｉ用内視鏡プローブ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0670902A JPH0670902A (ja) | 1994-03-15 |
| JP3341309B2 true JP3341309B2 (ja) | 2002-11-05 |
Family
ID=16896678
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP22972292A Expired - Fee Related JP3341309B2 (ja) | 1992-08-28 | 1992-08-28 | Ｍｒｉ用内視鏡プローブ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3341309B2 (ja) |
Families Citing this family (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5928145A (en) * | 1996-04-25 | 1999-07-27 | The Johns Hopkins University | Method of magnetic resonance imaging and spectroscopic analysis and associated apparatus employing a loopless antenna |
| US6549800B1 (en) * | 1996-04-25 | 2003-04-15 | Johns Hopkins Unversity School Of Medicine | Methods for in vivo magnetic resonance imaging |
| US6263229B1 (en) | 1998-11-13 | 2001-07-17 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Miniature magnetic resonance catheter coils and related methods |
| US6675033B1 (en) * | 1999-04-15 | 2004-01-06 | Johns Hopkins University School Of Medicine | Magnetic resonance imaging guidewire probe |
| US6453189B1 (en) * | 1999-11-16 | 2002-09-17 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Probe for magnetic resonance imaging |
| US20070088416A1 (en) | 2001-04-13 | 2007-04-19 | Surgi-Vision, Inc. | Mri compatible medical leads |
| JP3996438B2 (ja) * | 2002-05-16 | 2007-10-24 | 株式会社日立メディコ | カテーテルｒｆアンテナ |
| CA2487140C (en) | 2002-05-29 | 2011-09-20 | Surgi-Vision, Inc. | Magnetic resonance probes |
| US20040024308A1 (en) * | 2002-08-02 | 2004-02-05 | Wickline Samuel A. | Method and apparatus for intracorporeal medical imaging using self-tuned coils |
| US7096057B2 (en) | 2002-08-02 | 2006-08-22 | Barnes Jewish Hospital | Method and apparatus for intracorporeal medical imaging using a self-tuned coil |
| AU2003274635A1 (en) * | 2002-10-15 | 2004-05-04 | Given Imaging Ltd. | Device, system and method for transfer of signals to a moving device |
| US10080889B2 (en) | 2009-03-19 | 2018-09-25 | Greatbatch Ltd. | Low inductance and low resistance hermetically sealed filtered feedthrough for an AIMD |
| US9931514B2 (en) | 2013-06-30 | 2018-04-03 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
| US11198014B2 (en) | 2011-03-01 | 2021-12-14 | Greatbatch Ltd. | Hermetically sealed filtered feedthrough assembly having a capacitor with an oxide resistant electrical connection to an active implantable medical device housing |
| US10596369B2 (en) | 2011-03-01 | 2020-03-24 | Greatbatch Ltd. | Low equivalent series resistance RF filter for an active implantable medical device |
| US10350421B2 (en) | 2013-06-30 | 2019-07-16 | Greatbatch Ltd. | Metallurgically bonded gold pocket pad for grounding an EMI filter to a hermetic terminal for an active implantable medical device |
| US10272252B2 (en) | 2016-11-08 | 2019-04-30 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an AIMD having a composite brazed conductive lead |
| USRE46699E1 (en) | 2013-01-16 | 2018-02-06 | Greatbatch Ltd. | Low impedance oxide resistant grounded capacitor for an AIMD |
| US10249415B2 (en) | 2017-01-06 | 2019-04-02 | Greatbatch Ltd. | Process for manufacturing a leadless feedthrough for an active implantable medical device |
| US10912945B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-09 | Greatbatch Ltd. | Hermetic terminal for an active implantable medical device having a feedthrough capacitor partially overhanging a ferrule for high effective capacitance area |
| US10905888B2 (en) | 2018-03-22 | 2021-02-02 | Greatbatch Ltd. | Electrical connection for an AIMD EMI filter utilizing an anisotropic conductive layer |
-
1992
- 1992-08-28 JP JP22972292A patent/JP3341309B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0670902A (ja) | 1994-03-15 |
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|---|---|---|
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