CN104837522B - 具有减少组织囊加热的电磁干扰过滤器设备的可植入医疗设备 - Google Patents

Abstract

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。

Description

具有减少组织囊加热的电磁干扰过滤器设备的可植入医疗设备

技术领域

本发明涉及可植入医疗设备，并且具体地，涉及用于防止在磁共振成像存在的情况下在可植入医疗设备周围的组织囊的加热的技术。

背景技术

有源可植入医疗设备(Active implantable medical device,AIMD)在将电刺激输送到身体神经和组织以用于各种生物紊乱的治疗神经刺激系统中得到适用，该神经刺激系统如治疗心律不齐的起搏器、治疗心脏纤维颤动的除颤器、治疗耳聋的人工耳蜗、治疗失明的视网膜刺激器、产生协调肢体活动的肌肉刺激器、治疗慢性疼痛的脊髓刺激器、治疗运动和心理紊乱的皮层和深度脑刺激器、以及治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩半脱位等的其它神经刺激器。AIMD典型地植入患者的组织囊中，并且连接至在远离组织囊的目标刺激点处植入的神经刺激导线。

在神经刺激系统中使用的AIMD采用两个普通类型的形式：完全植入的和射频(RF)控制的。完全植入的AIMD包括控制电路以及电源例如电池，所有都在连接至带有用于刺激组织的一个或多个电极的一根或多根导线的可植入脉冲生成器(IPG)内，使得在编程和打开后，IPG可以独立于外部硬件而操作。打开和关闭IPG并且对IPG编程以使用经由皮肤的电磁链路从外部编程设备生成期望刺激脉冲。相反，RF控制的AIMD包括经由电磁链路感应耦合至植入的接收器-刺激器的外部发射器，该植入的接收器-刺激器连接至带有用于刺激组织的一个或多个电极的一根或多根导线。用于对植入的接收器进行供电的电源例如电池以及用于命令接收器-刺激器的控制电路包括在外部控制器中，该控制器为典型地在患者皮带上穿戴的或在口袋中装载的手持尺寸设备。从位于植入的接收器-刺激器上方的缆线连接发射线圈经由皮肤耦合数据/功率信号。植入的接收器-刺激器接收信号并且生成刺激。

AIMD一般包括密封外壳或壳体(通常称为“罐”)，其当植入患者体内时接触组织。这个外壳由生物兼容材料构造而成，并且典型地为金属材料，例如钛。包括在壳体内的内部组件典型地为被设计用于多个过程如生理信号感测、诊断、数据存储、治疗输送和遥测技术的电子电路。壳体用于将典型地不为生物兼容的内部组件与生物环境隔离。在一些AIMD中，壳体还用作允许刺激能量的感测和输送的公共或返回电极。这个实施通常被称为“单极”或“单一极性”感测或质量。

AIMD一般植入到需要磁共振成像的患者身体中。因此，当设计可植入神经刺激系统时，应当对AIMD所植入的患者可能经受MRI扫描器生成的EMI的可能性给予考虑，该EMI可以潜在地引发对于AIMD的破坏，以及患者的不适。具体地，在MRI中，空间编码依靠于连续施加的磁场梯度。磁场强度基于在整个成像过程中应用的梯度场的位置和时间。在大静态磁场存在的情况下，在单个图像的获取中，梯度场典型地将梯度线圈(或磁铁)打开或关闭几千次。现今的MRI扫描器可以具有100mT/m的最大梯度强度和150mT/m/ms的快速切换次数(转换速率)，这可以导致带有与刺激治疗频率可比较的频率含量的感应电压。典型MRI扫描器创建在100Hz至30KHz范围内的梯度场，和对于1.5特斯拉扫描器而言的64MHz的射频(RF)场以及对于3特斯拉扫描器而言的128MHz的射频(RF)场。

在一定程度上，AIMD壳体提供对抗来自环境源和医疗诊断工具如MRI扫描器的电磁干扰(EMI)的保护。但是，梯度磁场的强度可能足够高以引起(取决于与MRI扫描器有关的主体内的导线的方向，为5-10伏特)至刺激导线上的电压，该电压因而被AIMD电子设备看到。如果这些感应电压高于AIMD电子设备的电压供应轨，则在AIMD内可能存在可能通过刺激导线上的电极引起的电流的路径，其因而可能由于MRI生成的梯度场和用于治疗的期望刺激能量频率之间的相似频带，引发对患者的不想要的刺激，以及潜在地损坏在AIMD内的电子设备。为了进一步阐述，梯度(磁)场可以在刺激导线的线内引起电能量，电能量可以被输送至AIMD的电路并且然后经由无源电荷恢复开关输出至刺激导线的电极。例如，在常规神经刺激系统中，在AIMD的连接器处，高于AIMD电池电压(～4-5V)的感应电压可以引起这种不想要的刺激电流。MRI扫描器生成的RF能量可能引起在AIMD内的甚至更高的电压的电流。

在一些实施方式中，感应RF电流被分流至AIMD壳体以保护AIMD内部组件。但是，感应电流可以以加法方式收集，并且导致从AIMD壳体进入AIMD周围的组织囊的显著RF电流。因而，这导致带有患者不舒适的可能性或甚至是组织损坏的组织加热。对于在AIMD中使用多于一个的导电电极连接的神经系统而言，来自导线的撞击RF电流的数量可以随着导线电极的数量增加而增加，设置RF电流以与各种导线电极相似的相位到达AIMD。这潜在地加剧带有大量导线电极的植入神经系统(具有每根导线8个或更多电极的多导线AIMD)的这个加热现象。

因此，仍然需要防止RF电路被输送至与包括在AIMD内的内部电子设备电连接的壳体。

发明内容

根据本发明，提供与承载至少一个导电电极的医疗导线仪器一起使用的有源可植入医疗设备(AIMD)。AIMD包括：配置为经由医疗导线而执行医疗功能(例如，电刺激能量的输送和/或生理参数的感测)的内部电子电路。AIMD还包括该内部电子电路的导电壳体。AIMD还包括配置为将该电路相应地耦合到至少一个导线电极的至少一个电终端。AIMD还包括在该至少一个电终端和壳体之间串行耦合的电感元件。该电感元件配置为阻止和优选地防止由撞击该医疗导线的电磁干扰(EMI)引起的电流从该至少一个电终端分流至该壳体。

在一个实施方式中，该电感元件串行电耦合在该至少一个电终端和该壳体中的一个与该内部电子电路之间，并且该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，从而允许电流在该至少一个电终端和该内部电子电路之间输送。在一个实施方式中，该内部电子电路的操作频率可以在100KHz以下，并且感应电流的频率可以在1MHz以上。在另一个实施方式中，该内部电子电路的操作频率可以为1KHz以下，并且感应电流的频率为至少64MHz。

AIMD还包括：在该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，以及在该壳体和该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该至少一个电终端和壳体相互电绝缘。AIMD可以可选地包括配置为将导线可去除地连接至该至少一个电终端的连接器。

本发明的其它和进一步的方案和特征可以从阅读以下用于示出但并不限制本发明的优选地实施方式的详细描述中变得显而易见。

附图说明

附图示出本发明的优选实施方式的设计和利用，其中相似的元件由公共参考标号来提及。为了更好地理解上文记载的和其它的本发明的优点及目的是如何获得的，上文简单描述的本发明的更具体的描述将通过参考在所附图中示出的本发明的特定实施方式来给出。理解这些图仅描绘本发明的典型实施方式并且不被视为对本发明的范围进行限制，本发明将通过附图的使用利用附加特征和细节来描绘和解释，其中：

图1是根据本发明的一个实施方式而构造的脊髓刺激(SCS)系统的平面图；

图2是在患者体内使用的图1的SCS系统的平面图；

图3是在图1的SCS系统中使用的可植入脉冲生成器(IPG)和三个经皮肤的刺激导线；

图4是在图2的SCS系统中使用手术桨板导线和可植入脉冲生成器(IPG)的平面图；

图5为在IPG中使用以防止电流分流至IPG壳体的一个过滤器布置的框图；以及

图6为在IPG中使用以防止电流分流至IPG壳体的一个过滤器布置的框图。

具体实施方式

接下来的说明涉及脊髓刺激(SCS)系统。但是应当理解的是，虽然本发明适用于在SCS中，但是在本发明中在其最广义方案中的应用未被限制于此。相反，本发明可以与用于刺激组织的任意类型的可植入电路一起使用。例如，本发明可以作用起搏器、除颤器、耳蜗刺激器、视网膜刺激器、配置为产生协调肢体活动的刺激器、大脑皮层刺激器、脑深部刺激器、周围神经刺激器、微型刺激器的一部分，或用在配置为治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩关节半脱位、头疼等的任何其他神经刺激器中。

首先转至图1，示例性脊髓刺激(SCS)系统10通常包括：一根或多根(在这个案例下三根)可植入刺激导线12、有源可植入医疗设备(AIMD)并且具体地植入脉冲生成器(IPG)14形式的脉冲生成设备、远程控制器RC 16形式的外部控制设备、临床医生的编程器18,、外部试验刺激器(ETS)20和外部充电器22。

IPG 14经由一根或多根导线延伸部24而物理连接至刺激导线12，该刺激导线12承载以阵列布置的多个电极26。刺激导线12示出为图1中的经皮肤的导线，尽管如将在下文进一步详细描述地那样，可以使用手术桨板导线代替经皮肤导线。如将在下文中进一步详细描述的那样，IPG 14包括脉冲生成电路，该脉冲生成电路根据刺激参数组，将电刺激能量以脉冲电波形(即，电脉冲的时间序列)的形式传输至电极阵列26。

ETS 20可以经由经皮肤的导线延伸部28和外部缆线30而物理连接至刺激导线12。具有与IPG相似的脉冲生成电路的ETS 20还根据刺激参数组将电刺激能量以脉冲电波形的形式输送至电极阵列26。ETS 20和IPG 14之间的主要不同为ETS 20是不可植入设备，在植入刺激导线12之后以及在IPG 14的植入之前，该不可植入设备在试验的基础上使用以测试要提供的刺激的响应性。因此，关于IPG 14而在本文中描述的任何功能同样可以关于ETS 20来执行。

RC 16可以用于经由双向RF通信链路32来遥测控制ETS 20。在植入IPG 14和刺激导线12之后，RC 16可以用于经由双向RF通信链路34来遥测控制IPG14。这种控制允许IPG 14利用不同刺激参数组被编程以及打开或关闭。IPG 14还可以被操作以修改编程的刺激参数以主动控制IPG 14输出的电刺激能量的特征。如将在下文中进一步详细描述的，CP 18提供用于在操作室和在后续疗程中用于对IPG 14和ETS 20进行编程的临床详细操作参数。

CP 18可以经由IR通信链路35通过RC 16与IPG 14或ETS 20的直接通信以执行这个功能。可替选地，CP 18可以经由RF通信链路(未示出)而与IPG 14或ETS 20直接通信。CP 18提供的临床详细刺激参数还用于对RC 16进行编程，使得在标准模式(即，没有CP 18的帮助)中可以随后由RC 16的操作来修改刺激参数。

为了简洁起见，RC 16、CP 18、ETS 20和外部充电器22的细节不会在本文中描述。这些设备的示例性实施方式的细节在美国专利号No.6,895,280中公开。

如图2中所显示的，刺激导线12植入在患者40的脊柱42内。刺激导线12的优选布置为邻近要刺激的脊髓区域，即坐落在该要刺激的脊髓区域附近。由于在刺激导线12退出脊柱42的位置附近缺乏空间，IPG 14通常植入腹部中或在臀部上方的手术制造囊中。当然，IPG 14还可以植入患者身体的其它位置。导线延伸部24有助于将IPG 14定位为远离刺激导线12的退出点。如所显示的，CP18经由RC 16与IPG 14进行通信。

现参考图3，刺激导线12和IPG 14的外部特征将被简洁描述。每根刺激导线12具有八个电极26(分别标记为E1-E8，E9-E16和E17-E24)。导线和电极的实际数量和形状当然将会根据想要的应用而改变。描述制造经皮肤的刺激导线的方法和构造的进一步细节公开在美国专利号No.8,019,439和7,650,184。

可替选地，如图4中所示出的，刺激导线12采取手术桨板导线的形式，在手术桨板导线上电极26以沿着刺激导线12的轴的三列(分别标记未E1-E5，E6-E10和E11-E15)阵列形式来布置。在所示出的实施方式中，尽管可以使用任意行数的电极，但是提供五行电极26。每行电极26布置在垂直于导线12的轴的线上。导线和电极的实际数量当然会地根据想要的应用来改变。关于手术桨板导线的制造的方法和构造的进一步细节在美国公开号No.2007/0150036中公开。

在图3和图4中示出的每个实施方式中，IPG 14包括外壳44，该外壳装有电子和其它组件(在下文中进一步详细描述)。外壳44由导电生物兼容材料如钛组成，并且外壳44形成密封隔室，在该密封隔室中的内部电子设备针对身体组织和流体受到保护。在一些情况下，外部壳体44可以用作电极。IPG 14还包括连接器46，刺激导线12的末端以将电极26电耦合至外部壳体44内的内部电子设备(在下文中进一步详细描述)的方式连接至该连接器46。为了这个目的，连接器46包括用于接收刺激导线12的末端的一个或多个端口(三个端口48或三根经皮肤导线或用于手术桨板导线的一个端口)。在使用导线延伸部24的情况中，端口48可以改为接收这种导线延伸部24的末端。

IPG 14还包括内部电子电路如微型控制器52、遥测电路54、电池56、刺激输出电路58和对于本领域技术人员已知的其它合适组件。微型控制器52执行在存储器(未示出)中存储的合适程序，用于指导和控制IPG 14执行的电刺激疗法。遥测电路54(包括天线)配置为在合适的调制载体信号中接收来自RC 16的编程数据(例如，操作程序和/或神经刺激参数)，并且配置为将载波信号解调以恢复编程数据，编程数据之后存储在存储器中。可以为可充电锂离子或锂离子聚合物电池的电池56将操作功率提供至IPG 14。

根据编程至IPG 14中的刺激参数组，刺激输出电路58将脉冲电波形的形式的电刺激能量提供至电极阵列26。在示出的实施方式中，刺激输出电路58可以包括独立控制的电流源，该独立电流源用于将特定和已知安培的刺激脉冲提供到电极26或壳体44或从电极26或壳体44提供特定和已知安培的刺激脉冲，或者包括独立电压源，该独立电压源用于提供在电极26处的特定和已知电压的刺激脉冲。刺激输出电路58还可以包括电荷恢复电路(未示出)以提供来自组织的电荷恢复和电极的电荷平衡。内部电子电路可以包括能够执行医疗功能，而不是生成电刺激能量且传输至组织的电路。例如，内部电子电路可以包括监视电路(未示出)，用于测量电参数数据(例如，电极阻抗和/或电极场势)。

刺激输出电路58生成脉冲电波形至电极阵列26所根据的刺激参数可以例如包括电极结合，其限定被激活为阳极(正)、阴极(负)和被关闭(零)的电极、分配给电极(26)的阵列的每个电极的刺激能量的百分比以及电脉冲参数，其限定脉冲幅度(取决于IPG 14是否供应不变电流或不变电压值电极26的阵列以安培或伏特测量)、脉冲宽度(以微秒测量)、脉冲速率(以每秒脉冲数测量)和突发率(在持续期间Y的调制而测量的和在持续期间Y外的调制而测量的)。

电刺激会发生在两个(或更多)激活电极之间，其中一个可以为IPG壳体44。刺激能量可以以单极或多极模式(例如，双极、三级等)发射至组织。当选择的导线电极26的一根连同IPG 14的壳体44被激活时，发生单极刺激，使得刺激能量在选择的电极26和壳体44之间发射。当导线电极26中的两个被激活为阳极和阴极时，发生双极刺激，使得刺激能量在选择的电极26之间发射。例如，一根导线12上的电极可以被激活为阳极，同时相同导线或另一根导线12上的电极激活为阴极。当15根导线电极26中的三根被激活，两根作为阳极并且剩下的一根作为阴极时，或者两根作为阳极并且剩下的一根作为阳极时，三极刺激发生。例如，一根导线12上的两个电极可以被激活为阳极，同时另一根导线12上的电极可以激活为阴极。

刺激能量可以在电极之间作为单相电能量或多相电能量被传输。单相电能量包括或者都是正的(阳极的)或者都是负的(阴极的)的脉冲序列。多相电能量包括在正和负之间改变的脉冲序列。例如，多相电能量可以包括双相脉冲序列，每个双相脉冲包括阳极的(正的)刺激脉冲和阴极的(负的)再充电脉冲，其在刺激脉冲之后生成以防止通过组织传输的直流电电荷，从而避免电极降解和电池损伤。也就是说，在刺激期间(刺激脉冲的长度)，电荷在电极处经由电流通过电极组织接口而被输送，并且之后在再充电期间(再充电脉冲的长度)，电荷在相同电极处经由相反极化电流被拉回离开电极组织接口。

本发明足以防止或至少阻止从IPG 14的外部壳体44分流由撞击刺激导线12的电磁干扰(EMI)引起的电流，而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22之间输送。在这种方式中，由于由EMI在导线电极26上的电流的感应而造成的壳体44的任何加热被消除或减少，从而消除或减少可能否则发生的在IPG周围的组织的加热。

具体地，并且参考图5，刺激输出电路58电耦合至电终端60，当刺激导线12与连接器46匹配时，电终端60依次电耦合至导线12承载的对应电极26。刺激输出电路58还电耦合至壳体44。如上文简洁地讨论的，刺激输出电路58可以生成脉冲电能量并且在所选择的导线电极26之间以单极或三极方式输送脉冲电能量，或者可以生成脉冲电能量并且在所选择的电极26与壳体44之间以单极方式输送脉冲电能量。直流电(DC)阻挡电容器62(ECC1-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。

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(L_case)电耦合在刺激输出电路58和壳体44之间。电容性元件68(C1-C_case)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。

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100KHz以下，同时希望的是EMI引起的电流的频率会在IMHz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)。

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。

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0.5μH，优选地等于至少1.0μH并且最优选地等于至少3.0μH。在64MHz处操作的1.5T MRI扫描器的情况下，0.5μH电感器会具有200ohm的阻抗，1.0μH的感应器会具有400ohm的阻抗，3.0μH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。

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。

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(L1-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(L_case)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。

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。

Claims (15)

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；

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；

多个DC阻挡电容器，其中，DC阻挡电容器中的一个被串行耦合在所述至少一个电终端中的每一个和内部电子电路之间且DC阻挡电容器中的一个被串行耦合在所述壳体和所述内部电子电路之间；

在所述至少一个电终端中的每一个和公共端之间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电耦合的另一个电容元件。

2.根据权利要求1所述的AIMD，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AIMD，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AIMD，其中，所述电感元件具有等于至少0.5μH的感应系数值。

5.根据权利要求3所述的AIMD，其中，所述电感元件具有等于至少1.0μH的感应系数值。

6.根据权利要求3所述的AIMD，其中，所述电感元件具有等于至少3.0μH的感应系数值。

7.根据权利要求2所述的AIMD，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AIMD，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100KHz以下，并且感应电流的频率在1MHz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1KHz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AIMD，其中，所述至少一个电容元件和所述另一个电容元件在操作频率上将所述至少一个电终端和壳体相互电绝缘。

12.根据权利要求1所述的AIMD，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AIMD，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AIMD，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AIMD，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。