具有頻率選擇面以防止mri過程中電磁干擾的神經(jīng)刺激裝置制造方法
【專利摘要】一種可植入醫(yī)療裝置，包括天線，其配置為從外部裝置無線接收第一頻率能量；電子電路，其配置為響應(yīng)所接收能量的接收而執(zhí)行功能；及包括所述電子電路和所述天線的生物相容殼體。所述殼體容納基板結(jié)構(gòu)和設(shè)于所述基板結(jié)構(gòu)上的元件的二維陣列。所述元件的陣列和所述基板結(jié)構(gòu)設(shè)置為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠?qū)θ肷湓谒鰵んw上的第二頻率能量的至少一部分進(jìn)行反射同時(shí)將入射在所述殼體上的第一頻率能量的至少一部分傳輸至所述天線。
【專利說明】具有頻率選擇面以防止MRI過程中電磁干擾的神經(jīng)刺激裝

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及組織刺激系統(tǒng)，尤其涉及MRI兼容的神經(jīng)刺激器。

【背景技術(shù)】
[0002]已經(jīng)證明可植入神經(jīng)刺激系統(tǒng)可治療多種疾病和失調(diào)癥。起搏器和可植入心臟除顫器(ICDs)也證明對于多種心臟疾病(例如，心律不齊)的治療特別有效。慢性疼痛綜合征長期以脊髓刺激(SCS)系統(tǒng)作為治療方法，并且組織刺激的應(yīng)用也已經(jīng)開始擴(kuò)展至狹心癥和大小便失禁之類的其他應(yīng)用。十多年來，深度腦刺激(BDS)業(yè)已用于治療頑固慢性疼痛綜合征，并且DBS最近又用于治療運(yùn)動(dòng)失調(diào)癥和癲癇之類的其他領(lǐng)域。此外，近期的調(diào)查表明，外周神經(jīng)刺激(PNS)系統(tǒng)顯現(xiàn)出可有效治療慢性疼痛綜合癥以及大小便失禁，并且正在對大量的其他應(yīng)用進(jìn)行調(diào)查。再者，由NeuroControl (Cleveland, Oh1)公司提供的Freehand系統(tǒng)之類的功能性電刺激(FES)系統(tǒng)業(yè)已應(yīng)用于恢復(fù)脊髓損傷患者的癱瘓肢體的一些功能。
[0003]此類可植入神經(jīng)刺激系統(tǒng)一般包括至少一根刺激導(dǎo)線和可植入脈沖生成器(IPG)，所述刺激導(dǎo)線植入所需刺激位置，而所述可植入脈沖生成器的植入位置遠(yuǎn)離所述刺激位置但通過一或多個(gè)導(dǎo)線延伸件直接或非直接地連接至所述刺激導(dǎo)線。由此，可將電脈沖從神經(jīng)刺激器傳輸至由刺激導(dǎo)線承載的電極，以根據(jù)一組刺激參數(shù)刺激或激活組織體并且為患者提供所需的有效治療。
[0004]神經(jīng)刺激系統(tǒng)還可包括手持遠(yuǎn)程控制(RC)以遠(yuǎn)程指令神經(jīng)刺激器從而根據(jù)所選擇的刺激參數(shù)生成電刺激脈沖?？捎苫颊叩闹髦吾t(yī)生對RC本身進(jìn)行編程，例如，通過臨床醫(yī)生編程器(CP)進(jìn)行，所述臨床醫(yī)生編程器一般包括筆記本計(jì)算機(jī)之類的通用計(jì)算機(jī)以及安裝于其上的編程軟件包。RC和CP使用由IPG中的一或多根遙測線圈接收的某一頻率或頻率范圍(例如，以125KHz的中心頻率)的RF信號與IPG進(jìn)行無線通信。
[0005]神經(jīng)刺激系統(tǒng)還可包括外部充電器，其能夠以某一頻率或頻率范圍(例如，以84KHz的中心頻率)將能量從外部充電器中的交流電(AC)充電線圈無線輸送至IPG中的AC反向線圈。此后，由IPG上的充電線圈接收的能量可用于對IPG包括的電子電路直接供電，或者可存儲于IPG內(nèi)的可充電電池內(nèi)以用于按需對電子電路進(jìn)行供電。
[0006]通常將IPG植入需要磁共振成像(MRI)的患者中。由此，當(dāng)設(shè)計(jì)可植入神經(jīng)刺激系統(tǒng)，必須考慮植入神經(jīng)刺激器的患者可能會承受MRI掃描儀生成的電-磁力，其可能會損壞神經(jīng)刺激器并且使患者發(fā)生不適。
[0007]尤其是，在MRI中，空間編碼取決于連續(xù)施加磁場梯度。磁場強(qiáng)度系在整個(gè)成像過程中施加梯度磁場的位置與時(shí)間的函數(shù)。存在大靜態(tài)磁場的情況下，為了獲取單幅圖像，梯度磁場一般會使得梯度線圈(或磁體)切換上千次的開關(guān)。當(dāng)前的MRI掃描儀的最大梯度強(qiáng)度可為100mT/m并且有比刺激治療頻率快很多的150mT/m/ms切換次數(shù)(轉(zhuǎn)換換率)。一般的MRI掃描儀生成的梯度磁場范圍為10Hz?30KHz，而1.5Tesla掃描儀生成64MHz的射頻(RF)磁場且3Tesla掃描儀生成128MHz的射頻磁場。
[0008]MRI環(huán)境中，輻射RF磁場會沖擊IPG并且造成各種問題，包括因IPG發(fā)熱而造成IPG中的電子電路的損壞以及使得患者感覺不適。例如，RF磁場會在IPG的較大導(dǎo)電面(例如，殼體和電池的表面)上形成渦電流。渦電流隨之則會生成熱能，而熱能會損壞電池并且使得患者感覺不適或甚至損傷IPG周圍的組織。IPG內(nèi)的充電或者遙測線圈也會接收到輻射RF磁場，由此會損壞耦合至這些線圈的電子設(shè)備。當(dāng)然，并非所有的輻射能量對IPG都有害；例如，由RC，CP及/或外部充電器傳輸?shù)哪芰恳詡鬏斁幊绦畔⒒蛘邔PG進(jìn)行充電。
[0009]由此，仍然需要在MRI過程中防止IPG發(fā)熱，同時(shí)允許使用能量來通信及/或?qū)PG充電。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0010]根據(jù)本發(fā)明，提供了一種可植入醫(yī)療裝置。所述醫(yī)療裝置包括天線，其配置為從外部裝置無線接收第一頻率能量；電子電路，其配置為響應(yīng)所接收能量的接收而執(zhí)行功能(例如，對所述醫(yī)療裝置進(jìn)行編程及/或充電)；及容納所述電子電路和所述天線的生物相容殼體。
[0011]所述殼體包括基板結(jié)構(gòu)和設(shè)于所述基板結(jié)構(gòu)上的元件的二維陣列。所述元件的陣列為周期性的，并且所述元件的形狀相同。各所述元件可為線性偶極子，十字偶極子，圈環(huán)，或蝴蝶結(jié)中的一種。各所述元件包括阻抗負(fù)載。所述阻抗負(fù)載為可調(diào)節(jié)，在這種情況下，所述可植入醫(yī)療裝置還包括連接至所述阻抗負(fù)載的電子控制器。所述電子控制器配置為動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)所述阻抗負(fù)載的信號。一實(shí)施例中，所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的一個(gè)由介電材料(例如，陶瓷或塑料)制成，所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的另一個(gè)由導(dǎo)電材料(例如，金屬)制成。所述元件的陣列和所述基板結(jié)構(gòu)設(shè)置為形成頻率選擇面(FSS)，該頻率選擇面能夠?qū)θ肷湓谒鰵んw上的第二頻率(例如，大于1MHz)能量的至少一部分進(jìn)行反射同時(shí)將入射在所述殼體上的第一頻率(例如，小于200KHZ)能量的至少一部分傳輸至所述天線。
[0012]一實(shí)施例中，所述入射在所述殼體上的第一頻率能量的傳輸系數(shù)大于0.5，并且所述入射在所述殼體上的第二頻率能量的反射系數(shù)大于0.5。另一實(shí)施例中，所述入射在所述殼體的第一頻率能量的傳輸系數(shù)大于0.75，并且所述入射在所述殼體的第二頻率能量的反射系數(shù)大于0.75。
[0013]另一實(shí)施例中，所述可植入醫(yī)療裝置還包括所述殼體內(nèi)容納的電池。所述電池包括另一基板結(jié)構(gòu)和另一設(shè)于所述另一基板結(jié)構(gòu)上的另一元件的二維陣列，其中所述另一元件陣列和所述另一基板結(jié)構(gòu)設(shè)為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠?qū)θ肷湓谒鲭姵厣系牡谌l率(其可與所述第二頻率相同)能量的至少一部分進(jìn)行反射同時(shí)將入射在所述電池上的第二頻率能量的至少一部分傳輸至所述天線。
[0014]再一實(shí)施例中，所述可植入醫(yī)療裝置還包括連接至所述電子電路的導(dǎo)線。所述導(dǎo)線包括管狀基板結(jié)構(gòu)和設(shè)于所述管狀基板結(jié)構(gòu)上的另一元件的二維陣列，其中所述另一元件陣列和另一個(gè)基板結(jié)構(gòu)設(shè)為，形成能夠?qū)θ肷湓谒鰧?dǎo)線上的第三頻率(其可與所述第二頻率相同)能量的至少一部分進(jìn)行反射的頻率選擇面。
[0015]根據(jù)下文對本發(fā)明進(jìn)行描述而非限制的較佳實(shí)施例的詳細(xì)說明，可清楚本發(fā)明的其他和進(jìn)一步的方面和特征。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0016]附圖示出了本發(fā)明較佳實(shí)施例的設(shè)計(jì)和作用，其中類似的元件給予同樣的標(biāo)號。為了更佳地理解本發(fā)明如何獲得上述及其他優(yōu)點(diǎn)和目的，參考附圖下文將更詳細(xì)地描述上文簡述的
【發(fā)明內(nèi)容】
。應(yīng)理解，所述附件僅用于示意本發(fā)明的一般實(shí)施例，因此其并非限制本發(fā)明的范圍，參考附圖可更具體和詳細(xì)地描述和解釋本發(fā)明，其中:
[0017]圖1為根據(jù)本發(fā)明一實(shí)施例構(gòu)造的脊髓刺激(SCS)系統(tǒng)的平面圖；
[0018]圖2為在患者體內(nèi)使用的圖1所示SCS系統(tǒng)的平面圖；
[0019]圖3為圖1所示SCS系統(tǒng)所使用的可植入脈沖生成器(IPG)和三根經(jīng)皮刺激導(dǎo)線的平面圖；
[0020]圖4為圖2所示SCS系統(tǒng)所使用的可植入脈沖生成器(IPG)和外科漿狀導(dǎo)線的平面圖；
[0021]圖5a和5b為可結(jié)合入圖3和4所示IPG的殼體的不同類型的頻率選擇面的平面圖；
[0022]圖6a?6d為可用于圖3和4所不IPG的不同殼體的剖視圖；
[0023]圖7a?7d為可用于產(chǎn)生圖3和4所示IPG的殼體用不同頻率選擇面的不同元件的平面圖；
[0024]圖8為可用以調(diào)節(jié)圖3和4所示IPG的殼體的不同頻率選擇面的阻抗負(fù)載調(diào)節(jié)電路的電路圖；
[0025]圖9為圖3和4所示IPG內(nèi)的電池實(shí)施例的立體圖；及
[0026]圖10為圖3的刺激導(dǎo)線實(shí)施例的立體圖。

【具體實(shí)施方式】
[0027]下文的描述涉及脊髓刺激(SCS)系統(tǒng)。然而，應(yīng)理解，盡管本發(fā)明非常適用于SCS中，但其最大寬泛的范圍不受此限制。相反，本發(fā)明可用于任何種類的用于刺激組織的可植入電子電路。例如，本發(fā)明可用作起搏器、除顫器、耳蝸刺激器、視網(wǎng)膜刺激器、配置為形成協(xié)調(diào)肢體運(yùn)動(dòng)的刺激器、大腦皮層刺激器、深部腦刺激器，外圍神經(jīng)刺激器、微刺激器的一部分，或用于配置為治療尿失禁、睡眠呼吸暫停、肩部脫位、頭痛等的任何其他神經(jīng)刺激器。
[0028]先參考圖1，示意性的脊髓刺激(SCS)系統(tǒng)10大致包括一或多根(本實(shí)例中，三根)可植入刺激導(dǎo)線12，采用可植入脈沖生成器(IPG) 14形式的脈沖生成設(shè)備，采用遠(yuǎn)程控制器RC16形式的外部控制設(shè)備，臨床醫(yī)生編程器(CP) 18，外部試用刺激器(ETS) 20，及外部充電器22。
[0029]IPG14通過一或多個(gè)線延伸件24物理連接至刺激導(dǎo)線12，刺激導(dǎo)線12帶有多個(gè)設(shè)為陣列的電極26。圖1中，刺激導(dǎo)線12示出為經(jīng)皮導(dǎo)線，而如下文將詳細(xì)描述的，可使用外科槳狀導(dǎo)線來代替經(jīng)皮導(dǎo)線。如下文將詳述地，IPG14包括脈沖生成電路，其根據(jù)一組刺激參數(shù)將脈沖電波形形式(即，電脈沖的時(shí)間序列)的電刺激能量傳輸至電極陣列26。
[0030]ETS20還可通過經(jīng)皮導(dǎo)線延伸件28和外部線纜30物理連接至刺激導(dǎo)線12。具有與IPG14類似的脈沖生成電路的ETS20也根據(jù)一組刺激參數(shù)將脈沖電波形形式的電刺激能量傳輸至電極陣列26。ETS20和IPG14之間的主要差別在于ETS20為在已經(jīng)植入刺激導(dǎo)線12但未植入IPG14時(shí)用于試驗(yàn)的非可植入設(shè)備，以測試所提供刺激的響應(yīng)度。由此，可通過ETS20類似地執(zhí)行任何根據(jù)IPG14描述的功能。
[0031]RC16可用于通過雙向RF通信鏈路32對ETS20進(jìn)行遙控。一旦植入IPG14和刺激導(dǎo)線12，RC16可用于通過雙向RF通信鏈路34對IPG14進(jìn)行遙控。此類控制使得可打開或關(guān)閉IPG14并通過不同的刺激參數(shù)設(shè)定來進(jìn)行編程。還可操作IPG14來修改已編程的刺激參數(shù)以主動(dòng)控制IPG14輸出的電刺激能量的特征。如下文將詳述地，CP 18提供臨床醫(yī)生詳細(xì)刺激參數(shù)以供在手術(shù)室或后續(xù)階段中對IPG14和ETS20進(jìn)行編程。
[0032]CP18可經(jīng)由IR通信鏈路36通過RC16與IPG14或ETS20進(jìn)行非直接通信而執(zhí)行這一功能?；蛘逤P19可經(jīng)由RF通信鏈路(未示)與IPG14或ETS20直接進(jìn)行通信。由CP18提供的臨床醫(yī)生詳細(xì)刺激參數(shù)還用于對RC16進(jìn)行編程，由此之后可在單機(jī)模式(即，無CP18的協(xié)助)通過操作RC16修改刺激參數(shù)。
[0033]簡明起見，本文并不描述RC16，CP18，ETS20，及外部充電器22的細(xì)節(jié)。這些設(shè)備的示意實(shí)施例的細(xì)節(jié)如第6，895，280號美國專利所述。
[0034]如圖2所示，刺激導(dǎo)線12植入患者40的脊柱42。最好將電極線12放置為靠近(即，擱置靠近)要刺激的脊髓。由于電極線12退出脊柱位置近處的空間不足，IPG通常植入在腹部或臀部上方的通過手術(shù)形成的袋中。當(dāng)然，IPG14也可植入患者體內(nèi)的其他位置。線延伸件24可便于將IPG14放置在離開電極線12的退出點(diǎn)。如圖所示，CP18經(jīng)由RC16與IPG14通信。
[0035]參考圖3，簡要描述刺激導(dǎo)線12和IPG14的外部部件。各刺激導(dǎo)線12具有八個(gè)電極26(分別標(biāo)為E1-E8，E9-E16，及E17-E24)。當(dāng)然，根據(jù)所需的應(yīng)用，導(dǎo)線和電極的實(shí)際數(shù)量和形狀可為不同。第2007/0168007號和第2007/0168004號美國專利公開詳細(xì)描述了經(jīng)皮刺激線的構(gòu)造和制造方法。
[0036]或者，如圖4所示，刺激導(dǎo)線12的形式可為外科槳狀導(dǎo)線，電極26在其上沿刺激導(dǎo)線12的軸線設(shè)有三列二維陣列(分別E1-E5，E6-E10，及E11-E15)。所示實(shí)施例中，設(shè)有五排電極26,但是可使用任意排數(shù)的電極。各排電極26設(shè)為橫穿導(dǎo)線12軸線的一直線。當(dāng)然，根據(jù)所需的應(yīng)用，導(dǎo)線和電極的實(shí)際數(shù)量可為不同。第2007/0150036號美國專利公開描述了外科槳狀導(dǎo)線的構(gòu)造及其制造方法的進(jìn)一步細(xì)節(jié)。
[0037]圖3和4所示的實(shí)施例中，IPG14包括外殼(或殼體)44，以容納電子器件和其他組件(下文將詳述)。外殼44形成密封的隔間，其保護(hù)內(nèi)部電子元件不接觸人體組織及流體，同時(shí)使得用以傳輸數(shù)據(jù)及/或電力的電磁場能夠通過。某些情況下，外殼44可用作電極。IPG14還包括接頭46，刺激導(dǎo)線12的近側(cè)端以將電極26電耦合至外殼44內(nèi)部電子元件(下文詳述)的方式與接頭46匹配。為此，接頭46包括一或多個(gè)端口(三個(gè)用于三根經(jīng)皮導(dǎo)線的端口或一個(gè)用于外科槳狀導(dǎo)線的端口)以容納一根或多根刺激導(dǎo)線12的近側(cè)端。在使用線延伸件24的情況下，端口 48則可容納此類線延伸件24的近側(cè)端。
[0038]IPG14包括脈沖生成電路，其根據(jù)編程入IPG14的一組刺激參數(shù)向電極陣列26提供脈沖電波形形式的電調(diào)節(jié)及刺激能量。此類刺激參數(shù)可包括界定出電極工作作為陽極(正)，陰極(負(fù))，以及關(guān)斷(O)的電極組合；分配給各電極的刺激能量的百分比(分?jǐn)?shù)電極配置)，及界定脈沖幅度(根據(jù)IPG14是否向電極陣列26供給恒定電流或恒定電壓而以毫安或伏特為單位測量)的電脈沖參數(shù)；脈沖寬度(以微秒為單位測量)，脈沖率(以每秒脈沖數(shù)為單位測量)，及猝發(fā)率(以持續(xù)時(shí)間X開啟的刺激以及持續(xù)時(shí)間Y關(guān)閉的刺激為測量)O
[0039]第6，516，227號美國專利，第2003/0139781號和第2005/0267546號美國專利公開描述了有關(guān)上述IPG及其他IPG的其他特征。應(yīng)注意，不同于IPG，系統(tǒng)10則可采用連接至導(dǎo)線12的可植入接收器-刺激器(未示)。這樣，通過電磁鏈路感應(yīng)耦合至接收器-刺激器的外部控制器中可包括電池之類對植入接收器供電的電源以及對接收器-刺激器發(fā)出命令的控制電路。數(shù)據(jù)/供電信號從置于植入接收器-刺激器上的纜線-連接傳輸線圈被經(jīng)皮耦合。植入的接收器-刺激器接收信號并根據(jù)控制信號生成刺激。
[0040]重要的是，外殼44構(gòu)造為形成頻率選擇面(Frequency Selective Surface,FSS),即，當(dāng)暴露至電磁輻射時(shí)，其以預(yù)定的頻率響應(yīng)生成散射波。由此，F(xiàn)SS用作電磁能量的過濾器，尤其是能夠反射至少一部分的入射在殼體44上的第一頻率能量(例如，在MRI過程中發(fā)射的電磁場)，同時(shí)將至少一部分的入射在殼體44上的第二頻率能量(例如，編程信號或充電能量)傳輸至殼體44中的天線之類的必要組件，例如，用于接收編程信號及/或充電能量的線圈。
[0041]較佳地，反射大于1MHz的能量(其通常涵蓋MRI掃描儀中使用的一般RF頻率(例如，64MHz和128MHz))，同時(shí)傳輸小于200KHz的能量(其通常涵蓋編程信號和充電能量所使用的RF頻率(例如，分別為84KHz和125KHz))。最好有大量的第一頻率能量被反射，并且有大量的第二頻率能量被傳輸?？蛇x實(shí)施例中，還反射小于40KHz的能量(其通常涵蓋MRI掃描儀中使用的一般梯度磁場(例如，10Hz?30KHz))。反射系數(shù)(即，反射能量除以入射能量的百分比)以大于0.5為佳，以大于0.75為更佳，而傳輸系數(shù)(即，傳輸能量除以入射能量的百分比)以大于0.5為佳，以大于0.75為更佳。
[0042]殼體44包括基板結(jié)構(gòu)50和設(shè)于基板結(jié)構(gòu)50上的元件52的二維陣列，從而生成FSS，其通常有兩種類型。具體地，圖5a示出了 “A類”FSS，其中的基板結(jié)構(gòu)50由介電材料形成，而元件52由導(dǎo)電材料形成。圖5b示出了“B類"FSS，其中基板結(jié)構(gòu)50由導(dǎo)電材料形成，而元件52由介電材料形成。介電材料例如可為陶瓷或塑料，而導(dǎo)電材料例如可為鈦之類的金屬。
[0043]A類表面具有的響應(yīng)比B類表面更佳。
[0044]例如，若所述元件為貼片，則A類FSS具有電容面，并且由此示出低通特性，F(xiàn)SS由此傳輸?shù)皖l能量，同時(shí)反射高頻能量。B類FSS具有感應(yīng)面，并且由此示出低通特性，F(xiàn)SS由此傳輸?shù)皖l能量，同時(shí)反射高頻能量。由此，A類FSS對于反射較高頻率的MRI電磁場同時(shí)傳輸較低頻率的編程信號及/或充電能量，而B類FSS對于反射與低頻相關(guān)的無用能量同時(shí)傳輸較高頻率的編程信號及/或充電能量尤其有用。
[0045]另一實(shí)例中，若所述元件為十字偶極子，則其可作為分流元件，包括位于輸入和輸出之間串聯(lián)的電感和電容。共振時(shí)，這會導(dǎo)致完全反射，藉此使得所述表面具有帶阻(band-stop)響應(yīng)。由此，具有十字偶極子的A類FSS面對于發(fā)射較高頻率的MRI電磁場同時(shí)傳輸較低頻率的能量特別有用。另一方面，B類FSS面會具有帶通(band-pass)響應(yīng)，并且由此對于反射與低頻相關(guān)的無用能量同時(shí)傳輸較高頻率的編程信號及/或充電能量尤其有用。
[0046]反射/傳輸之能量的反射/傳輸系數(shù)和頻率取決于元件52的類型(例如，尺寸，形狀，負(fù)載量，及方向)，元件52的沿兩個(gè)方向的距離(X向和I向)，元件42的導(dǎo)電率(其增加反射率)，及基板結(jié)構(gòu)50和元件52中哪一個(gè)由介電材料形成并且哪一個(gè)由導(dǎo)電材料形成。
[0047]對于A類FSS，元件52的有效長度最好為要反射之能量頻率一半波長，對于B類FSS，元件52的有效長度最好為要傳輸之能量頻率一半波長。由此，元件52和入射電磁能量之間的耦合名義上會在元件52的有效長度為一半波長的基礎(chǔ)頻率(fundamentalfrequency)處達(dá)到最高水平。為了減小元件52的尺寸，可使用Metamaterial-1nspiredFrequency-Selective Surfaces, Farhad Bayatpur, University of Michigan (2009)所描述的基于超材料的FSS技術(shù)。作為一般的準(zhǔn)則，元件52之間的距離越大，所反射或傳輸?shù)哪芰康膸捑驮秸?，并且元?2之間的距離越小，所反射或傳輸?shù)哪芰康膸捑驮綄挕?br> [0048]可以一或多種不同的方法設(shè)置基板結(jié)構(gòu)50和元件52的陣列。較佳實(shí)施例中，元件52的陣列以周期(per1dic)方式重復(fù)，并且元件52的幾何形狀相同且相互之間的距離相等。根據(jù)FSS是A類FSS還是B類FSS，可以多種方式中的任一種將元件52設(shè)于基板結(jié)構(gòu)50上。
[0049]作為圖6a所示的例子，在A類FSS的情況下，可使用現(xiàn)有的技術(shù)(例如，成型)根據(jù)所需圖形在介電基板結(jié)構(gòu)50中部分地形成元件52形狀的開口，然后使用現(xiàn)有的技術(shù)(例如，離子束沉積)將導(dǎo)電元件52設(shè)于所示開口中。如圖6a所示,導(dǎo)電元件52與介電基板結(jié)構(gòu)50的表面齊平?；蛘?如圖6b所不，導(dǎo)電兀件52可超過介電基板結(jié)構(gòu)50的表面，由此在殼體44上形成凸形圖形。如圖6c所示的另一實(shí)例中，在A類FSS的情況下，可使用現(xiàn)有的技術(shù)(例如，光化學(xué)蝕刻)將導(dǎo)電元件52以所需的圖形形成在介電基板結(jié)構(gòu)50的表面。如圖6d所示的另一實(shí)例中，在B類FSS的情況下，可使用現(xiàn)有的技術(shù)(例如，鉆孔)將導(dǎo)電元件52形狀的開口根據(jù)所需的圖形完全穿透介電基板結(jié)構(gòu)50形成，然后使用現(xiàn)有的技術(shù)(例如，注入成型)將導(dǎo)電元件52設(shè)于所述開口中。
[0050]參考圖7a?7d，現(xiàn)描述四種不同類型的示意元件52。應(yīng)注意，本發(fā)明可使用的元件類型不限于圖7a?7d所示的類型。例如，所述元件可為矩形(實(shí)心或圈形)，耶路撒冷十字架形，三腿或四腿偶極子，曲折線，鋸齒形(zig-zags)等形式。
[0051]圖7a中，元件52a采用加載線性偶極子的形式。這一實(shí)例中，元件52a包括兩個(gè)通過阻抗負(fù)載56相互耦接的共線性子元件54。應(yīng)注意，為了使得圖7a所示的FSS具有最大的反射系數(shù)，設(shè)計(jì)被反射能量中的電磁波的方向最好定向?yàn)榕c偶極元件52a的方向平行。
[0052]對阻抗負(fù)載56進(jìn)行變化可對FSS進(jìn)行調(diào)制。例如，可變化阻抗負(fù)載56的電感或電容以改變所反射/傳輸之能量的頻率，同時(shí)可變化阻抗導(dǎo)線106的電阻以改變所反射/傳輸之能量的頻率范圍的帶寬。
[0053]圖7b中，元件52b采用十字偶極子的形式。這一實(shí)例中，元件52b包括兩個(gè)正交的子元件58，其使得入射到FSS之能量中的電磁波的任何方向的FSS反射系數(shù)都為最大。即，子元件58會將設(shè)計(jì)被反射能量中的任何電磁波分為正交的分量。
[0054]圖7c中，元件52c采用圈環(huán)的形式。這一實(shí)例中，圓形元件52c與任何方向的電磁莫的磁分量交互。
[0055]圖7d中，元件52d用蝴蝶結(jié)的形式。這一實(shí)例中，元件52d包括兩個(gè)正交的子元件60和兩個(gè)平行的子元件62，子元件62將子元件60的端部連接在一起。由于存在多個(gè)子元件，元件52能以更寬的頻率范圍反射能量。
[0056]可通過不同元件集成組合來加載任何上述的元件52，以形成如圖7a所示的阻抗負(fù)載56之類的阻抗負(fù)載。最好通過電子控制器的信令對任何此類阻抗負(fù)載進(jìn)行動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)，由此提供可選擇地反射不同頻率能量的手段。例如，若使用1.5Tesla MRI掃描儀，可將阻抗負(fù)載變化為反射65MHz頻率的能量，若使用3Tesla MRI掃描儀，可將阻抗負(fù)載變化為反射128MHz頻率的能量。從RC16或CP18傳輸?shù)男盘柨商崾綢PG14中的電子控制器調(diào)節(jié)阻抗負(fù)載。
[0057]圖8所示的實(shí)例中，可調(diào)節(jié)阻抗負(fù)載62包括在各元件52的端子(未示)之間相互并聯(lián)連接的一對電容C1，C2，開關(guān)S與電容C2串聯(lián)。開關(guān)S響應(yīng)IPG14中的電子控制器64生成的信號可選擇地打開或關(guān)閉。當(dāng)開關(guān)S打開時(shí)，僅電容Cl連接至相應(yīng)元件52，從而反射較高頻率(例如，128MHz)的能量。相反，當(dāng)開關(guān)S關(guān)閉時(shí)，電容Cl和C2都連接至相應(yīng)元件52,從而反射較低頻率(例如，64MHz)的能量。
[0058]盡管FSS描述為與IPG14的殼體44相關(guān)，然而應(yīng)理解，F(xiàn)SS可與IPG14的其他組件甚至是SCS相同10的其他組件相關(guān)。
[0059]例如，若天線位于電池后面，則對電池使用FSS是有用的以在反射MRI電磁能量的同時(shí)向天線傳輸編程信號及/或充電信號。例如，參考圖9，電池66可包括殼體68 (或外殼)，其包括基板結(jié)構(gòu)70和設(shè)于基板結(jié)構(gòu)70上的元件72的二維陣列，從而形成能夠?qū)θ肷湓跉んw68上的第一頻率的能量的至少一部分進(jìn)行反射同時(shí)將第二頻率能量的至少一部分傳輸至天線的FSS。所述FSS可類似于圖5a所示的A類FSS或圖5b所示的B類FSS。
[0060]作為另一實(shí)例，參考圖10，各刺激導(dǎo)線可包括外層78 (或外殼)，其包括管狀基板結(jié)構(gòu)80和設(shè)于基板結(jié)構(gòu)80上的元件82的二維陣列，從而形成能夠?qū)θ肷湓跉んw78上的第一頻率能量的至少一部分進(jìn)行反射的FSS。所述FSS可類似于圖5a所示的A類FSS。
[0061]盡管以MRI為背景描述了上述技術(shù)，然而，應(yīng)理解，這一技術(shù)可用于對由有害于患者或SCS系統(tǒng)10的電子組件的任何源生成的其他電磁能量進(jìn)行反射。
[0062]盡管已經(jīng)圖示和描述了本發(fā)明的具體實(shí)施例，然而，應(yīng)理解，其并不用以將本發(fā)明的范圍限制為所述較佳實(shí)施例，并且本領(lǐng)域技術(shù)人員容易理解不脫離本發(fā)明的精神和范圍的多種變化和修改。由此，本發(fā)明意欲覆蓋由所附權(quán)利要求所界定的本發(fā)明精神和范圍內(nèi)的代替，修改，及等同。
【權(quán)利要求】
1.一種可植入醫(yī)療裝置，包括: 天線，其配置為從外部裝置無線接收第一頻率能量； 電子電路，其配置為響應(yīng)所接收能量的接收而執(zhí)行功能；及 容納所述電子電路和所述天線的生物相容殼體，所述殼體包括基板結(jié)構(gòu)和設(shè)于所述基板結(jié)構(gòu)上的元件的二維陣列，其中所述元件的二維陣列和所述基板結(jié)構(gòu)設(shè)置成形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠?qū)θ肷湓谒鰵んw上的第二頻率能量的至少一部分進(jìn)行反射，同時(shí)將入射在所述殼體上的第一頻率能量的至少一部分傳輸至所述天線。
2.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述功能為對所述可植入醫(yī)療裝置進(jìn)行編程。
3.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述功能為對所述可植入醫(yī)療裝置進(jìn)行充電。
4.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述入射在所述殼體上的第一頻率能量的傳輸系數(shù)大于0.5，并且所述入射在所述殼體上的第二頻率能量的反射系數(shù)大于0.5。
5.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述入射在所述殼體上的第一頻率能量的傳輸系數(shù)大于0.75，并且所述入射在所述殼體上的第二頻率能量的反射系數(shù)大于0.75。
6.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述第二頻率大于10MHz。
7.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述第一頻率小于200KHZ。
8.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的一個(gè)由介電材料形成，所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的另一個(gè)由導(dǎo)電材料形成。
9.如權(quán)利要求8所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的所述一個(gè)為所述基板結(jié)構(gòu)，所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的所述另一個(gè)為所述元件陣列。
10.如權(quán)利要求8所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的所述一個(gè)為所述元件陣列，所述基板結(jié)構(gòu)和所述元件陣列中的所述另一個(gè)為所述基板結(jié)構(gòu)。
11.如權(quán)利要求8所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述導(dǎo)電材料為金屬，并且所述介電材料為陶瓷或塑料。
12.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述元件的陣列為周期性的。
13.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述元件的形狀相同。
14.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中各所述元件為線性偶極子，十字偶極子，圈環(huán)，和蝴蝶結(jié)中的一種。
15.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，其中各所述元件包括阻抗負(fù)載。
16.如權(quán)利要求15所述的可植入醫(yī)療裝置，其中所述阻抗負(fù)載可在第一值和第二值之間調(diào)節(jié)，所述可植入醫(yī)療裝置還包括連接至所述阻抗負(fù)載的電子控制器，所述電子控制器配置為生成在所述第一值和所述第二值之間動(dòng)態(tài)調(diào)節(jié)所述阻抗負(fù)載的信號，由此，當(dāng)所述阻抗負(fù)載具有第一值時(shí)，所述頻率選擇面對入射在所述殼體上的第二頻率能量的一部分進(jìn)行反射，并且當(dāng)所述阻抗負(fù)載具有第二值時(shí)，所述頻率選擇面對入射在所述殼體上的第三頻率能量的一部分進(jìn)行反射。
17.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，還包括設(shè)于所述殼體內(nèi)的電池，所述電池包括另一基板結(jié)構(gòu)和另一設(shè)于所述另一基板結(jié)構(gòu)上的另一元件的二維陣列，其中所述另一元件陣列和所述另一基板結(jié)構(gòu)設(shè)為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠?qū)θ肷湓谒鲭姵厣系牡谌l率能量的至少一部分進(jìn)行反射，同時(shí)將入射在所述電池上的所述第一頻率能量的至少一部分傳輸至所述天線。
18.如權(quán)利要求1所述的可植入醫(yī)療裝置，還包括連接至所述電子電路的導(dǎo)線，所述導(dǎo)線包括管狀基板結(jié)構(gòu)和設(shè)于所述另一管狀基板上的另一元件的二維陣列，其中所述另一元件陣列和另一基板結(jié)構(gòu)設(shè)為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠?qū)θ肷湓谒鰧?dǎo)線上的第三頻率能量的至少一部分進(jìn)行反射。
【文檔編號】A61N1/37GK104245045SQ201380020707
【公開日】2014年12月24日 申請日期:2013年4月16日 優(yōu)先權(quán)日:2012年4月17日
【發(fā)明者】高雷夫·古塔, 基蘭·顧璐拉 申請人:波士頓科學(xué)神經(jīng)調(diào)制公司