用于磁共振环境的神经监测电缆的制作方法

1.本公开涉及脑电图电极在磁共振环境中的用途。


背景技术：

2.脑电图(eeg)电极在神经监测中使用。eeg电极是包括电极、电缆和连接器的系统的一部分。电极附接在患者身上，接收大脑中的电信号或刺激大脑中的神经；电缆的一端附接到电极，并通过连接器附接到放大器。
3.如果电缆处于以射频(rf)振荡的磁场中，例如由磁共振成像(mri)机器产生的磁场，则电缆往往充当天线并传导射频(rf)能量。电缆中的射频能量加热电缆以及与其连接的任何电阻材料。如果电缆连接到附着在患者皮肤上的电极，皮肤
‑
电极接口处的电阻加热可能会导致灼伤损伤。
4.mri监测是一种常见的医院程序，因此围绕mri机器要采取程序和预防措施以避免此类伤害。然而，具有讽刺意味的是，磁场越强，射频越高，mr成像获得的图像质量越好，但电阻加热和灼伤的可能性也越大。
5.由于mri灼伤对需要神经学监测和将要进行mri程序的患者的危险性，通常在成像程序之前从患者身上取下电极，然后再重新连接。将电极连接和重新连接到患者身上是由技术人员完成的，这项任务既耗时又昂贵。此外，在进行mri程序时，不会对患者进行监测。
6.然而，在mr成像期间，某些电极系统可能会根据条件保持连接到患者的头部。这些电极系统通常被称为“mri条件性”(mri
‑
conditional)系统。这些电极的使用条件可能包括对mr成像设备的磁场强度的限制以及患者在与这些电极系统相连的磁场中停留的时间。mri条件电极系统可以使用不同的材料，例如对磁场响应较小的，或者使用插入电极电缆的槽路滤波器(tank filter)(电感电容电路)来阻止不需要的rf能量。遗憾的是，槽路滤波器是频率特定的，因此当用于mri机器时，它们在减少热量方面并不总是有效。需要将这些滤波器单独调谐到mri中使用的精确频率，这也使得它们的构建成本相对较高且劳动密集。
7.因此，一直需要更好的方法来避免或最小化mr成像期间连接到患者的电极系统中的rf加热。


技术实现要素：

8.根据本发明的主要方面，简单来说，已经发现在电极系统的电缆中的最佳位置串联插入的电感器和电阻器的组合形成了一种射频滤波器，其能减少发热并且频率特定性低于槽路滤波器。
9.本公开的一个方面是本发明的串联(in
‑
line)滤波器的部件不包括需要精确调谐的槽路滤波器。
10.本公开的一个方面是选择用于串联滤波器的电阻器和电感器的值和数量，以降低电极系统中的射频(rf)功率，尤其是减少耗散到电极下方和附近的皮肤中的热量。
11.本公开的一个方面是选择用于串联滤波器的部件的值和布置，以通过电阻器和电
感器的交替关系降低电极系统中的rf功率并减少过度加热。
12.本公开的另一方面是选择用于串联部件的电缆中位置，以降低电极系统中的rf功率。
13.本公开的一个方面是选择电缆中串联rf滤波器的位置选择、数量、部件类型和值、布置，以降低在宽泛范围的射频的rf功率。
14.本公开的另一个方面是串联rf滤波器的部件可以是为库存值的(stock
‑
valued)部件。
15.本公开的一个方面是本发明rf滤波器由微型、无引线的表面安装部件组成，所述部件被生物相容的、电绝缘材料包围，包括小型串联滤波模块。
16.本公开的另一方面是选择所有模块材料和滤波器部件以完全不含有磁性材料，或者至少使含有镀镍的这种材料的含量最小，从而将在非常强的磁场中引起危险的风险降到最低。
17.本公开的一个方面是在本发明rf滤波器中使用约1000欧或更小的电阻，这是典型的eeg放大器中最佳性能所需要的。
18.本公开的另一方面是在rf滤波器中使用无铁氧体电感器，从而不仅最小化引起危险的风险，而且最小化在强磁场中改变铁氧体特性的磁饱和的风险。
19.本公开的另一方面是串联rf滤波器的总电感可以介于1微亨和2微亨之间，这在不使用磁性材料的情况下容易实现。
20.本公开的一方面是包括在神经电极系统中的rf滤波器，该神经电极系统具有与rf滤波器中的至少一个串联电感器串联的至少一个电阻器。
21.本公开的另一方面在于，所述部件被构造为用于在电极电缆中串联使用的微型过滤器模块。
22.本公开的又一方面在于，对于位于所述电缆的第一端和第二端之间的设计的串联滤波模块，在被软件中的天线系统仿真找到并且然后通过适度数量的真实世界试验改进的位置处，所述滤波模块的至少一个经改进位置将减少rf能量耦合到患者皮肤中，从而减少灼伤的危险。
23.本公开的又一方面在于，对于范围在240毫米到1000毫米(1米)内并使用在射频衰减器的实施例中描述的微型滤波器模型的电缆，可以使用简单的数学公式确定改进的位置。
24.本公开的一个方面在于，所述串联滤波模块可以包含串联电连接的电阻器和电感器的交替且基本线性的布置。
25.本公开的另一方面在于，所述串联rf滤波器中的电阻和因此具有的功率耗散被分配到多个电阻器之间，所有电阻器都具有相同或非常相似的库存值，从而进一步减少沿滤波器的任何一个位置处的热量耗散。
26.本公开的又一方面在于，使用多个无铁氧体电感器实现串联rf滤波器中所需的电感，所有电感器都具有相同或非常相似的库存值，并且进一步充当发热电阻器之间的间隔物。
27.本公开的另一方面在于，电阻器的数量理想地比电感器的数量多一个，因此电阻器出现在所述线性布置的两端。换句话说，如果需要数量n个的无铁氧体电感器来实现所需
的总电感，则电阻器的数量理想地为n 1。
28.本公开的一个方面在于，所述串联滤波模块在端部具有触点，以将串联滤波模块与电缆连接起来。这些触点优选地包括或至少镀有铜、银或金，避免使用镍或其他磁性材料。由于构成电缆的导线可能由碳纤维而不是铜制成，且因此不可焊接，因此不希望镀锡或焊锡。
29.通过结合附图仔细阅读具体实施方式，本公开的这些和其它方面及其特征对神经监测领域的技术人员将是显而易见的。附图说明在附图中：
30.图1是根据本公开的一个方面的包括串联rf滤波模块的电极系统的侧视图；
31.图2是图1的串联rf滤波模块的横截面的端视图；
32.图3是设计用于由图1的串联模块封装的双面印刷电路板的侧视透视图，其示出了根据本公开的一个方面的使用的部件的示例；
33.图4是设计用于由图1的串联模块封装的替换的单面印刷电路板的侧视透视图，其示出了根据本公开的一个方面的使用的部件的示例；
34.图5是根据本发明的一个方面的滤波模块的电子示意图；
35.图6是根据本公开的一个方面的当使用放置在沿电极系统的240毫米电缆的各个位置之一中的模拟串联滤波模块时用于三种不同磁共振射频递送至患者皮肤的rf功率的曲线图；以及
36.图7是分别沿着电缆在长度240、300、500、700和1000毫米放置的比如3
‑
tesla mri机器中使用的128mhz的磁共振射频向患者皮肤递送的rf功率曲线图。现有技术讨论
37.对该领域现有技术的审查表明，许多美国专利已经存在，包括us 7,945,322；us8,116,862；us 8,180,448；us 8,200,328；us 8,301,243；us 8,311,628；us 8,463,375、us 8,649,857和us 9,061,139)均由相同的发明人(stevenson等人)完成，并且具有相同的目的，即使用谐振槽路(tank circuit)来阻止特定的不期望频率来创建可植入设备。
38.谐振槽路是电感器(不可避免地包括一些电阻)与电容器的并联组合，电容器可能是离散的，例如制造的芯片或薄膜电容器，或者可能包括由附近物体诸如留在电路板上的迹线或铜区域印刷电路板贡献的其他电容。它阻止以fc＝1|2n(lc)为中心的典型窄频率范围，即其谐振中心频率，其中fc是以赫兹为单位的频率，l是以亨利为单位的电感，c是以法拉为单位的电容。
39.例如，数值为390纳亨(“l”)的电感器和10皮法电容器(“c”)产生fc＝80.6兆赫兹，接近fm广播频段。
40.槽路中电阻的影响是改变参数“q”，随着电阻的增加，该参数会变低。高“q”使槽路在fc成为非常有效的屏障，随着频率偏离它，性能会急剧下降。低“q”扩大了频率响应，但以接近fc的性能为代价。
41.由于难以精确控制电感器和电容器的值，并考虑到杂散电容和谐振槽路周围环境中磁性材料的影响，通常需要进行一定程度的单独调整，以使每个槽路在所需的fc下谐振。这需要使用可调谐部件，例如可调电容器，其成本远高于为库存固定值(stock fixed
‑
value)的电容器。然后，槽路必须与可能影响其调谐的外部影响隔离。在生产中，这通常会
显著增加成本。另一个缺点是，所述槽路将仅阻止一个频率(以及它附近的其他窄带)，而对其他频率几乎没有影响或没有影响。
42.因此，本发明的主要目的是提供一种针对eeg电极引线中的rf能量的屏障，通过采用完全不同的方法来避免谐振槽路的缺点：消除并联电容的使用；在所有常用的mri射频下，将完整的电极、电缆和连接器作为一个类似天线的系统一起处理；并且在该系统中，沿着每条电缆将滤波模块放置在最佳位置，该滤波模块包括集总电感和电阻，形成在超过一个这样的频率下有效的非谐振滤波器，所述最佳位置是能使得被传输到与电极接触的患者皮肤的射频能量最少的位置，从而最大限度地减少灼伤的危险。
43.另一个目的是使用能够在mri环境中、在具有根据需要指定的场强和其他条件的“mri条件性”的意义上安全使用的部件来提供这种rf能量屏障。
44.第三个目的是仅使用低成本、广泛可用、为库存值的部件来提供与mri兼容的屏障，组装后无需单独调整。
45.第四个目的是提供紧凑型滤波模块形式的屏障，其可以串联安装在电极电缆中并且在医疗环境中使用是安全的。
46.第五个目的是制造这样的模块，从而制造包含它的电极系统，比现有技术的电极系统更能耐受射频能量并且更能抵抗电阻加热。
具体实施方式
47.为一组神经监测电极开发了计算机模型，以评估来自rf设备的rf拾取(rf pickup)。该模型是使用商购获得的eznec 6.0版天线建模软件开发的。
48.对于该模型，电极、导线、连接器和患者的头部均表示为射频接收天线的一部分。患者的头部被划分成19个导电体积，每个体积都有自己的电阻和电容，以通过趋肤效应模拟通过扩展电阻负载的射频电流分布。外部电缆由直线、悬空线或包括代表多电极连接器的电容器的回路表示。
49.由两个3000欧的电阻器模拟的负载模拟皮肤和每个电极之间的典型电阻。另外的负载，每个都由电感和电阻组成，以允许沿着导线轻松重新定位的方式建模，以模拟放置在不同位置的滤波模块。
50.为了模拟接受mr成像的患者周围的旋转rf场，在典型的mri机器中用作rf源的“鸟笼式”线圈被建模为一组四个相互连接的源偶极子，每个偶极子与下一个偶极子异相90度。
51.现在参照图1
‑
5，图1示出了电极系统10，其包括电极14、具有串联的过滤器模块22的电缆18以及连接器26。电缆18与电极14以及与连接器26电连接。电极14可以与其他电极一起附接到患者的头部，用于神经监测或其他神经程序。连接器26与其他电缆的其他连接器一起连接到放大器(未示出)以放大从电极14接收的信号，且这些信号通过电缆18和串联的滤波模块22传输。
52.串联的过滤器模块22沿图1中的线2
‑
2剖开的横截面图在图2中示出。串联模块22包括由结实、不导电且无毒的聚合物(例如环氧树脂、硅橡胶、聚氯乙烯、聚乙烯或聚丙烯)制成的外壳56。外壳56包含并保护基板30，例如小印刷电路板，其在图3中以透视图示出，多个电阻器34与多个电感器38交替串联附接到基板上。基板30串联插入电缆18中，因此电缆18在接触垫46、46'处使用焊料、导电环氧树脂、石墨糊“线胶”或其他合适的连接材料50、
50'电连接到基板30的两端。因此，基板30且从而串联滤波模块22与电极14和连接器26电连接。
53.在图3和4中，电阻器34和电感器38示出为它们可能安装在两种不同类型的印刷电路板上：图3中为双侧，而图4中为单侧。在每种情况下，电感器的数量“n”为四，因此在交替的组中电阻器的数量“n 1”：电阻器34、电感器38、电阻器34、电感器38等等，所有电阻器和电感器都串联电连接。在图3中，电感器和电阻器放置在相对的两侧并通过过孔连接，而在图4中所有的部件都在电路板的同一侧。后一种方法简化了结构，但代价是增大了总宽度。
54.在任何制造商的标准微型表面贴装电感器系列中，电感值较高的电感器具有由铁氧体(一种磁性陶瓷)制成的磁芯，而电感值较低的电感器则使用诸如瓷或氧化铝等非磁性陶瓷制成。通常，390纳亨(0.39微亨)是目前无铁氧体磁芯制成的最大值。
55.虽然主要由氧化铁组成，但铁氧体有许多针对不同频率范围优化的成分。它们通过经受物理力和经受磁饱和而对磁场反应强烈，如果在电感器中使用铁氧体，将改变电感器的值。因此，应避免在用于强磁场或产生强磁场的附近设备(例如mri设备)的电感器中使用铁氧体磁芯。
56.在模拟中，发现可用于本发明的电感值在1至2微亨的范围内，最佳值约为1.56微亨(1560纳亨)。通过串联连接四个无铁氧体、现成的390纳亨微型电感器，可以轻松实现该值。
57.尽管在其他方面不是绝对必要的，但是使电感器38都具有相同的标称值和制造商零件编号对于制造来说是方便的。对于1.56微亨的总电感，分为四个电感器，如图3、4和5中所示，该标称值正如刚才所述为390纳亨。
58.应当强调的是，标称值包含一些误差，通常以
±
1％、
±
5％或类似的容差给出，因此以“390纳亨
±
5％”出售的电感器的实际值可能介于370.5至
59.409.5纳亨。这个阶数的差异通常对谐振槽路的正确运行至关重要，但在本设计中应该没有什么区别。
60.最常制造的每种部件类型的标称值，通常在制造商之间标准化，被称为库存值(stock value)。390纳亨就是这种库存值的示例。在某些情况下，可能会发现与390纳亨不同的库存值的电感器使用起来更方便。例如，微型电感器技术的进步可以在不使用铁氧体的情况下产生更高的电感值，从而允许使用更少数量的物理分立电感器来实现所需的值。
61.电感器38应当在物理上隔开一小段距离，以便它们的磁场不会显著重叠。这种重叠以及由此产生的它们的磁场之间的相互作用可能会改变它们的总有效电感。通过将它们与电阻器以交替布置的方式物理地分开来方便地实现间隔，如图3和4所示。方便地，然后物理上相邻的器件电连接，再次在电感器和电阻器之间交替，如图5中示意性所示。
62.这种交替布置具有另外的优势，即，沿滤波模块的长度尽可能广泛地分布电阻器中rf功率耗散的热量，从而最大限度地减少潜在的热点。由于后一原因，并且由于片式电阻器比微型电感器成本低得多，所以尽管不是绝对必要的，但希望具有比电感器(“n”)多一个的电阻器(“n 1”)，如图3、4和5所示，从而更广泛地分布任何产生的热量。
63.电阻器可以选择为具有高达1000欧的总电阻，从而保持在大多数eeg放大器可靠运行的输入要求范围内。然而，考虑到电缆、连接和电感器本身的电阻，需要使滤波模块内的实际总电阻更低。根据这些其他电阻的值，发现滤波模块内的总电阻低至1欧可能是可用
的。
64.就像电感器一样，虽然不是严格必要的，但使电阻器34都具有相同的标称值或库存值以及制造商零件编号对于制造来说是方便的。
65.例如，在优选的实施例中，根据本发明构建的包含四个(“n”)390纳亨电感器的滤波器将包括五个(“n 1”)电阻器。1000欧除以五得到200欧。接下来的几个低于200欧的
±
1％库存电阻值为196、191、187、182和180欧。应当选择这些值中的一个，或者如果系统中的其他电阻预计会很高，则可能还有一个更低的值，然后可以通过适度次数的试验进行优化。
66.因此，根据优选实施例的串联滤波模块22的具体示例包括五个电阻器34，每个电阻器具有180欧的电阻，以及四个无铁氧体电感器，每个具有0.39微亨的电感，交替布置并串联连接，开头和结尾都是电阻器34。因此，完整的模块具有与1.56微亨串联的900欧的电阻。
67.在电极14和连接器26之间的电缆18中并暴露于三个不同的常用磁共振频率下的该串联滤波器的有效性的模拟，产生图6中所示的作为串联模块22沿240mm长的电缆18的位置的函数的响应曲线，体现给定的具体示例。横轴代表沿导线到电极末端的距离，而纵轴示出了传递到电极正下方的模拟皮肤电阻的功率。如前所述，为了避免对患者的潜在灼伤，本发明的主要目的是使该功率最小化。
68.曲线50计算出的数据点由三角形表示，显示了64mhz下的传输功率，而作为对比，水平虚线52显示了恒定的8.8毫瓦，即不存在滤波模块时的功率。鉴于240毫米长的导线仅占64mhz射频能量的4.65米波长的5％，因此它作为天线功能非常差。因此，接收和传递的功率水平很低，添加滤波模块几乎没有区别。使用64mhz作为rf频率的1.5特斯拉的mri机器，几乎不用担心rf灼伤。
69.增大mri机器中的磁场强度可以提高图像质量和分辨率，并且为了保持共振，rf频率按比例增大。大多数新的mri机器以3特斯拉运行，需要128mhz的频率，对应的波长为2.33米。在这里，240毫米的导线占2.33米波长的约10％，作为天线的功能要好得多。射频能量对患者造成的损伤引起担忧。
70.曲线54示出了传递的功率，而再次作为对比，虚线56示出了不存在滤波模块时的功率。很容易看出，如果没有过滤，128mhz下的功率为43.8毫瓦，几乎是64mhz下的五倍。
71.在128mhz下，根据模块的位置升高或降低它，根据优选实施例的滤波模块现在对传递的功率具有很强的影响。与导线的长度相比，可以放置模块以降低传递的功率的区域非常广泛，并且在最小点处的降低量非常大。例如，在240毫米的导线中，最小值出现在模块距离电极约190毫米，传递的功率仅为2.56毫瓦：仅为没有模块时的值的6％。
72.现在正在开发的实验性mri机器使用更强的磁场，通常为7特斯拉，因此需要299mhz的射频频率。由于在此频率下240毫米的导线接近四分之一的波长，因此它非常有效地拾取射频能量。
73.曲线58示出了产生的传递功率响应的一部分，它的两端部远超图表顶部。没有滤波的功率水平为3.18瓦，如果不扩展图表就无法进行比较示出，并且很容易足以对患者造成严重伤害。在距电极80毫米处安装过滤器模块的优选实施例，可将该功率水平显著降低至仅0.48毫瓦：为未过滤值的0.015％。
74.图7示出了仅128mhz的三特斯拉频率的相同曲线，长度分别为240、300、500、700和
1000毫米的不同长度的导线。导线18a
‑
18e按比例描绘，电极14a
‑
14e在左边，连接器26a
‑
26e在右边。
75.曲线54a再现了图6中的曲线54，用于240毫米的导线，示出了患者皮肤上耗散的功率作为滤波模块22的位置的函数，而虚线56a再现了线56，示出了不滤波的功率。曲线54b、54c、54d和54e以及虚线56b、56c、56d和56e分别示出了300毫米、500毫米、700毫米和1000毫米导线中的相应功率曲线和未滤波功率水平。
76.如图7所示，对于每条功率曲线，出现了宽泛的最小值，在其内包含点74a、74b、74c、74d或74e，在该点处传递的功率最小化。对于曲线74d和74e，代表700毫米和1000毫米导线的传递的功率，添加了虚线74d'或74e'以放大每条曲线的一部分以更清楚地显示最小值。
77.如果将滤波模块22a、22b等拉到每根导线18a、18b等上的正确位置以最小化传递的功率，则从图7中可以看出它们几乎落在一条直线80上。轻微的偏差可能是由于eznec天线建模软件的有限分辨率(“分段”)。
78.对于上述具体示例，900欧与1.56微亨串联，在128兆赫的射频下使用，线80表示lm＝0.27l 135的滤波模块22的最佳位置，其中l为电极系统10的总长度，lm为从电极14到模块22中心的距离，所有距离均以毫米表示。对于包含其他电阻和电感值的滤波模块，可以推导出类似的公式。
79.然而，应当强调的是，由于计算机模拟需要一些简化的假设，现实生活中测量的曲线可能与所示曲线略有不同。然后可以通过在本领域普通技术人员能力范围内的适度试验进行优化。
80.电感器和电阻器的串联组合，不带电容器，当以例如串联滤波模块的形式插入电极系统的电缆中时，形成有效的射频滤波器，可减少电极下或附近在患者皮肤表面处的电阻加热，同时比槽路滤波器的频率特定性低，能够用现货供应的部件制造，组装后不需要单独调谐。
81.通过对电阻器34和电感器38且无电容器等部件的数量和值的试验来优化串联滤波模块22；通过倾向于电阻器34和电感器38的库存值；以及通过倾向于在电缆18的端部之间并且通常朝向250厘米电缆的中间的串联模块22的位置；可以为电极系统10提供mri电缆18，其具有比现有技术的电极系统少得多的限制并且更能容忍射频能量并且稳定抵抗电阻加热。