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US9031670B2 Electromagnetic shield for a passive electronic component in an active medical device implantable lead

US9031670B2 Electromagnetic shield for a passive electronic component in an active medical device implantable lead

摘要

  • 问题:MRI RF 场沿植入导线的切向电场积分产生感应 EMF；RF 电流的导体 损耗和远端电极—组织界面欧姆热可损伤组织。导线内的电感又会作为额外的 RF 拾取结构。
  • 方案:用导电屏蔽包围电感或含电感的网络；对屏蔽前电感值预补偿，使装入屏蔽后的并联 L-C 带阻仍调在 MRI RF 频带。
  • 效果:以铂铱屏蔽的 solenoid prototype 为例，谐振频率从 59.29 MHz 移至 63.65 MHz；专利按固定的 15.9 pF 电容反算，有效电感从 453.2 nH 降至 394.3 nH。
  • 形态:33 项权利要求覆盖自谐振线圈、chip/solenoid 电感、hermetic shield housing、分段屏蔽及与远端 tip/ring 电极串联的布置。

原理与方案

标注:引号内英文 = 专利 raw 原文;[推导] = 由专利参数与电路模型推出的结论,非专利原文;[推断] = 按 RF/工艺常识的判断,专利未述;[待确认] = 专利未给、需另行定夺的输入或判断。

失效机理

RF 场耦合到导线，在其两端建立 EMF；电流可造成导体的 损耗，并经 tip、ring 或 pad 电极流入组织而产生局部欧姆热。耦合量还随导线长度、轨迹和局部切向电场改变，故相同 SAR 不足以预测单根导线的发热。

高频下导线同时表现为天线和 transmission line；串入的电感改变传输线特性，也会自行拾取 RF。带阻件把远端近似变为开路后，能量会反射向 IPG 侧；屏蔽电感只限制该元件的再耦合，不能单独完成整根导线的能量耗散。

屏蔽造成的失谐与补偿

并联 L-C 在谐振时呈高阻抗，串入导线即可限制目标频率的 RF 电流[1]。本篇的新增约束是：导电屏蔽会截获线圈磁场并感生屏蔽电流，改变储磁能与电感值；若仍按空气中的电感值设计，带阻中心频率会偏离 MRI RF 频带。FIG. 33 将这一变化画为 solenoid 周围磁力线与屏蔽的耦合；其高磁导率情形是示意性的 worst case，不能代作铂铱壳体的定量场图。

【关键图占位｜库主定稿时补】FIG. 33 — 屏蔽包围 solenoid 后，线圈磁力线与屏蔽耦合而改变储磁能的示意。

FIG. 39 的网络分析仪结果给出可量化的频移：71 个未装壳 prototype 的均值为 59.29 MHz、标准差 0.2486 MHz；100 个装入铂铱壳体后的均值为 63.65 MHz、标准差 0.1958 MHz。专利保持电容为 15.9 pF，并由谐振式反算空气中 453.2 nH、装壳后 394.3 nH；由此应在装壳前调整电感，而非在装壳后接受频移。[推导] 在电容不变时，，电感下降会使谐振频率上升。

【关键图占位｜库主定稿时补】FIG. 39 — 未屏蔽与铂铱壳体内 solenoid L-C prototype 的谐振频率直方图。

工程实现

FIG. 20 的 hermetic container 158 以导电 housing 160 包住装在 substrate 162 上的 L、C；端子 168、170 经 hermetic seal 接入导线。L 与 C 可沿同一轴端对端布置以缩小直径，却在 circuit trace 上并联，构成带阻；FIG. 24、FIG. 25 和 FIG. 26 对应这一物理串联、电气并联的拆分。绝缘填充和 conformal coating 190 用于隔离端子及保护 brazes，避免体液环境中的电迁移与端间漏电。

【关键图占位｜库主定稿时补】FIG. 20 — hermetic shield housing 内的并联 L-C 带阻件、基板与双端子截面结构。

实施可采用 chip、solenoid、Wheeler spiral 或 circuit-trace 电感，屏蔽可为管、箔、绕线或编织网。对 cardiac lead，专利把 tip 与 ring 的电感分别屏蔽；两电极被同一整体屏蔽包围会妨碍其 pacing 与 sensing。对于 DBS，专利仅以 3 French、约 1 mm 作为更小导线的期望尺度，未给出屏蔽网络的成品直径、弯折寿命或植入后电参数漂移，能否置入实际多触点皮层导线仍属 [待确认]。

权利要求 1 把 tip、ring 两根导体上的绝缘自谐振线圈置于串联位置，线圈相邻匝寄生电容与电感等效并联；权利要求 9–18 扩展为 64 MHz 与 128 MHz 的多线圈、多个电磁屏蔽及双导体各自屏蔽。相较于同公司 US9468750B2 以多层线圈的寄生电容调谐为中心的实现，本篇所处理的是屏蔽引入的电感偏移；两者共享并联谐振带阻机理[2]。

取舍

Q 决定谐振点阻抗与 3-dB 带宽的折中：高 Q 使峰值衰减较高而频带较窄；提高电感电阻或 capacitor ESR 会展宽频带，却降低衰减。专利偏好以电感损耗调节整体 Q，并要求带阻在至少 100 kHz 的 MRI RF 频带内提供至少 10 dB 衰减。

屏蔽还可作为 energy-dissipating surface：经 diversion circuit 将导线能量导向屏蔽，再由大面积导电表面与组织交换能量。这是带阻后的系统级去向，不能与屏蔽电感的局部抗耦合混为同一作用；该路径的热分布与远端热安全未在本篇闭合验证。

效果与证据

  • 谐振频移实测:FIG. 39 的 71 个空气中及 100 个铂铱 housing 内 solenoid L-C prototype，用 network analyzer 测得上列均值和标准差；电容均为 15.9 pF，组件装在类似 FIG. 24 的 circuit board。453.2 nH、394.3 nH 和约 13% 的变化是专利在固定电容假设下由谐振频率计算的值，不是独立电感表测量。
  • 频率响应对比:FIG. 40 比较 cylindrical metal shield tube 内外的 thick-film chip 与 wire-wound solenoid 电感板；原文报告 solenoid 的谐振频率和阻抗有显著变化，但未在正文转录曲线坐标或各 prototype 数值。
  • 模型:FIG. 41 为空气中 solenoid 的 PSPICE 模型，FIG. 42 在其上加入与屏蔽的互感，FIG. 43 报告该模型与 FIG. 40 的 empirical data 相符。模型参数、拟合误差、屏蔽厚度及高频材料参数未给出，不能据此外推到其他几何或多触点 DBS lead。
  • 设计/权利要求指标:权利要求 1、9–18 指定自谐振线圈在 MRI RF 附近形成高阻，中心频率至少 10 dB 衰减且 3-dB 带宽至少 100 kHz；这是保护范围和设计目标，不是上述 prototype 的温升或电流实测。

严谨性缺口:

  • 无 phantom、动物、体内或临床温升数据；未直接测量屏蔽前后远端电极电流、组织温度或 SAR 依赖性，故不能把频移补偿等同于 RF-heating 通过。
  • FIG. 40 与 FIG. 43 的坐标、样本数和不确定度未由正文复述；PSPICE 的元件/互感参数也未给出，模型可复现性与拟合范围不明。
  • 未报告屏蔽对低频 sensing/pacing、导线柔顺性、疲劳、端间绝缘及长期生物液环境的实测影响；3 French 仅为目标尺度而非已验证封装尺寸。

关联

  1. parallel-lc-resonance——并联 L-C 在谐振点呈高阻抗的通用机理。
  2. US9468750B2_Greatbatch——同公司自谐振线圈带阻的工程实现对照。