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EP2966463A1 Mri-safe implant electronics

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EP2966463A1 Mri-safe implant electronics

摘要

  • 问题:MRI扫描前移除外部处理器后，植入端无工作电源，CMOS输出级晶体管体二极管（body diode）对MRI RF脉冲（1.5 T拉莫频率63.9 MHz）进行非受控整流；信号幅度仅受结电容（典型~10 pF）限制，整流电流流入电极回路，造成电极加热及非预期神经刺激。
  • 方案:配置专用MRI供电电路，在MRI期间为植入半导体输出级提供足够工作电压，使其保持明确定义的高阻抗状态；两类实现：植入式（宽带感应线圈L102 + 整流二极管D103直接感应MRI RF场）；外部式（RF脉冲自供电：L201/D201感应整流后穿皮传输；或电池供电：外部线圈主动发射穿皮信号）。
  • 效果:定量数据：无，仅为电路原理概念/分析层面描述。
  • 形态:权利要求24项；可配置维度：植入式/外部式MRI供电、外部式供电来源（MRI RF脉冲/电池）、是否配可拆卸定位磁铁（图4方案402/403）；明确覆盖耳蜗植入等AIMD。

机理与方案

核心失效路径

MRI扫描前通常移除外部处理器，植入端无偏置电源。CMOS输出级晶体管体二极管在无供电条件下呈二极管伏安特性，对感应RF信号进行非受控整流。1.5 T MRI系统拉莫频率为63.9 MHz；在该频率下，半导体结电容（典型~10 pF）的容抗约为250 Ω，不足以有效阻断RF能量传入电极回路。整流产生的直流分量叠加在电极-组织界面，形成非预期刺激电流；RF分量沿电极导线传导并在电极触点处耗散，产生局部加热。阻抗回路由电极阻抗、导线阻抗与半导体输出级阻抗串联构成，半导体结电容是该路径中的主要限流元件。

技术方案一：植入式MRI供电电路（图1）

主供电路维持原有结构：外部RF信号由接收线圈L101与并联电容C101构成谐振回路接收，肖特基二极管D101整流，电容C102滤波，稳压二极管D102过压保护，形成主植入供电电压。在此基础上并联增加MRI专用支路：宽带感应线圈L102具有对多频段MR扫描仪RF脉冲的宽带感应耦合特性，能够在L101/C101谐振链路失效（外部处理器移除）时独立感应MRI RF场；MRI整流二极管D103将感应信号整流为植入供电电压，使半导体输出级进入明确定义的高阻抗状态。该方案无需外部设备配合，适用于新制植入系统。

技术方案二：外部式MRI供电——RF脉冲自供电（图2）

针对已在役植入物（无内置MRI供电电路）：外部电路贴敷于皮肤植入部位上方，L201感应MRI扫描仪RF脉冲，D201整流，稳压二极管D202过压保护；整流所得外部电信号经感应发射电路穿皮传输至植入接收线圈；植入端将此信号整流为足够高的工作电压，使半导体输出级保持高阻抗状态。

技术方案三：外部式MRI供电——电池供电（图3）

原理与方案二相同，区别在于外部电路由电池独立供电，不依赖MRI RF场取能，供电电平不随MRI序列参数（SAR、脉冲占空比）变化，适用于低SAR序列中RF场能量不足以自供电的情形。

辅助定位机构（图4）

外部发射线圈401配备可拆卸外部定位磁铁402与头带403。操作流程：将带定位磁铁的发射线圈置于植入接收线圈正上方，定位磁铁402与植入端磁铁吸合完成精确定位；头带403固定线圈位置后取下定位磁铁402；之后方进行MRI扫描，规避定位磁铁与MRI静态主磁场（B₀）之间的力学干扰。

效果与证据

全文未提供定量实测或仿真数据；无温升数值、电极电流幅度、阻抗测量值或刺激阈值等实验结果。定量数据：无，仅为电路原理概念/分析层面描述。文中出现的两个量化值（1.5 T拉莫频率63.9 MHz、结电容典型~10 pF）均属背景技术陈述，非本专利实测结果。

对我方产品的意义

本专利核心对标我方整流器非线性致热问题，揭示了CMOS输出级在断电条件下体二极管整流这一具体失效路径，及其对应的「维持半导体有源高阻」防护策略。我方评估MRI模式下输出级阻抗状态时，可参照此框架将「植入端在MRI期间是否维持有效供电」纳入RF安全设计的前置判据；外部RF自供电方案（图2，L201/D201利用MRI RF场自身取能）为WPT线圈研究方向提供了一类闭环能量路径的方法参考。

关联

关系图谱

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