CN104245045A - 具有频率选择面以防止mri过程中电磁干扰的神经刺激装置 - Google Patents

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Abstract

一种可植入医疗装置，包括天线，其配置为从外部装置无线接收第一频率能量；电子电路，其配置为响应所接收能量的接收而执行功能；及包括所述电子电路和所述天线的生物相容壳体。所述壳体容纳基板结构和设于所述基板结构上的元件的二维阵列。所述元件的阵列和所述基板结构设置为形成频率选择面，该频率选择面能够对入射在所述壳体上的第二频率能量的至少一部分进行反射同时将入射在所述壳体上的第一频率能量的至少一部分传输至所述天线。

Description

具有频率选择面以防止MRI过程中电磁干扰的神经刺激装置
技术领域
本发明涉及组织刺激系统，尤其涉及MRI兼容的神经刺激器。
背景技术
已经证明可植入神经刺激系统可治疗多种疾病和失调症。起搏器和可植入心脏除颤器(ICDs)也证明对于多种心脏疾病(例如，心律不齐)的治疗特别有效。慢性疼痛综合征长期以脊髓刺激(SCS)系统作为治疗方法，并且组织刺激的应用也已经开始扩展至狭心症和大小便失禁之类的其他应用。十多年来，深度脑刺激(BDS)业已用于治疗顽固慢性疼痛综合征，并且DBS最近又用于治疗运动失调症和癫痫之类的其他领域。此外，近期的调查表明，外周神经刺激(PNS)系统显现出可有效治疗慢性疼痛综合症以及大小便失禁，并且正在对大量的其他应用进行调查。再者，由NeuroControl(Cleveland，Ohio)公司提供的Freehand系统之类的功能性电刺激(FES)系统业已应用于恢复脊髓损伤患者的瘫痪肢体的一些功能。
此类可植入神经刺激系统一般包括至少一根刺激导线和可植入脉冲生成器(IPG)，所述刺激导线植入所需刺激位置，而所述可植入脉冲生成器的植入位置远离所述刺激位置但通过一或多个导线延伸件直接或非直接地连接至所述刺激导线。由此，可将电脉冲从神经刺激器传输至由刺激导线承载的电极，以根据一组刺激参数刺激或激活组织体并且为患者提供所需的有效治疗。
神经刺激系统还可包括手持远程控制(RC)以远程指令神经刺激器从而根据所选择的刺激参数生成电刺激脉冲。可由患者的主治医生对RC本身进行编程，例如，通过临床医生编程器(CP)进行，所述临床医生编程器一般包括笔记本计算机之类的通用计算机以及安装于其上的编程软件包。RC和CP使用由IPG中的一或多根遥测线圈接收的某一频率或频率范围(例如，以125KHz的中心频率)的RF信号与IPG进行无线通信。
神经刺激系统还可包括外部充电器，其能够以某一频率或频率范围(例如，以84KHz的中心频率)将能量从外部充电器中的交流电(AC)充电线圈无线输送至IPG中的AC反向线圈。此后，由IPG上的充电线圈接收的能量可用于对IPG包括的电子电路直接供电，或者可存储于IPG内的可充电电池内以用于按需对电子电路进行供电。
通常将IPG植入需要磁共振成像(MRI)的患者中。由此，当设计可植入神经刺激系统，必须考虑植入神经刺激器的患者可能会承受MRI扫描仪生成的电-磁力，其可能会损坏神经刺激器并且使患者发生不适。
尤其是，在MRI中，空间编码取决于连续施加磁场梯度。磁场强度系在整个成像过程中施加梯度磁场的位置与时间的函数。存在大静态磁场的情况下，为了获取单幅图像，梯度磁场一般会使得梯度线圈(或磁体)切换上千次的开关。当前的MRI扫描仪的最大梯度强度可为100mT/m并且有比刺激治疗频率快很多的150mT/m/ms切换次数(转换换率)。一般的MRI扫描仪生成的梯度磁场范围为100Hz～30KHz，而1.5Tesla扫描仪生成64MHz的射频(RF)磁场且3Tesla扫描仪生成128MHz的射频磁场。
MRI环境中，辐射RF磁场会冲击IPG并且造成各种问题，包括因IPG发热而造成IPG中的电子电路的损坏以及使得患者感觉不适。例如，RF磁场会在IPG的较大导电面(例如，壳体和电池的表面)上形成涡电流。涡电流随之则会生成热能，而热能会损坏电池并且使得患者感觉不适或甚至损伤IPG周围的组织。IPG内的充电或者遥测线圈也会接收到辐射RF磁场，由此会损坏耦合至这些线圈的电子设备。当然，并非所有的辐射能量对IPG都有害；例如，由RC，CP及/或外部充电器传输的能量以传输编程信息或者对IPG进行充电。
由此，仍然需要在MRI过程中防止IPG发热，同时允许使用能量来通信及/或对IPG充电。
发明内容
根据本发明，提供了一种可植入医疗装置。所述医疗装置包括天线，其配置为从外部装置无线接收第一频率能量；电子电路，其配置为响应所接收能量的接收而执行功能(例如，对所述医疗装置进行编程及/或充电)；及容纳所述电子电路和所述天线的生物相容壳体。
所述壳体包括基板结构和设于所述基板结构上的元件的二维阵列。所述元件的阵列为周期性的，并且所述元件的形状相同。各所述元件可为线性偶极子，十字偶极子，圈环，或蝴蝶结中的一种。各所述元件包括阻抗负载。所述阻抗负载为可调节，在这种情况下，所述可植入医疗装置还包括连接至所述阻抗负载的电子控制器。所述电子控制器配置为动态调节所述阻抗负载的信号。一实施例中，所述基板结构和所述元件阵列中的一个由介电材料(例如，陶瓷或塑料)制成，所述基板结构和所述元件阵列中的另一个由导电材料(例如，金属)制成。所述元件的阵列和所述基板结构设置为形成频率选择面(FSS)，该频率选择面能够对入射在所述壳体上的第二频率(例如，大于10MHz)能量的至少一部分进行反射同时将入射在所述壳体上的第一频率(例如，小于200KHz)能量的至少一部分传输至所述天线。
一实施例中，所述入射在所述壳体上的第一频率能量的传输系数大于0.5，并且所述入射在所述壳体上的第二频率能量的反射系数大于0.5。另一实施例中，所述入射在所述壳体的第一频率能量的传输系数大于0.75，并且所述入射在所述壳体的第二频率能量的反射系数大于0.75。
另一实施例中，所述可植入医疗装置还包括所述壳体内容纳的电池。所述电池包括另一基板结构和另一设于所述另一基板结构上的另一元件的二维阵列，其中所述另一元件阵列和所述另一基板结构设为形成频率选择面，该频率选择面能够对入射在所述电池上的第三频率(其可与所述第二频率相同)能量的至少一部分进行反射同时将入射在所述电池上的第二频率能量的至少一部分传输至所述天线。
再一实施例中，所述可植入医疗装置还包括连接至所述电子电路的导线。所述导线包括管状基板结构和设于所述管状基板结构上的另一元件的二维阵列，其中所述另一元件阵列和另一个基板结构设为，形成能够对入射在所述导线上的第三频率(其可与所述第二频率相同)能量的至少一部分进行反射的频率选择面。
根据下文对本发明进行描述而非限制的较佳实施例的详细说明，可清楚本发明的其他和进一步的方面和特征。
附图说明
附图示出了本发明较佳实施例的设计和作用，其中类似的元件给予同样的标号。为了更佳地理解本发明如何获得上述及其他优点和目的，参考附图下文将更详细地描述上文简述的发明内容。应理解，所述附件仅用于示意本发明的一般实施例，因此其并非限制本发明的范围，参考附图可更具体和详细地描述和解释本发明，其中：
图1为根据本发明一实施例构造的脊髓刺激(SCS)系统的平面图；
图2为在患者体内使用的图1所示SCS系统的平面图；
图3为图1所示SCS系统所使用的可植入脉冲生成器(IPG)和三根经皮刺激导线的平面图；
图4为图2所示SCS系统所使用的可植入脉冲生成器(IPG)和外科浆状导线的平面图；
图5a和5b为可结合入图3和4所示IPG的壳体的不同类型的频率选择面的平面图；
图6a～6d为可用于图3和4所示IPG的不同壳体的剖视图；
图7a～7d为可用于产生图3和4所示IPG的壳体用不同频率选择面的不同元件的平面图；
图8为可用以调节图3和4所示IPG的壳体的不同频率选择面的阻抗负载调节电路的电路图；
图9为图3和4所示IPG内的电池实施例的立体图；及
图10为图3的刺激导线实施例的立体图。
具体实施方式
下文的描述涉及脊髓刺激(SCS)系统。然而，应理解，尽管本发明非常适用于SCS中，但其最大宽泛的范围不受此限制。相反，本发明可用于任何种类的用于刺激组织的可植入电子电路。例如，本发明可用作起搏器、除颤器、耳蜗刺激器、视网膜刺激器、配置为形成协调肢体运动的刺激器、大脑皮层刺激器、深部脑刺激器，外围神经刺激器、微刺激器的一部分，或用于配置为治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩部脱位、头痛等的任何其他神经刺激器。
先参考图1，示意性的脊髓刺激(SCS)系统10大致包括一或多根(本实例中，三根)可植入刺激导线12，采用可植入脉冲生成器(IPG)14形式的脉冲生成设备，采用远程控制器RC16形式的外部控制设备，临床医生编程器(CP)18，外部试用刺激器(ETS)20，及外部充电器22。
IPG14通过一或多个线延伸件24物理连接至刺激导线12，刺激导线12带有多个设为阵列的电极26。图1中，刺激导线12示出为经皮导线，而如下文将详细描述的，可使用外科桨状导线来代替经皮导线。如下文将详述地，IPG14包括脉冲生成电路，其根据一组刺激参数将脉冲电波形形式(即，电脉冲的时间序列)的电刺激能量传输至电极阵列26。
ETS20还可通过经皮导线延伸件28和外部线缆30物理连接至刺激导线12。具有与IPG14类似的脉冲生成电路的ETS20也根据一组刺激参数将脉冲电波形形式的电刺激能量传输至电极阵列26。ETS20和IPG14之间的主要差别在于ETS20为在已经植入刺激导线12但未植入IPG14时用于试验的非可植入设备，以测试所提供刺激的响应度。由此，可通过ETS20类似地执行任何根据IPG14描述的功能。
RC16可用于通过双向RF通信链路32对ETS20进行遥控。一旦植入IPG14和刺激导线12，RC16可用于通过双向RF通信链路34对IPG14进行遥控。此类控制使得可打开或关闭IPG14并通过不同的刺激参数设定来进行编程。还可操作IPG14来修改已编程的刺激参数以主动控制IPG14输出的电刺激能量的特征。如下文将详述地，CP 18提供临床医生详细刺激参数以供在手术室或后续阶段中对IPG14和ETS20进行编程。
CP18可经由IR通信链路36通过RC16与IPG14或ETS20进行非直接通信而执行这一功能。或者CP19可经由RF通信链路(未示)与IPG14或ETS20直接进行通信。由CP18提供的临床医生详细刺激参数还用于对RC16进行编程，由此之后可在单机模式(即，无CP18的协助)通过操作RC16修改刺激参数。
简明起见，本文并不描述RC16，CP18，ETS20，及外部充电器22的细节。这些设备的示意实施例的细节如第6,895,280号美国专利所述。
如图2所示，刺激导线12植入患者40的脊柱42。最好将电极线12放置为靠近(即，搁置靠近)要刺激的脊髓。由于电极线12退出脊柱位置近处的空间不足，IPG通常植入在腹部或臀部上方的通过手术形成的袋中。当然，IPG14也可植入患者体内的其他位置。线延伸件24可便于将IPG14放置在离开电极线12的退出点。如图所示，CP18经由RC16与IPG14通信。
参考图3，简要描述刺激导线12和IPG14的外部部件。各刺激导线12具有八个电极26(分别标为E1-E8，E9-E16，及E17-E24)。当然，根据所需的应用，导线和电极的实际数量和形状可为不同。第2007/0168007号和第2007/0168004号美国专利公开详细描述了经皮刺激线的构造和制造方法。
或者，如图4所示，刺激导线12的形式可为外科桨状导线，电极26在其上沿刺激导线12的轴线设有三列二维阵列(分别E1-E5，E6-E10，及E11-E15)。所示实施例中，设有五排电极26，但是可使用任意排数的电极。各排电极26设为横穿导线12轴线的一直线。当然，根据所需的应用，导线和电极的实际数量可为不同。第2007/0150036号美国专利公开描述了外科桨状导线的构造及其制造方法的进一步细节。
图3和4所示的实施例中，IPG14包括外壳(或壳体)44，以容纳电子器件和其他组件(下文将详述)。外壳44形成密封的隔间，其保护内部电子元件不接触人体组织及流体，同时使得用以传输数据及/或电力的电磁场能够通过。某些情况下，外壳44可用作电极。IPG14还包括接头46，刺激导线12的近侧端以将电极26电耦合至外壳44内部电子元件(下文详述)的方式与接头46匹配。为此，接头46包括一或多个端口(三个用于三根经皮导线的端口或一个用于外科桨状导线的端口)以容纳一根或多根刺激导线12的近侧端。在使用线延伸件24的情况下，端口48则可容纳此类线延伸件24的近侧端。
IPG14包括脉冲生成电路，其根据编程入IPG14的一组刺激参数向电极阵列26提供脉冲电波形形式的电调节及刺激能量。此类刺激参数可包括界定出电极工作作为阳极(正)，阴极(负)，以及关断(0)的电极组合；分配给各电极的刺激能量的百分比(分数电极配置)，及界定脉冲幅度(根据IPG14是否向电极阵列26供给恒定电流或恒定电压而以毫安或伏特为单位测量)的电脉冲参数；脉冲宽度(以微秒为单位测量)，脉冲率(以每秒脉冲数为单位测量)，及猝发率(以持续时间X开启的刺激以及持续时间Y关闭的刺激为测量)。
第6,516,227号美国专利，第2003/0139781号和第2005/0267546号美国专利公开描述了有关上述IPG及其他IPG的其他特征。应注意，不同于IPG，系统10则可采用连接至导线12的可植入接收器-刺激器(未示)。这样，通过电磁链路感应耦合至接收器-刺激器的外部控制器中可包括电池之类对植入接收器供电的电源以及对接收器-刺激器发出命令的控制电路。数据/供电信号从置于植入接收器-刺激器上的缆线-连接传输线圈被经皮耦合。植入的接收器-刺激器接收信号并根据控制信号生成刺激。
重要的是，外壳44构造为形成频率选择面(Frequency Selective Surface，FSS)，即，当暴露至电磁辐射时，其以预定的频率响应生成散射波。由此，FSS用作电磁能量的过滤器，尤其是能够反射至少一部分的入射在壳体44上的第一频率能量(例如，在MRI过程中发射的电磁场)，同时将至少一部分的入射在壳体44上的第二频率能量(例如，编程信号或充电能量)传输至壳体44中的天线之类的必要组件，例如，用于接收编程信号及/或充电能量的线圈。
较佳地，反射大于10MHz的能量(其通常涵盖MRI扫描仪中使用的一般RF频率(例如，64MHz和128MHz))，同时传输小于200KHz的能量(其通常涵盖编程信号和充电能量所使用的RF频率(例如，分别为84KHz和125KHz))。最好有大量的第一频率能量被反射，并且有大量的第二频率能量被传输。可选实施例中，还反射小于40KHz的能量(其通常涵盖MRI扫描仪中使用的一般梯度磁场(例如，100Hz～30KHz))。反射系数(即，反射能量除以入射能量的百分比)以大于0.5为佳，以大于0.75为更佳，而传输系数(即，传输能量除以入射能量的百分比)以大于0.5为佳，以大于0.75为更佳。
壳体44包括基板结构50和设于基板结构50上的元件52的二维阵列，从而生成FSS，其通常有两种类型。具体地，图5a示出了“A类”FSS，其中的基板结构50由介电材料形成，而元件52由导电材料形成。图5b示出了“B类”FSS，其中基板结构50由导电材料形成，而元件52由介电材料形成。介电材料例如可为陶瓷或塑料，而导电材料例如可为钛之类的金属。
A类表面具有的响应比B类表面更佳。
例如，若所述元件为贴片，则A类FSS具有电容面，并且由此示出低通特性，FSS由此传输低频能量，同时反射高频能量。B类FSS具有感应面，并且由此示出低通特性，FSS由此传输低频能量，同时反射高频能量。由此，A类FSS对于反射较高频率的MRI电磁场同时传输较低频率的编程信号及/或充电能量，而B类FSS对于反射与低频相关的无用能量同时传输较高频率的编程信号及/或充电能量尤其有用。
另一实例中，若所述元件为十字偶极子，则其可作为分流元件，包括位于输入和输出之间串联的电感和电容。共振时，这会导致完全反射，藉此使得所述表面具有带阻(band-stop)响应。由此，具有十字偶极子的A类FSS面对于发射较高频率的MRI电磁场同时传输较低频率的能量特别有用。另一方面，B类FSS面会具有带通(band-pass)响应，并且由此对于反射与低频相关的无用能量同时传输较高频率的编程信号及/或充电能量尤其有用。
反射/传输之能量的反射/传输系数和频率取决于元件52的类型(例如，尺寸，形状，负载量，及方向)，元件52的沿两个方向的距离(x向和y向)，元件42的导电率(其增加反射率)，及基板结构50和元件52中哪一个由介电材料形成并且哪一个由导电材料形成。
对于A类FSS，元件52的有效长度最好为要反射之能量频率一半波长，对于B类FSS，元件52的有效长度最好为要传输之能量频率一半波长。由此，元件52和入射电磁能量之间的耦合名义上会在元件52的有效长度为一半波长的基础频率(fundamental frequency)处达到最高水平。为了减小元件52的尺寸，可使用Metamaterial-Inspired Frequency-Selective Surfaces,Farhad Bayatpur,University of Michigan(2009)所描述的基于超材料的FSS技术。作为一般的准则，元件52之间的距离越大，所反射或传输的能量的带宽就越窄，并且元件52之间的距离越小，所反射或传输的能量的带宽就越宽。
可以一或多种不同的方法设置基板结构50和元件52的阵列。较佳实施例中，元件52的阵列以周期(periodic)方式重复，并且元件52的几何形状相同且相互之间的距离相等。根据FSS是A类FSS还是B类FSS，可以多种方式中的任一种将元件52设于基板结构50上。
作为图6a所示的例子，在A类FSS的情况下，可使用现有的技术(例如，成型)根据所需图形在介电基板结构50中部分地形成元件52形状的开口，然后使用现有的技术(例如，离子束沉积)将导电元件52设于所示开口中。如图6a所示，导电元件52与介电基板结构50的表面齐平。或者，如图6b所示，导电元件52可超过介电基板结构50的表面，由此在壳体44上形成凸形图形。如图6c所示的另一实例中，在A类FSS的情况下，可使用现有的技术(例如，光化学蚀刻)将导电元件52以所需的图形形成在介电基板结构50的表面。如图6d所示的另一实例中，在B类FSS的情况下，可使用现有的技术(例如，钻孔)将导电元件52形状的开口根据所需的图形完全穿透介电基板结构50形成，然后使用现有的技术(例如，注入成型)将导电元件52设于所述开口中。
参考图7a～7d，现描述四种不同类型的示意元件52。应注意，本发明可使用的元件类型不限于图7a～7d所示的类型。例如，所述元件可为矩形(实心或圈形)，耶路撒冷十字架形，三腿或四腿偶极子，曲折线，锯齿形(zig-zags)等形式。
图7a中，元件52a采用加载线性偶极子的形式。这一实例中，元件52a包括两个通过阻抗负载56相互耦接的共线性子元件54。应注意，为了使得图7a所示的FSS具有最大的反射系数，设计被反射能量中的电磁波的方向最好定向为与偶极元件52a的方向平行。
对阻抗负载56进行变化可对FSS进行调制。例如，可变化阻抗负载56的电感或电容以改变所反射/传输之能量的频率，同时可变化阻抗导线106的电阻以改变所反射/传输之能量的频率范围的带宽。
图7b中，元件52b采用十字偶极子的形式。这一实例中，元件52b包括两个正交的子元件58，其使得入射到FSS之能量中的电磁波的任何方向的FSS反射系数都为最大。即，子元件58会将设计被反射能量中的任何电磁波分为正交的分量。
图7c中，元件52c采用圈环的形式。这一实例中，圆形元件52c与任何方向的电磁莫的磁分量交互。
图7d中，元件52d用蝴蝶结的形式。这一实例中，元件52d包括两个正交的子元件60和两个平行的子元件62，子元件62将子元件60的端部连接在一起。由于存在多个子元件，元件52能以更宽的频率范围反射能量。
可通过不同元件集成组合来加载任何上述的元件52，以形成如图7a所示的阻抗负载56之类的阻抗负载。最好通过电子控制器的信令对任何此类阻抗负载进行动态调节，由此提供可选择地反射不同频率能量的手段。例如，若使用1.5Tesla MRI扫描仪，可将阻抗负载变化为反射65MHz频率的能量，若使用3Tesla MRI扫描仪，可将阻抗负载变化为反射128MHz频率的能量。从RC16或CP18传输的信号可提示IPG14中的电子控制器调节阻抗负载。
图8所示的实例中，可调节阻抗负载62包括在各元件52的端子(未示)之间相互并联连接的一对电容C1，C2，开关S与电容C2串联。开关S响应IPG14中的电子控制器64生成的信号可选择地打开或关闭。当开关S打开时，仅电容C1连接至相应元件52，从而反射较高频率(例如，128MHz)的能量。相反，当开关S关闭时，电容C1和C2都连接至相应元件52，从而反射较低频率(例如，64MHz)的能量。
尽管FSS描述为与IPG14的壳体44相关，然而应理解，FSS可与IPG14的其他组件甚至是SCS相同10的其他组件相关。
例如，若天线位于电池后面，则对电池使用FSS是有用的以在反射MRI电磁能量的同时向天线传输编程信号及/或充电信号。例如，参考图9，电池66可包括壳体68(或外壳)，其包括基板结构70和设于基板结构70上的元件72的二维阵列，从而形成能够对入射在壳体68上的第一频率的能量的至少一部分进行反射同时将第二频率能量的至少一部分传输至天线的FSS。所述FSS可类似于图5a所示的A类FSS或图5b所示的B类FSS。
作为另一实例，参考图10，各刺激导线可包括外层78(或外壳)，其包括管状基板结构80和设于基板结构80上的元件82的二维阵列，从而形成能够对入射在壳体78上的第一频率能量的至少一部分进行反射的FSS。所述FSS可类似于图5a所示的A类FSS。
尽管以MRI为背景描述了上述技术，然而，应理解，这一技术可用于对由有害于患者或SCS系统10的电子组件的任何源生成的其他电磁能量进行反射。
尽管已经图示和描述了本发明的具体实施例，然而，应理解，其并不用以将本发明的范围限制为所述较佳实施例，并且本领域技术人员容易理解不脱离本发明的精神和范围的多种变化和修改。由此，本发明意欲覆盖由所附权利要求所界定的本发明精神和范围内的代替，修改，及等同。

Claims (18)

1.一种可植入医疗装置，包括：
天线，其配置为从外部装置无线接收第一频率能量；
电子电路，其配置为响应所接收能量的接收而执行功能；及
容纳所述电子电路和所述天线的生物相容壳体，所述壳体包括基板结构和设于所述基板结构上的元件的二维阵列，其中所述元件的二维阵列和所述基板结构设置成形成频率选择面，该频率选择面能够对入射在所述壳体上的第二频率能量的至少一部分进行反射，同时将入射在所述壳体上的第一频率能量的至少一部分传输至所述天线。
2.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述功能为对所述可植入医疗装置进行编程。
3.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述功能为对所述可植入医疗装置进行充电。
4.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述入射在所述壳体上的第一频率能量的传输系数大于0.5，并且所述入射在所述壳体上的第二频率能量的反射系数大于0.5。
5.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述入射在所述壳体上的第一频率能量的传输系数大于0.75，并且所述入射在所述壳体上的第二频率能量的反射系数大于0.75。
6.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述第二频率大于10MHz。
7.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述第一频率小于200KHz。
8.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述基板结构和所述元件阵列中的一个由介电材料形成，所述基板结构和所述元件阵列中的另一个由导电材料形成。
9.如权利要求8所述的可植入医疗装置，其中所述基板结构和所述元件阵列中的所述一个为所述基板结构，所述基板结构和所述元件阵列中的所述另一个为所述元件阵列。
10.如权利要求8所述的可植入医疗装置，其中所述基板结构和所述元件阵列中的所述一个为所述元件阵列，所述基板结构和所述元件阵列中的所述另一个为所述基板结构。
11.如权利要求8所述的可植入医疗装置，其中所述导电材料为金属，并且所述介电材料为陶瓷或塑料。
12.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述元件的阵列为周期性的。
13.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述元件的形状相同。
14.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中各所述元件为线性偶极子，十字偶极子，圈环，和蝴蝶结中的一种。
15.如权利要求1所述的可植入医疗装置，其中各所述元件包括阻抗负载。
16.如权利要求15所述的可植入医疗装置，其中所述阻抗负载可在第一值和第二值之间调节，所述可植入医疗装置还包括连接至所述阻抗负载的电子控制器，所述电子控制器配置为生成在所述第一值和所述第二值之间动态调节所述阻抗负载的信号，由此，当所述阻抗负载具有第一值时，所述频率选择面对入射在所述壳体上的第二频率能量的一部分进行反射，并且当所述阻抗负载具有第二值时，所述频率选择面对入射在所述壳体上的第三频率能量的一部分进行反射。
17.如权利要求1所述的可植入医疗装置，还包括设于所述壳体内的电池，所述电池包括另一基板结构和另一设于所述另一基板结构上的另一元件的二维阵列，其中所述另一元件阵列和所述另一基板结构设为形成频率选择面，该频率选择面能够对入射在所述电池上的第三频率能量的至少一部分进行反射，同时将入射在所述电池上的所述第一频率能量的至少一部分传输至所述天线。
18.如权利要求1所述的可植入医疗装置，还包括连接至所述电子电路的导线，所述导线包括管状基板结构和设于所述另一管状基板上的另一元件的二维阵列，其中所述另一元件阵列和另一基板结构设为形成频率选择面，该频率选择面能够对入射在所述导线上的第三频率能量的至少一部分进行反射。
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