具有頻率選擇面以防止mri過程中電磁干擾的神經刺激裝置制造方法
【專利摘要】一種可植入醫療裝置，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，其配置為響應所接收能量的接收而執行功能；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構和設于所述基板結構上的元件的二維陣列。所述元件的陣列和所述基板結構設置為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠對入射在所述殼體上的第二頻率能量的至少一部分進行反射同時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刺激裝

【技術領域】
[0001]本發明涉及組織刺激系統，尤其涉及MRI兼容的神經刺激器。

【背景技術】
[0002]已經證明可植入神經刺激系統可治療多種疾病和失調癥。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)系統作為治療方法，并且組織刺激的應用也已經開始擴展至狹心癥和大小便失禁之類的其他應用。十多年來，深度腦刺激(BDS)業已用于治療頑固慢性疼痛綜合征，并且DBS最近又用于治療運動失調癥和癲癇之類的其他領域。此外，近期的調查表明，外周神經刺激(PNS)系統顯現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用進行調查。再者，由NeuroControl (Cleveland, Oh1)公司提供的Freehand系統之類的功能性電刺激(FES)系統業已應用于恢復脊髓損傷患者的癱瘓肢體的一些功能。
[0003]此類可植入神經刺激系統一般包括至少一根刺激導線和可植入脈沖生成器(IPG)，所述刺激導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離所述刺激位置但通過一或多個導線延伸件直接或非直接地連接至所述刺激導線。由此，可將電脈沖從神經刺激器傳輸至由刺激導線承載的電極，以根據一組刺激參數刺激或激活組織體并且為患者提供所需的有效治療。
[0004]神經刺激系統還可包括手持遠程控制(RC)以遠程指令神經刺激器從而根據所選擇的刺激參數生成電刺激脈沖。可由患者的主治醫生對RC本身進行編程，例如，通過臨床醫生編程器(CP)進行，所述臨床醫生編程器一般包括筆記本計算機之類的通用計算機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進行無線通信。
[0005]神經刺激系統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內的可充電電池內以用于按需對電子電路進行供電。
[0006]通常將IPG植入需要磁共振成像(MRI)的患者中。由此，當設計可植入神經刺激系統，必須考慮植入神經刺激器的患者可能會承受MRI掃描儀生成的電-磁力，其可能會損壞神經刺激器并且使患者發生不適。
[0007]尤其是，在MRI中，空間編碼取決于連續施加磁場梯度。磁場強度系在整個成像過程中施加梯度磁場的位置與時間的函數。存在大靜態磁場的情況下，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。當前的MRI掃描儀的最大梯度強度可為100mT/m并且有比刺激治療頻率快很多的150mT/m/ms切換次數(轉換換率)。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環境中，輻射RF磁場會沖擊IPG并且造成各種問題，包括因IPG發熱而造成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備。當然，并非所有的輻射能量對IPG都有害；例如，由RC，CP及/或外部充電器傳輸的能量以傳輸編程信息或者對IPG進行充電。
[0009]由此，仍然需要在MRI過程中防止IPG發熱，同時允許使用能量來通信及/或對IPG充電。


【發明內容】

[0010]根據本發明，提供了一種可植入醫療裝置。所述醫療裝置包括天線，其配置為從外部裝置無線接收第一頻率能量；電子電路，其配置為響應所接收能量的接收而執行功能(例如，對所述醫療裝置進行編程及/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構和設于所述基板結構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，或蝴蝶結中的一種。各所述元件包括阻抗負載。所述阻抗負載為可調節，在這種情況下，所述可植入醫療裝置還包括連接至所述阻抗負載的電子控制器。所述電子控制器配置為動態調節所述阻抗負載的信號。一實施例中，所述基板結構和所述元件陣列中的一個由介電材料(例如，陶瓷或塑料)制成，所述基板結構和所述元件陣列中的另一個由導電材料(例如，金屬)制成。所述元件的陣列和所述基板結構設置為形成頻率選擇面(FSS)，該頻率選擇面能夠對入射在所述殼體上的第二頻率(例如，大于1MHz)能量的至少一部分進行反射同時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大于0.5。另一實施例中，所述入射在所述殼體的第一頻率能量的傳輸系數大于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大于0.75。
[0013]另一實施例中，所述可植入醫療裝置還包括所述殼體內容納的電池。所述電池包括另一基板結構和另一設于所述另一基板結構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構設為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠對入射在所述電池上的第三頻率(其可與所述第二頻率相同)能量的至少一部分進行反射同時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]再一實施例中，所述可植入醫療裝置還包括連接至所述電子電路的導線。所述導線包括管狀基板結構和設于所述管狀基板結構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基板結構設為，形成能夠對入射在所述導線上的第三頻率(其可與所述第二頻率相同)能量的至少一部分進行反射的頻率選擇面。
[0015]根據下文對本發明進行描述而非限制的較佳實施例的詳細說明，可清楚本發明的其他和進一步的方面和特征。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0016]附圖示出了本發明較佳實施例的設計和作用，其中類似的元件給予同樣的標號。為了更佳地理解本發明如何獲得上述及其他優點和目的，參考附圖下文將更詳細地描述上文簡述的
【發明內容】
。應理解，所述附件僅用于示意本發明的一般實施例，因此其并非限制本發明的范圍，參考附圖可更具體和詳細地描述和解釋本發明，其中:
[0017]圖1為根據本發明一實施例構造的脊髓刺激(SCS)系統的平面圖；
[0018]圖2為在患者體內使用的圖1所示SCS系統的平面圖；
[0019]圖3為圖1所示SCS系統所使用的可植入脈沖生成器(IPG)和三根經皮刺激導線的平面圖；
[0020]圖4為圖2所示SCS系統所使用的可植入脈沖生成器(IPG)和外科漿狀導線的平面圖；
[0021]圖5a和5b為可結合入圖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為可用以調節圖3和4所示IPG的殼體的不同頻率選擇面的阻抗負載調節電路的電路圖；
[0025]圖9為圖3和4所示IPG內的電池實施例的立體圖；及
[0026]圖10為圖3的刺激導線實施例的立體圖。

【具體實施方式】
[0027]下文的描述涉及脊髓刺激(SCS)系統。然而，應理解，盡管本發明非常適用于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，本發明可用作起搏器、除顫器、耳蝸刺激器、視網膜刺激器、配置為形成協調肢體運動的刺激器、大腦皮層刺激器、深部腦刺激器，外圍神經刺激器、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刺激器。
[0028]先參考圖1，示意性的脊髓刺激(SCS)系統10大致包括一或多根(本實例中，三根)可植入刺激導線12，采用可植入脈沖生成器(IPG) 14形式的脈沖生成設備，采用遠程控制器RC16形式的外部控制設備，臨床醫生編程器(CP) 18，外部試用刺激器(ETS) 20，及外部充電器22。
[0029]IPG14通過一或多個線延伸件24物理連接至刺激導線12，刺激導線12帶有多個設為陣列的電極26。圖1中，刺激導線12示出為經皮導線，而如下文將詳細描述的，可使用外科槳狀導線來代替經皮導線。如下文將詳述地，IPG14包括脈沖生成電路，其根據一組刺激參數將脈沖電波形形式(即，電脈沖的時間序列)的電刺激能量傳輸至電極陣列26。
[0030]ETS20還可通過經皮導線延伸件28和外部線纜30物理連接至刺激導線12。具有與IPG14類似的脈沖生成電路的ETS20也根據一組刺激參數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為在已經植入刺激導線12但未植入IPG14時用于試驗的非可植入設備，以測試所提供刺激的響應度。由此，可通過ETS20類似地執行任何根據IPG14描述的功能。
[0031]RC16可用于通過雙向RF通信鏈路32對ETS20進行遙控。一旦植入IPG14和刺激導線12，RC16可用于通過雙向RF通信鏈路34對IPG14進行遙控。此類控制使得可打開或關閉IPG14并通過不同的刺激參數設定來進行編程。還可操作IPG14來修改已編程的刺激參數以主動控制IPG14輸出的電刺激能量的特征。如下文將詳述地，CP 18提供臨床醫生詳細刺激參數以供在手術室或后續階段中對IPG14和ETS20進行編程。
[0032]CP18可經由IR通信鏈路36通過RC16與IPG14或ETS20進行非直接通信而執行這一功能。或者CP19可經由RF通信鏈路(未示)與IPG14或ETS20直接進行通信。由CP18提供的臨床醫生詳細刺激參數還用于對RC16進行編程，由此之后可在單機模式(即，無CP18的協助)通過操作RC16修改刺激參數。
[0033]簡明起見，本文并不描述RC16，CP18，ETS20，及外部充電器22的細節。這些設備的示意實施例的細節如第6，895，280號美國專利所述。
[0034]如圖2所示，刺激導線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形成的袋中。當然，IPG14也可植入患者體內的其他位置。線延伸件24可便于將IPG14放置在離開電極線12的退出點。如圖所示，CP18經由RC16與IPG14通信。
[0035]參考圖3，簡要描述刺激導線12和IPG14的外部部件。各刺激導線12具有八個電極26(分別標為E1-E8，E9-E16，及E17-E24)。當然，根據所需的應用，導線和電極的實際數量和形狀可為不同。第2007/0168007號和第2007/0168004號美國專利公開詳細描述了經皮刺激線的構造和制造方法。
[0036]或者，如圖4所示，刺激導線12的形式可為外科槳狀導線，電極26在其上沿刺激導線12的軸線設有三列二維陣列(分別E1-E5，E6-E10，及E11-E15)。所示實施例中，設有五排電極26,但是可使用任意排數的電極。各排電極26設為橫穿導線12軸線的一直線。當然，根據所需的應用，導線和電極的實際數量可為不同。第2007/0150036號美國專利公開描述了外科槳狀導線的構造及其制造方法的進一步細節。
[0037]圖3和4所示的實施例中，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，其保護內部電子元件不接觸人體組織及流體，同時使得用以傳輸數據及/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，刺激導線12的近側端以將電極26電耦合至外殼44內部電子元件(下文詳述)的方式與接頭46匹配。為此，接頭46包括一或多個端口(三個用于三根經皮導線的端口或一個用于外科槳狀導線的端口)以容納一根或多根刺激導線12的近側端。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的近側端。
[0038]IPG14包括脈沖生成電路，其根據編程入IPG14的一組刺激參數向電極陣列26提供脈沖電波形形式的電調節及刺激能量。此類刺激參數可包括界定出電極工作作為陽極(正)，陰極(負)，以及關斷(O)的電極組合；分配給各電極的刺激能量的百分比(分數電極配置)，及界定脈沖幅度(根據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；脈沖寬度(以微秒為單位測量)，脈沖率(以每秒脈沖數為單位測量)，及猝發率(以持續時間X開啟的刺激以及持續時間Y關閉的刺激為測量)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上述IPG及其他IPG的其他特征。應注意，不同于IPG，系統10則可采用連接至導線12的可植入接收器-刺激器(未示)。這樣，通過電磁鏈路感應耦合至接收器-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-刺激器發出命令的控制電路。數據/供電信號從置于植入接收器-刺激器上的纜線-連接傳輸線圈被經皮耦合。植入的接收器-刺激器接收信號并根據控制信號生成刺激。
[0040]重要的是，外殼44構造為形成頻率選擇面(Frequency Selective Surface,FSS),即，當暴露至電磁輻射時，其以預定的頻率響應生成散射波。由此，FSS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過程中發射的電磁場)，同時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。可選實施例中，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(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(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包括基板結構50和設于基板結構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，其中的基板結構50由介電材料形成，而元件52由導電材料形成。圖5b示出了“B類"FSS，其中基板結構50由導電材料形成，而元件52由介電材料形成。介電材料例如可為陶瓷或塑料，而導電材料例如可為鈦之類的金屬。
[0043]A類表面具有的響應比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，FSS由此傳輸低頻能量，同時反射高頻能量。B類FSS具有感應面，并且由此示出低通特性，FSS由此傳輸低頻能量，同時反射高頻能量。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的無用能量同時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的電感和電容。共振時，這會導致完全反射，藉此使得所述表面具有帶阻(band-stop)響應。由此，具有十字偶極子的A類FSS面對于發射較高頻率的MRI電磁場同時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，并且由此對于反射與低頻相關的無用能量同時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/傳輸系數和頻率取決于元件52的類型(例如，尺寸，形狀，負載量，及方向)，元件52的沿兩個方向的距離(X向和I向)，元件42的導電率(其增加反射率)，及基板結構50和元件52中哪一個由介電材料形成并且哪一個由導電材料形成。
[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頻率(fundamentalfrequency)處達到最高水平。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。作為一般的準則，元件52之間的距離越大，所反射或傳輸的能量的帶寬就越窄，并且元件52之間的距離越小，所反射或傳輸的能量的帶寬就越寬。
[0048]可以一或多種不同的方法設置基板結構50和元件52的陣列。較佳實施例中，元件52的陣列以周期(per1dic)方式重復，并且元件52的幾何形狀相同且相互之間的距離相等。根據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設于基板結構50上。
[0049]作為圖6a所示的例子，在A類FSS的情況下，可使用現有的技術(例如，成型)根據所需圖形在介電基板結構50中部分地形成元件52形狀的開口，然后使用現有的技術(例如，離子束沉積)將導電元件52設于所示開口中。如圖6a所示,導電元件52與介電基板結構50的表面齊平。或者,如圖6b所不，導電兀件52可超過介電基板結構50的表面，由此在殼體44上形成凸形圖形。如圖6c所示的另一實例中，在A類FSS的情況下，可使用現有的技術(例如，光化學蝕刻)將導電元件52以所需的圖形形成在介電基板結構50的表面。如圖6d所示的另一實例中，在B類FSS的情況下，可使用現有的技術(例如，鉆孔)將導電元件52形狀的開口根據所需的圖形完全穿透介電基板結構50形成，然后使用現有的技術(例如，注入成型)將導電元件52設于所述開口中。
[0050]參考圖7a?7d，現描述四種不同類型的示意元件52。應注意，本發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。這一實例中，元件52a包括兩個通過阻抗負載56相互耦接的共線性子元件54。應注意，為了使得圖7a所示的FSS具有最大的反射系數，設計被反射能量中的電磁波的方向最好定向為與偶極元件52a的方向平行。
[0052]對阻抗負載56進行變化可對FSS進行調制。例如，可變化阻抗負載56的電感或電容以改變所反射/傳輸之能量的頻率，同時可變化阻抗導線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。這一實例中，元件52b包括兩個正交的子元件58，其使得入射到FSS之能量中的電磁波的任何方向的FSS反射系數都為最大。即，子元件58會將設計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采用圈環的形式。這一實例中，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用蝴蝶結的形式。這一實例中，元件52d包括兩個正交的子元件60和兩個平行的子元件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所示的阻抗負載56之類的阻抗負載。最好通過電子控制器的信令對任何此類阻抗負載進行動態調節，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，可將阻抗負載變化為反射128MHz頻率的能量。從RC16或CP18傳輸的信號可提示IPG14中的電子控制器調節阻抗負載。
[0057]圖8所示的實例中，可調節阻抗負載62包括在各元件52的端子(未示)之間相互并聯連接的一對電容C1，C2，開關S與電容C2串聯。開關S響應IPG14中的電子控制器64生成的信號可選擇地打開或關閉。當開關S打開時，僅電容Cl連接至相應元件52，從而反射較高頻率(例如，128MHz)的能量。相反，當開關S關閉時，電容Cl和C2都連接至相應元件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，然而應理解，FSS可與IPG14的其他組件甚至是SCS相同10的其他組件相關。
[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)，其包括基板結構70和設于基板結構70上的元件72的二維陣列，從而形成能夠對入射在殼體68上的第一頻率的能量的至少一部分進行反射同時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]作為另一實例，參考圖10，各刺激導線可包括外層78 (或外殼)，其包括管狀基板結構80和設于基板結構80上的元件82的二維陣列，從而形成能夠對入射在殼體78上的第一頻率能量的至少一部分進行反射的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，然而，應理解，這一技術可用于對由有害于患者或SCS系統10的電子組件的任何源生成的其他電磁能量進行反射。
[0062]盡管已經圖示和描述了本發明的具體實施例，然而，應理解，其并不用以將本發明的范圍限制為所述較佳實施例，并且本領域技術人員容易理解不脫離本發明的精神和范圍的多種變化和修改。由此，本發明意欲覆蓋由所附權利要求所界定的本發明精神和范圍內的代替，修改，及等同。
【權利要求】
1.一種可植入醫療裝置，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，其配置為響應所接收能量的接收而執行功能；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構和設于所述基板結構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構設置成形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠對入射在所述殼體上的第二頻率能量的至少一部分進行反射，同時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.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述功能為對所述可植入醫療裝置進行編程。
3.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述功能為對所述可植入醫療裝置進行充電。
4.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，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大于0.5。
5.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，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大于0.75。
6.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述第二頻率大于10MHz。
7.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述第一頻率小于200KHZ。
8.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述基板結構和所述元件陣列中的一個由介電材料形成，所述基板結構和所述元件陣列中的另一個由導電材料形成。
9.如權利要求8所述的可植入醫療裝置，其中所述基板結構和所述元件陣列中的所述一個為所述基板結構，所述基板結構和所述元件陣列中的所述另一個為所述元件陣列。
10.如權利要求8所述的可植入醫療裝置，其中所述基板結構和所述元件陣列中的所述一個為所述元件陣列，所述基板結構和所述元件陣列中的所述另一個為所述基板結構。
11.如權利要求8所述的可植入醫療裝置，其中所述導電材料為金屬，并且所述介電材料為陶瓷或塑料。
12.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述元件的陣列為周期性的。
13.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中所述元件的形狀相同。
14.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中各所述元件為線性偶極子，十字偶極子，圈環，和蝴蝶結中的一種。
15.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，其中各所述元件包括阻抗負載。
16.如權利要求15所述的可植入醫療裝置，其中所述阻抗負載可在第一值和第二值之間調節，所述可植入醫療裝置還包括連接至所述阻抗負載的電子控制器，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態調節所述阻抗負載的信號，由此，當所述阻抗負載具有第一值時，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行反射，并且當所述阻抗負載具有第二值時，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行反射。
17.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，還包括設于所述殼體內的電池，所述電池包括另一基板結構和另一設于所述另一基板結構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構設為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠對入射在所述電池上的第三頻率能量的至少一部分進行反射，同時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.如權利要求1所述的可植入醫療裝置，還包括連接至所述電子電路的導線，所述導線包括管狀基板結構和設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構設為形成頻率選擇面，該頻率選擇面能夠對入射在所述導線上的第三頻率能量的至少一部分進行反射。
【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 優先權日:2012年4月17日
【發明者】高雷夫·古塔, 基蘭·顧璐拉 申請人:波士頓科學神經調制公司