之间以单极方式输送脉冲电能量。直流电(DC)阻挡电容器62 (ECCl-ECcase)提供在刺激输出电路58和电终端60以及壳体44之间以将在组织中建立的电荷最小化。
[0038]重要的是电感元件64(L1-Ln)在相应电元件60和壳体44之间串行耦合(从导线电极26上引起的电流的视角，作为电源以及在导线电极26和壳体44之间创建的潜在电路径)。在图5中示出的实施方式中，电感元件64还电耦合在刺激输出电路58和相应电终端60之间。在图6中示出的可替选实施方式中，电感元件64(Lease)电耦合在刺激输出电路58和壳体44之间。电容性元件68 (Cl-Ccase)串行耦合在电终端60和壳体44以及刺激输出电路58的公共(接地)端之间。选择这些电容性元件68以具有足够低的电容值以在由刺激输出电路58生成的电刺激能量的频率上具有高阻抗，从而在这些操作频率上将电终端60和壳体44相互电绝缘。在【具体实施方式】中，电容性元件68在电刺激能量的最高频率上的阻抗被选择为在这个频率(例如，500pf-2000pf)上的组织阻抗值的至少十倍。尽管在图5和图6中电容性元件68显示为各自耦合在电感元件64和DC阻挡电容器62之间，电容性元件68可以耦合在相应DC阻挡电容器62和刺激输出电路58之间。
[0039]因为刺激输出电路58生成的电刺激能量的频率实质上低于由撞击刺激导线12的EMI在电终端60上引起的电流的期望频率，所以EMI引起的电流至壳体44的分流被阻止，同时刺激输出电路58和电终端60之间输送的电刺激能量的输送，或者可替选地在壳体44和刺激输出电路58之间输送的电刺激能量的输送被允许。例如，期望的是，电刺激能量的频率会在10KHz以下，同时希望的是EMI引起的电流的频率会在MHz以上，并且在MRI扫描器生成的EMI的情况中，至少为64MHz (对于1.5特斯拉扫描器而言为64MHz，对于3特斯拉扫描器而言为128MHz)。
[0040]因此，与在IPG 14的操作频率(即，刺激输出电路58生成的电刺激能量的频率或监视电路(未示出)感测的电能量的频率)上由导线和组织所给出的阻抗相比，电感元件64的每个的感应系数值具有相对低的阻抗，允许信号在内部电子电路和电终端58和/或壳体44之间传递，同时与在EMI频率上IPG连接的接触处的导线RF输出阻抗相比，感应系数值具有相对高的阻抗，其典型地在30-150欧姆范围中。在其中必须考虑不同的EMI频率的情况中，电感元件64中的每个应当维持这个EMI频率范围的高阻抗。
[0041]基于这些频率参数，电感元件64的感应系数值可以被合适地选择。例如，在图5中示出的实施方式中，每个电感元件64的感应系数值可以等于至少0.5 μΗ，优选地等于至少1.0 μ H并且最优选地等于至少3.0 μ H。在64MHz处操作的1.5T MRI扫描器的情况下，0.5 μ H电感器会具有200ohm的阻抗，1.0 μ H的感应器会具有400ohm的阻抗，3.0 μ H感应器会具有1200ohm的阻抗。在图6中示出的实施方式中，电感元件64的感应系数值可以在50nH至200nH的范围中，在64MHz处操作的1.5T MRI扫描器的情况下，在50nH至200nH的范围中的感应器会具有20ohm-80ohm的阻抗。最后，为有效防止否则通过将感应电流分流至壳体44而发生的组织的加热，每个电感元件64的阻抗应当相对于刺激导线12和壳体至组织阻抗维持高阻抗。实际导线阻抗可以为在EMI频率上所测量的从导线电极26和壳体44返回至刺激导线12的阻抗的并行结合，这是因为当导线电极26和壳体44通过电感元件64而并行连接时的实际阻抗。
[0042]电感元件64优选地不具有当暴露至强烈静磁场(例如，常规MRI扫描器发出的静磁场)时经受磁饱和的任何核心材料，使得电感元件64在EMI频率上维持高阻抗。优选地，每个电感元件64具有足够高的自谐振频率以在EMI频率上维持充足阻抗。
[0043]注意的是，图5和图6中示出的实施方式具有相对彼此的特定优点。具体地，关于图5实施方式，除了防止或阻止在导线电极26上引起的电流被传输至壳体44之外，电感元件64 (Ll-Ln)还减少关于壳体44的公共模式RF电压等级，从而防止或阻止感应电流以注入功率的形式被输送至刺激输出电路58，同时脉冲电刺激电流被允许在IPG 14的内部电子电路和刺激导线12以及外部壳体44之间输送。如果存在从刺激输出电路58至壳体44的高杂散电容的话，这样可以有益于将保持至壳体44的低电流。关于图6实施方式，仅使用电感元件64 (LcaJ将关于图5实施方式的组件计数最小化，图5实施方式为每个导线电极26使用一个电感元件64。
[0044]尽管本发明的【具体实施方式】已经被显示和描述，但是将会理解的是，并不想要将本发明限制为优选的实施方式，并且对于本领域的技术人员而言显而易见的是可以形成各种改变和修改而没有脱离本发明的精神和范围。因此本发明想要覆盖可以包括在如权利要求所限定的本发明的精神和范围内的替选方式、修改和等同。
【主权项】
1.一种与承载至少一个导线电极的医疗导线一起使用的有源可植入医疗设备(AIMD)，包括: 配置为经由医疗导线而执行医疗功能的内部电子电路； 包括所述内部电子电路的导电壳体； 配置为将所述电路相应地电耦合到至少一个导线电极的至少一个电终端；以及在所述至少一个电终端和壳体之间串行耦合的电感元件，所述电感元件配置为阻止由撞击在所述医疗导线上的电磁干扰(EMI)引起的电流从所述至少一个电终端到所述壳体的分流。
2.根据权利要求1所述的AMD，其中所述电感元件串行电耦合在所述至少一个电终端和所述壳体中的一个与所述内部电子电路之间，并且所述内部电子电路配置为在感应电流的频率以下的频率上操作，从而允许电流在所述至少一个电终端和所述内部电子电路之间输送。
3.根据权利要求2所述的AMD，其中，所述至少一个电终端和所述壳体中的一个为所述至少一个电终端。
4.根据权利要求3所述的AMD，其中，所述电感元件具有等于至少0.5 μ H的感应系数值。
5.根据权利要求3所述的AMD，其中，所述电感元件具有等于至少1.0 μ H的感应系数值。
6.根据权利要求3所述的AMD，其中，所述电感元件具有等于至少3.0 μ H的感应系数值。
7.根据权利要求2所述的AMD，其中，所述至少一个电终端与所述壳体中的一个为壳体。
8.根据权利要求7所述的AMD，其中，所述电感元件具有在50nH至200nH的范围内的感应系数值。
9.根据权利要求2所述的AIMD，其中，所述内部电子电路的操作频率在10KHz以下，并且感应电流的频率在IMHz以上。
10.根据权利要求2所述的AIMD，其中，所述内部电子电路的操作频率为IKHz以下，并且感应电流的频率为至少64MHz。
11.根据权利要求2所述的AMD，还包括:在所述至少一个电终端和公共端之间相应地串行电耦合的至少一个电容元件，以及在所述壳体和所述公共端之间串行电耦合的另一个电容元件，从而在操作频率上将所述至少一个电终端和壳体相互电绝缘的。
12.根据权利要求1所述的AMD，其中，所述电感元件配置为防止感应电流从所述至少一个电终端到所述壳体的分流。
13.根据权利要求1所述的AMD，其中，所述内部电子电路配置为在所述至少一个电终端和所述壳体之间输送电刺激能量。
14.根据权利要求1所述的AMD，其中，所述内部电子电路配置为感测在所述至少一个电终端和所述壳体之间的生理参数。
15.根据权利要求1所述的AMD，还包括配置为将导线可去除地连接至所述至少一个电终端的连接器。
【专利摘要】与承载至少一个导线电极的医疗导线一起使用的有源可植入医疗设备(AIMD)。AIMD包括：适配为经由医疗导线执行医疗功能的内部电子电路，包括内部电子电路的导电壳体，适配为将电子电路相应地电耦合至导线电极的至少一个电终端，以及在电终端和壳体之间并行耦合的导电元件。导电元件适配为阻止由撞击在医疗导线上的电磁干扰(EMI)引起的电流从至少一个电终端到壳体的分流。
【IPC分类】A61N1-37, A61N1-08, A61N1-05
【公开号】CN104837522
【申请号】CN201380063911
【发明人】约瑟夫·M·鲍谢克, 基兰·K·古鲁拉吉, 马修·L·麦克唐纳, 高拉夫·古普塔, 米赞·拉赫曼, 罗丝·D·韦努克
【申请人】波士顿科学神经调制公司
【公开日】2015年8月12日
【申请日】2013年12月2日
【公告号】US20140155970, WO2014088964A1