CN106178254A

CN106178254A - 用于医学植入的对称磁体装置

Info

Publication number: CN106178254A
Application number: CN201610515924.4A
Authority: CN
Inventors: 马库斯·纳格尔; 托马斯·莱希莱特纳; 彼得·兰帕克尔; 沃尔夫冈·阿姆赖因; 京特·魏登霍尔策
Original assignee: Vibrant Med El Hearing Technology GmbH
Current assignee: MED EL Elektromedizinische Geraete GmbH; Vibrant Med El Hearing Technology GmbH
Priority date: 2012-07-09
Filing date: 2013-07-09
Publication date: 2016-12-07
Anticipated expiration: 2033-07-09
Also published as: US20140012071A1; AU2013289187A1; WO2014011582A2; US9615181B2; WO2014011217A3; AU2013288819B2; AU2016238830B2; US9549267B2; WO2014011582A3; CN104885481B; CN104521248A; AU2013289010B2; AU2013289010A1; CN104487134A; EP2869892A2; US20160205484A1; WO2014011217A2; DK2870780T3; CN106178254B; WO2014011441A1

Abstract

公开了用于医学植入的对称磁体装置。描述了一种用于听力植入系统的装置。可植入壳体具有配置成位于被植入病人皮肤下面并且平行于被植入病人皮肤的外表面。植入磁体装置位于可植入壳体内，并且具有多个局部磁体部，该多个局部磁体部具有不同的独立的局部磁场，这些局部磁场被组合到一起来形成具有至少双重对称以及零净磁偶极矩的净磁场，其中磁场被定位成平行于该植入壳体的外表面。

Description

用于医学植入的对称磁体装置

本申请是分案申请，原案的申请日是2013年7月9日，国家申请号是201380035560.4，发明名称是“用于医学植入的对称磁体装置”。

本申请要求2012年7月9日提交的美国临时专利申请61/669，161的优先权，其全部内容通过引用被包含在此。

技术领域

本发明涉及医学植入，并更具体地，涉及一种在这种植入中使用的永磁体装置。

背景技术

诸如人工中耳(MEI)和人工耳蜗(CI)之类的听力植入体在可植入部中采用附加磁体并采用外部，以将该外部磁性保持在该植入体上合适的位置。例如，如图1所示，传统的人工耳蜗系统可包括外部发射器壳体101，该外部发射器壳体101包含发射线圈107和外部磁体105。该外部磁体105具有传统的硬币形状，并具有南北磁偶极子，该南北磁偶极子垂直于病人皮肤以产生外部磁场线M₁，如图所示。在病人皮肤下植入的是对应的接收器组件102，该接收器组件102具有类似的接收线圈108和被植入的内部磁体106。内部磁体106也具有硬币形状，并具有南北磁偶极子，该南北磁偶极子垂直于病人皮肤以产生内部磁场线M₂，如图所示。将内部接收器壳体102进行外科手术植入并且固定在病人体内的正确位置。外部发射器壳体101位于皮肤上覆盖内部接收器组件102的正确位置，并且通过内部磁场线M₂和外部磁场线M₁之间的相互作用保持在适当的位置。来自发射器线圈107的Rf信号将数据和/或电力耦合到接收线圈108，该接收线圈108与植入的处理器模块(未示出)进行通信。

当病人进行核磁共振成像(MRI)检查时出现了一个问题。植入磁体和用于MRI的所施加的外部磁场之间出现了相互作用。如图2所示，植入磁体202的磁化方向基本垂直于病人皮肤。因此，来自MRI的外部磁场可以在内部磁体202上形成转矩该转矩可使得内部磁体202或者整个植入壳体201偏离到正确位置之外。在其它情况下，这样将损坏病人体内相邻的组织。此外，来自MRI的外部磁场可减小或者去除植入磁体202的磁化使得将不再强到足以保持外部发射器壳体在正确的位置。植入磁体202还导致在MRI成像中出现图像伪影，在接收线圈中存在感应电压，并且由于MRI的外部磁场和植入器件之间的相互作用而存在听力干扰。在MRI场强超过1.5特斯拉时这尤其是问题。

因此，对于具有磁体装置的现有的植入系统来说，普遍的是或者不允许进行MRI，或者至多限制使用MRI，从而降低场强度。其它现有的方案包括使用手术可去除磁体，球形植入磁体(例如，美国专利7,566,296)，以及各种环形磁体设计(例如，2009年7月22日提交的美国临时专利61/227，632)，通过引用其全部内容被包含在此。在不要求进行外科手术来去除磁体的那些情况中，球形磁体设计即使在非常高场强时可以是用于去除MRI的最方便的以及最安全的选项。但是球形磁体装置要求相当大的磁体，其厚度比植入体的其它部件的厚度大得多，因此增加了植入体所占用的体积。这样依次增加了其自身的问题。例如，诸如人工耳蜗的某些系统可植入在皮肤和下面的骨头之间。因此磁体壳体的“球形泵”要求制备进入到下面骨头的隐窝。这在该应用中是植入期间的额外步骤，且该额外步骤在非常小的儿童的情况非常困难或几乎不可能。

磁体元件的各种复杂装置在听力植入应用的使用中可已经被描述。例如参见，美国专利4,549,532；美国专利7,608,035；美国专利公开20110022120；以及美国专利公开20110264172，通过引用其被包含在此。然而，不建议这种治疗装置可能潜在地具有任何如上所述的磁体附加应用的益处。

发明内容

本发明的实施例提出了一种医学植入系统的装置。可植入壳体具有配置成位于被植入病人的皮肤下并且平行于被植入病人的皮肤的外表面。植入磁体装置位于可植入壳体内并具有多个局部的磁性部，这些磁性部具有不同的独立的局部磁场，这些局部磁场可被组合在一起形成具有至少双重对称(例如，径向对称)以及零净磁偶极矩的净磁场，其中这些磁场被定位成平行于植入壳体的外表面。

该植入磁体装置可具有内部的局部磁性部以及外周局部磁性部，该内部局部磁性部具有第一局部磁场，该外周局部磁性部具有第二局部磁场，其中第一局部磁场和第二局部磁场具有不同的定向方向；例如，植入磁体装置可以是盘状。存在至少一个局部磁场，其具有从公共径向中心发出的定向方向，和/或其具有使得磁场线大致平行的定向方向。

植入磁体装置可用作保持磁体，以与外部设备中的外部磁体装置进行磁性相互作用，以保持该外部设备在病人用户皮肤上的固定位置。或者该植入磁体装置可用作可植入换能器中的致动器磁体，以在病人用户内产生机械振动信号。

本发明的实施例还提出了一种用于病人用户的医学植入系统的可植入换能器装置。可植入壳体具有配置成位于被植入病人皮肤下面并与被植入病人皮肤平行的外表面。磁性换能器位于可植入壳体内，并且适于与病人用户皮肤上的外部磁性驱动部件进行磁性相互作用，以形成到可植入壳体的机械激励信号。磁性换能器包括具有多个局部磁性部的换能器磁体装置，多个局部磁性部具有不同的独立的局部磁场，这些局部磁场被组合在一起以形成具有至少双重对称(例如，径向对称)以及零净磁偶极矩的净磁场，其中这些磁场被定位成平行于植入壳体的外表面。

在进一步的这些实施例中，换能器磁体装置包括内部局部磁性部以及外周局部磁性部，该内部局部磁性部具有第一局部磁场，该外周局部磁性部具有第二局部磁场，其中第一局部磁场和第二局部磁场具有不同的定向方向。换能器磁体装置可具有盘形。至少一个局部磁场可具有从公共径向中心发射的定向方向和/或使得磁场线大致平行的定向方向。

还可存在一个或多个悬浮元件，其弹性附着到该换能器磁体装置，使得该磁性换能器形成与外部磁性驱动部件耦合的振荡系统。例如，该换能器磁体装置可包括内部局部磁体和外周局部磁体，其中该一个或多个悬浮元件将该局部磁体彼此弹性连接。

在上述的任何一方面，该医学植入系统可以是听力植入系统，诸如人工耳蜗系统、人工中耳系统、骨导听力植入系统或者前庭植入系统。

附图说明

图1示出了在本发明实施例中使用的典型理想化人工耳蜗的一部分。

图2示出了在本发明实施例中使用的在被植入设备的被植入部分上的外部磁场的效果。

图3A-B示出了具有多个磁场方向的植入磁体装置。

图4A-B示出了根据本发明实施例的对称植入磁体。

图5示出了具有多个分开的磁性部分的各个可替换实施例。

图6A-C示出了可植入磁体装置的各个实施例，该可植入磁体装置具有多个分开的具有双重对称的磁性部分。

图7A-B示出了在植入磁体装置和植入壳体的接收线圈之间的各个关系。

图8A-B示出了具有磁轭的外部发射器装置，该外部发射器装置与可植入磁体装置相互作用，该可植入磁体装置具有通过一个或多个弹性悬浮元件耦合的带有双重对称的多个独立的磁性部分。

具体实施方式

本发明的各个实施例提出了一种用于医学植入系统的双重对称的植入磁体装置(例如，径向对称)，该医学植入系统包括但不局限于听力植入(人工耳蜗、人工中耳、骨导植入或者前庭植入)，可视化植入喉起搏器。该磁体装置在诸如MRI检查的外部均匀磁场存在时产生低的转矩，然而与传统的柱状磁体所产生的近场磁力相比，其近场磁力(用于与相对应的外部保持磁体进行相互磁性相互作用)足够高。这种磁体装置既可用作保持磁体部件，以保持外部单元在病人用户皮肤上期望的位置上，并且也可用作诸如骨传导植入的机械激励植入中的致动器磁体。

图3A示出了包括在可植入壳体(例如，植入壳体102)中的植入磁体装置300的分解视图，图3B示出了包括在可植入壳体(例如，植入壳体102)中的植入磁体装置300的侧视图，该可植入壳体包括可植入电子系统的一部分。该壳体内的柱状植入磁体装置300包括内部中心盘状部301以及外部径向环状部302，该内部中心盘状部301在内部磁性方向上具有内部磁性方向，该外部径向环状部302在与内部磁性方向相反的外部磁性方向中具有外部磁性方向。采用这种装置，该植入磁体装置300的净磁场比现有技术的传统柱状磁体小得多，而局部地，磁场在内部中心盘状部301和外部径向环状部302附近仍然有效地强，使得在植入磁体装置300的保持力上不存在整体的损失。植入磁体装置300的这种减小的净磁场还避免了现有的净磁场与植入信号线圈及其通信信号反作用的问题，并且减小了现有技术关于MRI过程的转矩和成像问题。此外，与单个的盘状磁体相比，植入磁体装置300的磁性结构的更特殊性还提供了关于外部壳体的改进的居中能力。

图4A示出了根据本发明实施例的用于听力植入系统的具有至少双重对称的植入磁体400的顶部平面图。这里，植入磁体400具有带有径向对称的传统盘状，其被正常安装在听力植入系统中使用类型的可植入壳体内，该听力植入系统具有配置成位于被植入病人(例如，图1的植入壳体102)皮肤下面并且平行于被植入病人皮肤的外表面。植入磁体400具有内部局部磁性部401以及外周局部磁性部402，其中第一局部磁场位于局部磁性部401的径向中心处(这里称作北极)，第二局部磁场分布在外周局部磁性部402的周围(这里称作南极)。如图4A所示，该径向对称的植入磁体400具有平行于外部壳体表面的净磁场以及接近于零的净磁偶极矩。在植入磁体400的径向中心401处的磁通将仍然与传统的盘状植入磁体可比较。

植入磁体400可用作可植入换能器中的致动器磁体，以在病人用户中产生机械振动信号。图4B示出位于换能器壳体408内的致动器植入磁体400的侧面图，该换能器壳体408植入在病人用户的皮肤下面，以与外部设备403中的外部磁体装置405进行磁性相互作用，以将外部设备403保持在皮肤上的固定位置。这里，如图所示，外部磁体装置405是传统的垂直磁化圆柱体，其通过铁磁性材料的磁轭406与径向磁化植入磁体400协作，该磁轭406将磁场407定向在外部磁体装置405和植入磁体400之间，使得磁场垂直穿过外部磁体装置405，并且水平穿过植入磁体400。为此，磁轭406的直径与植入磁体400尺寸大约相同，或者略大于植入磁体400。

典型地，外部设备403应包括发射器驱动线圈404，用于发射穿过皮肤的通信信号。外部设备403感测环境声音(经由麦克风-未示出)并且将声音信息转换为电磁驱动信号，该电磁驱动信号通过皮肤到响应进行振动的植入磁体401。换能器壳体408将该振动耦合到颅骨，通过骨传导给耳蜗内的流体，在耳蜗中其被感知为声音。与图3A-B中的植入磁体装置300相比，图4A-B中的径向对称植入磁体400具有更加紧凑的磁场，其有利地增加了磁性耦合效率，因而导致更优的保持和振动特性。作为永磁体的替代，该外部设备403可替代地包含与植入磁体400磁性相互作用的铁磁性材料，诸如铁、镍、钴等等。

双重对称的植入磁体可以是单片径向对称的磁体，如图4A所示，或者实施例可以具有多个独立的磁性部2、3、4、6、8等等，如图5所示。这种植入磁体将仍然需要具有接近于零的净磁偶极矩，即，各个磁偶极矩的和将接近于零。与单片植入磁体设计中的情形相比，该独立部分由不期望的涡流损耗所导致的问题更少。由图5所示的多个磁体部分组成的植入磁体更少经历由于制造公差所导致的问题，因为磁体部分可以有利地在植入壳体内进行自调节成对称结构。

植入磁体还可具有带有至少双重对称的任何方便的特殊形状，意义在于在180度旋转之后该形状看起来是相同的。这是植入磁体可具有径向对称，例如为圆盘，具有中心孔的圆环盘或者多边形盘状。这些形状或者可以是绕着径向中心自由旋转，或者非旋转地固定在可植入壳体内。或者该植入磁体并不具有如上的径向对称，而是仍然具有至少图6A-C所示的实施例中的双重对称。图6A示出了由多个分开的磁性部制成的植入磁体，该多个分开的磁性部形成为矩形。图6B示出了形成具有双重对称的半环形的多个磁性部。图6C示出了另一个变形，其中多个磁性部形成环形植入磁体，其中这些部分每一个其它部分交替，或者具有局部磁场，该局部磁场具有从公共径向中心发出的定向方向或者使得磁场线基本平行的定向方向。

在典型的听力植入系统应用中，该植入磁体可以在可植入壳体中，该可植入壳体具有其它的功能性元件，诸如同时从外部发射器设备接收植入通信信号的接收线圈，通过适于与该植入磁体磁性相互作用的外部磁体装置的保持力，该外部发射器设备被固定地附着到植入病人皮肤上。图7A-B示出了用作保持磁体的植入磁体装置703和植入壳体701的接收线圈702之间的各个关系。植入壳体701具有平的外表面，其位于平行于下面的皮肤，并且植入壳体701内的接收线圈702与该平的外表面平行(即，平行于皮肤)，并且可位于该植入磁体装置703的外周外侧，如图7A所示(听力植入系统中的典型装置)，或者位于植入磁体装置703的外周内，如图7B所示。外部设备(未示出)的外部磁体装置可具有与具有相反的磁极的植入磁体装置703相同的形状，或者它可以具有传统的柱状，其具有平行于圆柱中心轴的磁场，或者它具有球形，如本领域已知的。

本发明的实施例也提出一种基于上述的植入磁体装置的、用于病人用户的医学植入系统的可植入换能器装置。图8A示出了这种具有至少双重磁性对称，在这种情况下，具有径向对称的可植入磁体装置800的顶部平面图，图8B示出了其侧面图。可植入壳体804密封封闭了内部壳体容积，并且被固定附着到病人用户皮肤下面的颅骨上。磁性换能器包括可植入磁体装置800，该可植入磁体装置800位于该壳体容积内，并包括多个局部磁体，该多个局部磁体具有不同的独立局部磁场，这些局部磁场被组合到一起形成具有至少双重对称(例如，径向对称)和零净磁偶极矩的净磁场。该可植入磁体装置800还包括悬浮元件803，该悬浮元件803弹性地耦合相邻的局部磁体，以允许它们相对运动。该磁性换能器装置800形成与病人用户皮肤上的外部设备403中的驱动线圈404的磁场耦合的振动系统，从而形成了到可植入壳体804的机械激励信号，该可植入壳体804被耦合到下面的颅骨并且通过骨传导传递到耳蜗内的流体。

在图8B所示的特定实施例中，磁性换能器装置800包括盘状的内部局部磁体801，其具有如图4所示的植入磁体一样的第一局部磁场，其中在其径向中心处具有北磁极并且在其外周周围分布南磁极。磁性换能器装置800还包括环状外周局部磁体802，其具有第二局部磁场。该内部局部磁体801和外周局部磁体802的局部磁场具有如图所示的不同的定向方向，其中局部磁体801和802自身是MRI安全的。悬浮元件803为位于平行平面内的特定形式的一对弹性膜的，其一侧耦合到内部的局部磁体801，并且相对侧耦合到外周局部磁体802。内部局部磁体801可根据悬浮元件材料的弹性常数并且响应于通过外部设备403内的驱动线圈404的驱动电流感应的驱动力而运动。外周局部磁体802可固定到可植入壳体804，或者存在如上所述的其它悬浮元件。

尽管已经公开了本发明的各个示例性实施例，但是对于本领域技术人员来说明显的是可以进行各种改变和修正来实现本发明的一些优点，而不脱离本发明真正的范围。

Claims

1.一种用于病人用户的医学植入系统的可植入换能器装置，所述装置包括：

可植入壳体，所述可植入壳体具有配置成位于所述病人用户的皮肤下面并与所述病人用户的皮肤平行的外表面；以及

磁性换能器，所述磁性换能器位于所述可植入壳体内并适于与所述病人用户的皮肤上的外部磁性驱动部件进行磁性相互作用，以形成到所述可植入壳体的机械激励信号，所述磁性换能器包括换能器磁体装置，所述换能器磁体装置具有多个局部磁性部，所述多个局部磁性部具有不同的独立的局部磁场，所述局部磁场被组合在一起以形成具有至少双重对称和零净磁偶极矩的净磁场，

其中，所述磁场定位成平行于所述可植入壳体的外表面。

2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述换能器磁体装置包括具有第一局部磁场的内部局部磁性部以及具有第二局部磁场的外周局部磁性部，其中，所述第一局部磁场和所述第二局部磁场具有不同的定向方向。

3.根据权利要求2所述的装置，其中，所述换能器磁体装置具有盘状。

4.根据权利要求2所述的装置，其中，所述第一局部磁场具有从公共径向中心发出的定向方向。

5.根据权利要求4所述的装置，其中，至少一个局部磁场具有使得磁力线基本平行的定向方向。

6.根据权利要求1所述的装置，其中，所述换能器磁体装置包括多个分开的磁性部分。

7.根据权利要求1所述的装置，其中，所述换能器磁体装置在180度旋转之后保持其相同的形状。

8.根据权利要求1所述的装置，其中，所述医学植入系统是听力植入系统。