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Medtronic (126)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US10010716B2	2018	rf-malfunction gradient-malfunction	filtering	medium	通过独立噪声检测模块检测 RF/梯度诱导噪声,自动调整心脏感应阈值至噪声与生理信号之间,或转入无感应固定频率 MRI operating mode
US10092748B2	2018	rf-heating	other	medium	应力释放环的 body segment 覆盖导线自交点,用热非导体隔离或热导体分散 RF 诱导在交点处的过度加热
US10130282B2	2018	rf-heating	other	medium	外部设备通过多项验证检查(器械/导线型号、导线完整性、安全模式、路由放置、MRI参数)确认植入系统是否安全进行MRI扫描
US10279186B2	2019	rf-heating b0-force rf-malfunction b0-malfunction	mri-mode-switching	medium	自动化兼容性验证系统，通过多源数据采集和分析确认AIMD与MRI设备兼容性并配置安全模式
US10384050B2	2019	rf-heating	lead-current-suppression	high	用碳纳米管/金属混合导体替代纯金属，利用碳纳米管的热导特性，在 1.5T MRI 下将环状电极加热降低 50%-80%
US10413721B2	2019	rf-heating	lead-current-suppression	high	用导电屏蔽（编织层）包裹导线内导体，屏蔽连接到大面积电极（第一除颤电极），使 MRI 诱导电流优先流向面积大的电极散热，保护尖端电极
US10493286B2	2019	rf-heating rf-malfunction gradient-malfunction	mri-mode-switching	medium	根据既往起搏特征自动确定MRI暴露模式参数,切换为无感知反应的异步起搏以降低导线诱导的热伤害与功能障碍。
US10537730B2	2020	rf-heating rf-malfunction	lead-current-suppression	medium	碳纤维屏蔽导线可使MRI导致的RF诱导组织加热温升降低约5倍
US10980996B2	2021	rf-heating	mri-mode-switching	medium	双执行器磁控开关被MRI静磁场任意方向被动激活，自动断开导线电路形成高阻抗隔离RF电流
US11065455B2	2021	rf-heating	filtering	high	在导线中串联LC谐振电路，调谐到MRI RF频率使导线产生高阻抗，阻止感应电流流向组织
US11173300B2	2021	rf-heating	lead-current-suppression	medium	配对导线采用不同编织屏蔽参数（密度/角度/线数/材料），相邻铺设通过破坏性干涉降低RF诱导加热
US11406830B2	2022	b0-malfunction	mri-mode-switching	medium	三轴正交 Hall 传感器阵列与斩波稳定放大器组成的低功耗磁场检测电路，触发 MRI 安全模式
US11452877B2	2022	rf-heating	lead-current-suppression	medium	屏蔽层减少到达电导体的RF能量，进而减少耦合到电导体的电流和电极处加热
US11458321B2	2022	rf-heating	wpt-alignment	medium	改变线圈耦合方式使其反向串联，某些线圈感应的电流被其他线圈感应的电流所抵消
US11534607B2	2022	rf-heating	lead-current-suppression	medium	导线屏蔽层通过减弱RF能量耦合来降低电极加热至可接受水平
US11612738B2	2023	rf-heating	lead-current-suppression	low	将导体部分嵌入导线本体、使本体材料填满 RF 屏蔽与导体间空隙以杜绝体液积聚,抑制二者电容耦合,从而限制 MRI RF 场下电极升温。
US11642519B2	2023	rf-heating rf-malfunction	lead-current-suppression	high	导线屏蔽采用含纳米级导电填料(碳纳米纤维/碳纳米管/纳米金属)的聚合物复合材料,以减弱MRI电磁辐射耦合
US11691005B2	2023	rf-heating	mri-mode-switching	high	IMD 在 MRI mode 下利用现有 LFP 传感功能检测导线感应电压，作为 RF 加热标记，实时预测电极温度并调整 MRI 扫描参数
US11701159B2	2023	rf-heating image-artifact	other	medium	采用非铁磁拉动纤维和光纤传感系统消除RF致热和图像伪影
US12053625B2	2024	rf-heating	mri-mode-switching	medium	在导线中的电极近端集成温度传感器，监测 MRI 扫描期间的电极-组织界面温度，超阈值时触发动作以限制 RF 诱导加热。
US12274884B2	2025	gradient-malfunction rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	IMD 根据患者过往一段时间的生理参数和治疗模式自动确定 MRI 暴露模式的最优参数，在检测到强磁场时自动切换或向医生推荐；机理为改变起搏响应规则（异步起搏），不改变导线感应量本身。
US12409320B2	2025	rf-heating gradient-induced-stimulation	lead-current-suppression	medium	屏蔽罩通过多种接头方式和接地配置控制终止位置，减少MRI中的RF诱导加热和梯度诱导刺激
US20030144719A1	2003	rf-heating	lead-current-suppression	medium	屏蔽导线通过反向天线效应吸收RF能量，耗散到体内而不进入电极导线，减少RF致热
US20050049683A1	2005	image-artifact	other	medium	反天线几何形状（如FIG.8形）设计导电图案，使不同环路感应电流大小相等但方向相反，实现相消
US20050070972A1	2005	rf-heating	filtering	medium	高通滤波分流器在刺激频率时作开路、MRI频率时作短路，将导线感应RF能量分流至大表面积接地电极
US20050288750A1	2005	rf-heating	filtering	high	谐振LC电路与MRI激励频率共振在导线上形成电流节点，阻挡高频感应电流传播
US20050288751A1	2005	rf-heating	filtering	high	在导线中并联LC谐振电路调谐至MRI激励信号频率，在该频率下产生阻止作用减小射频感应电流
US20050288752A1	2005	rf-heating	filtering	high	在导线上串联LC谐振电路，通过与MRI RF激励频率相匹配在共振处形成高阻抗，防止高频电流通过组织，减少RF加热
US20050288753A1	2005	rf-heating	filtering	high	LC共鸣电路作反天线阻止MRI RF感应电流
US20050288754A1	2005	rf-heating	filtering	high	用调谐至MRI-RF频率(64-128MHz)的LC谐振电路作高阻抗滤波器,阻挡诱导电流,降低导线组织热伤害
US20050288755A1	2005	rf-heating	filtering	high	谐振电路在MRI激励频率处形成高阻,减少导线感应电流,防止组织加热
US20050288756A1	2005	rf-heating	filtering	high	在导线中串联调谐到MRI激励信号频率的LC谐振电路，阻挡感应电流以减少RF致热
US20050288757A1	2005	rf-heating	filtering	high	使用频率选择性谐振电路（LC）阻断MRI激励信号感应导线电流，保护末端组织
US20060167496A1	2006	rf-heating rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	通过双工作模式（正常/MRI暴露）与参数重编程（异步起搏、禁诊断）使IMD在MRI环境中安全工作
US20060293591A1	2006	rf-heating rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	MRI field detection circuitry监测telemetry antenna和lead voltage诱发值,同时满足阈值时生成MRI detection signal,触发safeguard response(告警/模式切换/capture test)
US20070168003A1	2007	rf-heating	filtering	high	Lead内串联LC谐振电路,频率调谐至MRI激励信号频率(如1.5T时63.86MHz),形成anti-antenna device阻挡RF诱发电流,distal placement时tissue温升显著降低
US20070168005A1	2007	rf-heating rf-malfunction	filtering	high	通过在导线中加入与MRI激励频率共振的LC电路产生高阻抗，阻止RF诱导电流，减少组织热损伤和起搏功能失效
US20070168006A1	2007	rf-heating	filtering	high	在植入导线上串联谐振LC电路（反天线装置）阻挡MRI激励频率诱导的电流，减少组织热伤害
US20070173911A1	2007	rf-heating	filtering	high	在双极起搏导线中串联谐振频率可调的LC电路,形成’反天线’特性阻止MRI射频诱导电流
US20070179582A1	2007	rf-heating	lead-current-suppression	medium	ICD导线采用双股线圈+聚合物压缩护套,通过增加导线感应(≥1.5μH)提高RF兼容性,同时护套约束保持扭矩传输能力
US20070265662A1	2007	rf-malfunction	lead-current-suppression	medium	用同轴导体(内芯传信号、外屏接地)隔离 MRI 和安全通讯产生的 RF 干扰
US20070299490A1	2007	rf-heating	lead-current-suppression	high	用大面积导电套头环绕电极、加绝缘涂层，在 MRI 频率下充当高通滤波器分流 RF 能量防止电极尖端加热
US20100198311A1	2010	rf-heating	mri-mode-switching	medium	MRI扫描期间通过开关将导线的尖端电极和环形电极与IPG断开（约95%时间），仅在5%时间短暂重新连接传递疗法，以减少有效导线长度和感应加热
US20110137390A1	2011	rf-heating rf-malfunction	filtering	medium	压电变压器通过音频隙隔离MRI干扰信号，同时允许治疗和生理信号通过，关键是不调谐到MRI频率（1.5T/3T的64/128 MHz）
US20110270362A1	2011	rf-heating rf-malfunction	filtering	medium	在导线中嵌入主动电路卫星(active circuit satellites)，集成电源电路将MRI/EMI干扰能量整流为直流/交流电源，驱动串/并滤波电路自主执行保护动作，无需消耗IMD电池
US20120109001A1	2012	rf-malfunction gradient-malfunction	other	medium	通过测量感知事件后的导线阻抗规律性，区分真实生理事件和MRI干扰引起的伪事件
US20120109261A1	2012	rf-malfunction	filtering	medium	采用1/4波长开路存根滤波器，通过反射波与入射干扰波的破坏性干涉衰减MRI RF干扰
US20120165912A1	2012	rf-heating rf-malfunction	filtering	high	用并联 LC 谐振电路调谐至 MRI RF 频率在导线上实现带阻滤波，阻挡诱导电流
US20120197366A1	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	混入高介电常数填料改变护套介电常数，调节导线特征阻抗，使MRI RF诱导的能量在远端反射而非被组织吸收
US20120253437A1	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	能量耗散结构呈现高频低阻抗特性，MRI频率下分流≥80%感应电流同时保留<5%低频疗法信号
US20120253438A1	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过弹簧夹片耦合，将 RF 诱导电流分流到能量耗散结构（大表面积、控制阻抗），降低尖端电极加热
US20120253439A1	2012	rf-heating	lead-current-suppression	high	通过弹簧夹耦合机制将 RF 感应电流从电极分流到能量耗散结构，减少电极处加热
US20220096832A1	2022	rf-heating	filtering	high	通过MRI状态检测动态调整互连电路阻抗，MRI模式下并联补充电容降低阻抗减少RF致热，正常模式下高阻抗提升能效和感应质量
US6209764B1	2001	rf-heating	mri-mode-switching	medium	MRI等强电磁场下自动打开导线-脉冲发生器回路、引入高阻抗截断诱导电流
US6795730B2	2004	b0-malfunction rf-malfunction gradient-malfunction	mri-mode-switching	medium	主模块在3V EMI阈值被触发时关闭,通过光学隔离窗口(红外透明,玻璃/陶瓷,0.3-1cm)激活次模块failsafe备份,碳纤维复合材料屏蔽(1-3mm)+钛隔离层+外包柔性石墨,次模块运行固定速率VOO备份起搏
US6925328B2	2005	rf-heating rf-malfunction	filtering	medium	平行谐振电路在Larmor频率处高阻抗开路，阻断RF诱导电流进入装置和导线
US6985775B2	2006	rf-heating	filtering	high	在弃用导线末端加端盖集成LC滤波和多电极，选择性分流MRI诱导高频电流至多个接地电极以分散加热，同时阻止低频设备脉冲
US7013180B2	2006	rf-heating rf-malfunction	filtering	medium	在导线近端、中部或远端缠绕线圈，形成电感-电容并联谐振网络，对RF信号呈现高阻抗，从而滤波耦合的RF电流
US7047074B2	2006	rf-heating	housing	medium	利用光纤引线传输信号和能量，避免导电引线在MRI中感应电流和加热，同时通过外壳屏蔽和EMI检测切换为异步模式来保障安全。
US7076283B2	2006	rf-malfunction gradient-malfunction	mri-mode-switching	medium	通过霍尔传感器检测MRI静磁场超过0.2T，触发从电生理感知切换到非电传感器（加速度计等）并打开case开关隔离。
US7174219B2	2007	rf-heating	filtering	medium	在刺激导线远端设置大面积浮置电极（导电网格），通过高通/带通滤波器连接治疗电极，将MRI RF电流分流至浮置电极避免局部过热。
US7450996B2	2008	rf-heating rf-malfunction	lead-current-suppression	medium	使用反天线几何形状的导电构件，使RF场在其中感应的电流与医疗设备中感应的电流相抵消，从而降低RF加热风险。
US7671594B2	2010	rf-heating gradient-induced-stimulation	filtering	medium	通过补偿电路提供补偿电压，使远端滤波电路能有效阻断MRI变化磁场在导线中感应的电流，防止其经电极进入组织。
US7742825B2	2010	rf-heating gradient-induced-stimulation	filtering	medium	通过添加反向感应线圈、Balun、滤波器或主动电压补偿电路来抵消或抑制MRI梯度场和RF场在导线中感应的电压和电流。
US7801613B2	2010	rf-heating	housing	high	采用高电阻率钛合金（>100 µΩ·cm）通过金属注射成型制造外壳，并选择性化学减薄至0.008-0.012英寸以降低涡流损耗，从而减少MRI射频加热。
US7839146B2	2010	gradient-induced-stimulation rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过将导线线圈分段为轴向绕制和垂直绕制交替布置，利用Lenz定律生成反向电动势来抵消MRI梯度场感应的电流。
US7865247B2	2011	rf-heating gradient-induced-stimulation	rectifier-isolation	high	利用引线远端串联的电流限制二极管（可配置反向击穿电压），在允许治疗脉冲通过的同时，将感应电流限制在恒定值以下。
US7912552B2	2011	rf-heating	filtering	medium	在导线近端设置与组织特征阻抗匹配的被动有损电路，耗散RF感应波的入射能量，减少反射回电极的功率。
US7941225B2	2011	rf-heating	mri-mode-switching	medium	磁致伸缩元件在MRI磁场下膨胀，在电极轴段间形成间隙，断开直接电连接，将RF感应电流分流至射频陷阱或大表面积电极。
US7941226B2	2011	rf-heating	mri-mode-switching	medium	磁致伸缩元件膨胀后使电极轴接触大表面积第二电极，将RF感应电流通过更大面积耗散。
US8041433B2	2011	rf-heating	filtering	high	通过拉伸导线弹簧线圈形成预定间距，调整寄生电容和电感，使自谐振频率接近MRI射频频率，从而表现为高阻抗电感，减少RF感应电流和温升。
US8121705B2	2012	rf-heating gradient-induced-stimulation	mri-mode-switching	low	采用自愈合介电材料或铁磁滑动触点，在MRI环境下隔离电极与导电路径，防止感应能量传导至患者。
US8219207B2	2012	rf-heating	mri-mode-switching	high	在导线电极处集成热敏开关，当组织温度超40°C时物理断开外环与内环连接，阻止RF能量在电极处耗散。
US8298168B2	2012	b0-malfunction	non-magnetized	medium	使用形状记忆合金（SMA）电阻加热致动替代磁体，通过外部工具感应耦合产生电流加热SMA使其收缩，经棘轮/凸轮机构调整脑积水分流阀的压力设置；通过LC谐振电路和可动铁氧体芯读取阀位。
US8323768B2	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过将导电材料分段或开孔形成多层屏蔽，限制涡流并衰减RF辐射，孔径尺寸0.01-10毫米。
US8332011B2	2012	rf-malfunction	mri-mode-switching	low	通过无线通信使IMD在MRI射频脉冲期间进入空白期，禁用感知放大器以避免过感知和错误治疗。
US8332045B2	2012	rf-heating	mri-mode-switching	medium	基于外部场传感器检测MRI环境，控制开关将起搏治疗从尖端电极切换到表面积更大的环电极，从而减小导线有效长度以降低RF感应电流和尖端发热。
US8364286B2	2013	rf-heating	lead-current-suppression	medium	在神经刺激导线外套内嵌入导电屏蔽层（金属丝、编织层或涂层），通过组织接触或薄绝缘层传导RF能量，降低内部导体的电磁耦合和电极温升。
US8401648B2	2013	rf-heating	housing	medium	通过减少外壳中可形成涡流的导电材料质量来降低MRI加热效应
US8412351B2	2013	rf-heating	filtering	medium	在导线远端设置带绝缘层的环电极，通过电容耦合在RF频率下形成低阻抗分流路径，将感应电流从尖端电极转移至更大面积的环电极，减少尖端加热。
US8428744B2	2013	gradient-malfunction	filtering	medium	在IMD的感应天线和遥测模块之间加入高通滤波电路，衰减MRI梯度磁场感应的低频大电流（<10kHz），同时通过遥测信号（~175kHz），避免电路损坏和发热。
US8442651B2	2013	rf-heating	lead-current-suppression	medium	使用自愈合材料（如钽/钽氧化物）构成电容器，当绝缘层受损时，通过氧化/阳极氧化修复电介质层，维持MRI分流性能。
US8527046B2	2013	rf-heating	filtering	medium	通过光激活并联谐振电路，在MRI射频脉冲期间断开心脏辅助装置与导线/电极的连接，以阻断感应电流。
US8612021B2	2013	rf-heating	filtering	medium	通过绕制具有两层绝缘层的导体形成LC谐振滤波器，在MRI射频频率呈现高阻抗，阻断导线感应电流。
US8626310B2	2014	rf-malfunction	filtering	medium	将RF遥测模块和天线置于IMD外壳外部，通过滤波馈通仅传递低频信号，防止MRI RF干扰进入外壳。
US8725263B2	2014	rf-malfunction	filtering	medium	在共烧陶瓷馈通件内构建环绕RF导电路径的内部屏蔽层，形成同轴结构，防止EMI进入IMD。
US8761886B2	2014	rf-heating	other	medium	通过选择第一组件的寄生电感和第二组件的电抗，使沿导线反射的能量低于选定阈值，以减少电磁场导致的发热效应。
US8768486B2	2014	rf-heating gradient-induced-stimulation	rectifier-isolation	high	通过二极管/齐纳二极管的单向导电性和击穿电压特性，允许治疗脉冲通过而阻断MRI感应电流。
US8788061B2	2014	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过对接、斜接、搭接等绝缘层接头以及内外金属夹层固定屏蔽层末端，防止其散开或迁移。
US8805496B2	2014	b0-malfunction rf-malfunction gradient-malfunction gradient-induced-stimulation	mri-mode-switching	medium	植入式医疗设备在进入MRI等干扰场前被配置为对干扰较不敏感的第二模式，并在满足定时器过期且曾检测到干扰场且当前未检测到时自动切回第一模式。
US8818489B2	2014	gradient-malfunction rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	利用静态磁场传感器激活梯度磁场传感器，检测到梯度时切换信号处理模式（引入空白期或自适应算法），避免MRI伪影被误认为心脏事件。
US8825180B2	2014	rf-heating	filtering	high	通过同轴多导体线圈实现≥1.5μH电感，利用SI-polyimide薄绝缘减小节距，减少RF场中电极加热。
US8838254B2	2014	gradient-malfunction	mri-mode-switching	low	通过电子处方指示器（IMD中一个或多个比特）表示设备已授权用于MRI程序，经遥测确认后切换至暴露模式（如固定频率起搏），确保MRI前授权。
US8849417B2	2014	rf-heating	lead-current-suppression	medium	双环电极（容抗耦合）在 MRI 频率下增加有效表面积，降低 RF 感应电流密度
US8849423B2	2014	rf-heating rf-malfunction	other	medium	多层自愈介质与交错导电环构成分布电容结构，以介质击穿阈值取在MRI感应电压与除颤电压之间（低幅保持高阻、高幅局部击穿后自愈）阻挡MRI干扰同时放行除颤脉冲
US8868212B2	2014	rf-heating	filtering	high	在导线中串联谐振电路（LC），使其谐振频率等于MRI射频激发频率，从而高阻抗阻挡RF感应电流，减少远端组织加热。
US8936630B2	2015	rf-heating gradient-induced-stimulation	other	high	采用光遗传学光学刺激代替电刺激，利用光纤非导电特性避免MRI引起的感应电流和加热。
US8948843B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过使导线电阻率沿长度非均匀，远端高阻、近端低阻，减少MRI诱导电流密度集中导致的组织加热。
US8989840B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过匹配器件阻抗与导联特征阻抗，降低 MRI 环境中 RF 诱发导联加热
US9008788B2	2015	b0-force b0-torque rf-malfunction gradient-malfunction	mri-mode-switching	low	通过周期性遥测信号指示MRI环境存在，IMD接收到后进入暴露模式，未接收到预定时间后退出。
US9014815B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	导电耦合器与第二电极间绝缘层形成电容耦合，高频时低阻抗将感应电流从第一电极转移到第二电极。
US9020610B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	利用与尖端电极并联的分流电极（导电材料外覆绝缘层形成电容）在高频下低阻抗分流大部分RF感应电流，利用其大面积散热，降低组织加热。
US9089695B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过远端能量散耗结构创建并联低阻路径，在高频下将 RF 感应电流分流至大面积导体以减少电极致热
US9126031B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	利用与电极轴非导电耦合（电容/热耦合）的导电套头（sleeve head）在高频下分流大部分感应电流，利用其大面积散热。
US9126037B2	2015	rf-heating	filtering	medium	在导线与电极间串联由绝缘导线绕制的电感线圈，增加回路高频阻抗，衰减RF感应电流。
US9149633B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过在导线、内绝缘层或外绝缘层上设置多个非标准间隔的阻抗不连续点（尺寸/材料变化或分立元件），反射并耗散RF能量。
US9155877B2	2015	rf-heating	filtering	medium	在电极内集成电感线圈作为RF扼流圈，增加导线在高频下的阻抗，减少RF感应电流引起的电极加热。
US9205268B2	2015	rf-malfunction rf-heating	mri-mode-switching	low	器械由磁场强度 + RF 频率(64MHz↔1.5T / 128MHz↔3.0T)区分 MRI 类型,据型在各电极切入对应频率的陷波滤波器(吸收式可兼降电极致热),并在暴露期改写内存中正常模式参数(起搏幅度/脉宽/感知灵敏度)以补偿阈值漂移。
US9259572B2	2016	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过集成导电体在 MRI 环境中屏蔽电磁场、减少能量到达导线进而降低加热
US9283397B2	2016	b0-malfunction	mri-mode-switching	medium	通过检测MRI设备场强和充电异常条件，在两者同时存在时终止高压电容充电，避免变压器铁芯饱和导致的电源过载
US9289604B2	2016	rf-heating	lead-current-suppression	high	通过高阻抗设计（DC电阻+频率相关电感）限制 MRI 工作频率下的 RF 诱导电流
US9295829B2	2016	rf-heating	other	medium	在导线体上预成型强迫应变释放环，使导线体在环被扰动时施加恢复力以自动重新形成环，从而减少RF加热
US9302101B2	2016	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过在导线护套中掺入介电材料、设置孔隙或嵌入螺旋线圈，形成沿导线分布的导电路径，将感应RF能量从内部导体分流到患者组织
US9339657B2	2016	rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	根据IMD是否工作在EMI安全模式（如MRI安全模式），选择性地启用或禁用预刺激被动再充电起搏模式，在起搏脉冲前自动放电耦合电容以消除MRI射频整流引起的电荷积累
US9393408B2	2016	image-artifact	housing	high	通过低磁导率材料（钛、钯、铂、银等）涂层和优化设计使设备整体磁导率接近水，减少 MRI 图像失真
US9409008B2	2016	rf-heating	lead-current-suppression	high	采用低弹性模量生物相容β钛合金替代MP35N制作导线，降低磁共振成像射频加热风险，提升疲劳寿命并减小弯曲半径。
US9421359B2	2016	rf-heating	lead-current-suppression	medium	导电屏蔽层部分被绝缘层覆盖，暴露部分作为刺激返回电极，绝缘层在神经刺激频率高阻抗、在MR频率低阻抗
US9517341B2	2016	rf-heating	lead-current-suppression	medium	二级环形电极通过电容耦合使 MRI 频率下有效表面积增大，降低电流密度，减少 RF 感应加热
US9549688B2	2017	rf-heating	lead-identification	low	通过在 MRI 静磁场下读取植入设备 telemetry 信号检测 IMD 存在，并自动控制 MRI 系统改变扫描参数或中止扫描
US9675806B2	2017	gradient-malfunction rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	在MR条件模式下，在心动周期内于心房不应期结束后、心室不应期结束前发放心房起搏脉冲，使心房再除极但冲动不传导至心室，从而降低心率避免竞争性起搏
US9744352B2	2017	rf-malfunction gradient-malfunction	filtering	medium	集成在集成电路供电线上的钳位级，在电压或电流超过预设阈值时耗散MRI感应能量。
US9901731B2	2018	rf-heating	lead-current-suppression	medium	用非导电中心芯（如液晶聚合物）替代金属直芯，在其上缠绕多股无绝缘线圈，形成“coible”结构，使导线电感提升至0.5 µH以上，抑制MRI RF场的共振激励。
US9907955B2	2018	rf-malfunction image-artifact	mri-mode-switching	medium	通过IMD的刺激发生器或RF发射器发射磁场干扰MRI图像，产生伪影，并可通过外部请求切换至MRI模式停止干扰。
US9919158B2	2018	b0-force	mri-mode-switching	low	IMD通过传感器检测MRI产生的破坏性能量场，确定实际或预测效应（如温度变化、阈值变化），并根据效应调整操作参数（如从同步起搏切换为异步起搏模式、调整起搏幅度/脉宽），以减轻MRI对设备的影响。
US9958515B2	2018	rf-heating	filtering	medium	根据检测到的MRI扫描仪类型（1.5T或3.0T），选择对应的暴露操作模式，通过配置不同频率的滤波器（64MHz或128MHz）来抑制RF能量，减少对植入设备的干扰和加热。
US9999764B2	2018	rf-heating	filtering	high	在导线内置调谐LC/RLC谐振电路形成反天线，高阻抗阻止MRI RF诱导的电流通过组织

Greatbatch (67)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US10046166B2	2018	rf-heating	filtering	medium	通过共烧高纯氧化铝与纯铂通孔，并在器件侧使用焊料或钎料将导电填充、电容内部金属化及导线一次连接形成三路电气连接，实现EMI滤波与MRI致热防护。
US10080889B2	2018	rf-heating	filtering	high	一种低电感和电阻的密封滤波馈通，通过将芯片电容的接地端直接连接到贵金属钎料或激光焊接的贵金属结构上，实现极低阻抗的接地回路，以高效分流MRI RF能量。
US10183162B2	2019	rf-heating	filtering	high	缠绕在植入导线外的绝缘闭合线圈，两端通过阻抗元件连接形成回路，通过磁耦合从导线中提取RF能量以降低远端过热风险。
US10272252B2	2019	rf-heating	connector	medium	采用体侧生物相容金属导线与设备侧低成本导线在馈通绝缘体内通过钎焊连接的复合导电引线，降低铂使用成本。
US10272253B2	2019	rf-heating	connector	medium	采用共烧复合填充（CRMC+纯铂）和体侧金钎焊引线，实现低电阻、高可靠气密封装。
US10350421B2	2019	rf-heating	filtering	high	在套筒设备侧表面形成口袋，放入金预成型件高温回流形成金口袋焊盘，该焊盘与密封金钎焊物理隔离，提供稳定抗氧化的接地连接。
US10559409B2	2020	rf-heating	connector	medium	提供一种制造有源植入式医疗设备用无引线馈通介电体的方法，采用陶瓷增强金属复合材料(CRMC)和纯金属芯的多步共烧工艺。
US10881867B2	2021	rf-heating rf-malfunction	connector	medium	通过高固体含量(≥80%)铂浆填充通孔至少90%体积，控制共烧时氧化铝收缩率大于铂填充物收缩率(14-20%)，形成互锁(tortuous conformal)界面实现气密封装。
US11071858B2	2021	rf-heating	filtering	high	通过低ESR滤波电容将RF能量从远端电极转向AIMD外壳散热
US11185705B2	2021	rf-heating	filtering	medium	一种RF开关与EMI滤波器电容器串联的电路，通过开关切换选择连接滤波器到地实现正常滤波，或断开滤波器以允许RF测试信号注入或避免高压脉冲浪涌电流。
US11198014B2	2021	rf-heating	filtering	medium	采用纯铂填充通孔和改进的陶瓷-金属界面设计，通过增强密封和EMI滤波来防止MRI环境中的RF干扰和加热。
US11351387B2	2022	rf-heating rf-malfunction	connector	medium	通过在绿色陶瓷基板中形成通孔、填充铂导电膏、干燥、等静压压制后烧结，使导电膏与陶瓷紧密接触形成致密界面层，提高馈通密封性和可靠性。
US11406817B2	2022	rf-heating	filtering	high	低ESR滤波电容器（k<1000）将MRI RF能量从导线分流至AIMD外壳，防止远端电极过热。
US11633612B2	2023	rf-heating rf-malfunction	filtering	high	在钛法兰表面沉积耐氧化溅射层（如金）并覆盖导电胶条，防止钛氧化物在接地界面形成高阻层，保持EMI滤波器低等效串联电阻。
US12017065B2	2024	rf-heating	filtering	high	在AIMD钛或钛合金表面先去除自然氧化层，再沉积一层防氧化涂层（如金、铂等），以防止ESR随时间或热过程升高，从而保持EMI滤波器系统接地低阻抗。
US6245464B1	2001	image-artifact	other	medium	采用低磁化率材料（如304不锈钢、钛）制作电池外壳，减少磁性干扰MRI图像。
US6424234B1	2002	rf-malfunction	filtering	medium	结合宽带低通滤波器和L-C串联谐振陷波滤波器，衰减特定干扰频率（如58kHz）以保护植入式医疗设备。
US7363090B2	2008	rf-heating	filtering	medium	并联LC谐振带阻滤波器在MRI RF脉冲频率(64/128MHz)处呈现高阻抗，阻止RF电流通过植入导线和组织以缓解RF致热；机制来自Summary/Claims所述电路设计，直接缓解rf-heating
US7489495B2	2009	rf-heating gradient-induced-stimulation	filtering	medium	在馈通终端组件的绝缘体中嵌入含磁性偶极子的导电板形成内部磁屏蔽，并在外围添加导电磁屏蔽套/帽，结合损耗铁氧体电感器，构成T形/LL形滤波器，提高导线阻抗以衰减MRI脉冲RF场，并保护磁性元件免于饱和。
US7493167B2	2009	b0-malfunction	housing	low	在AIMD外壳内表面施加磁屏蔽涂层，并在对应磁致动开关（如簧片开关）位置留出窗口，再用子外壳（含磁屏蔽）覆盖窗口，使开关可被外部磁铁激活，同时保持整体磁屏蔽。
US7702387B2	2010	rf-heating	filtering	medium	在导线或电极中集成并联LC谐振电路（tank filter），在MRI RF频率（如64MHz或128MHz）处呈高阻抗，从而阻断RF电流、减少远端加热。
US7751903B2	2010	rf-heating	filtering	medium	通过频率选择性被动元件网络（低通滤波器或LC陷波滤波器）将MRI RF感应能量从导线转移至距电极一定距离的能量耗散表面（EDS），以分散热量并避免电极-组织界面过热。
US7765005B2	2010	rf-heating	filtering	medium	利用多引线穿过共用损耗铁氧体电感器，通过引线信号相位抵消减少磁芯饱和，提高引线阻抗以降低MRI RF感应电流。
US7853324B2	2010	rf-heating	filtering	medium	TANK滤波器（并联LC）串联入AMD导线，利用低k材料，在MRI RF频率（如64MHz/128MHz）处形成高阻抗，阻止电流流过。
US7899551B2	2011	rf-heating	filtering	medium	在导线中串联并联LC谐振电路，在MRI RF频率处呈现高阻抗，阻断感应电流，减少远端电极加热。
US8095224B2	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过EMI屏蔽导管将馈通端子到电路板的导线全面屏蔽，并连接壳体地，防止EMI再辐射；结合短接开关可在MRI时将导线RF能量引至壳体散逸。
US8145324B1	2012	rf-heating	filtering	medium	利用导线线圈的自感与匝间寄生电容形成并联谐振，在MRI RF频率呈现高阻抗。
US8155760B2	2012	rf-heating	filtering	medium	LC并联带阻滤波器串联于导线中，在MRI RF频率下呈现高阻抗，阻断RF电流流向电极
US8160705B2	2012	rf-malfunction	lead-current-suppression	medium	在RF遥测引脚外包裹绝缘层和导电屏蔽层，并将屏蔽层接地，防止EMI再辐射到内部电路
US8175700B2	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过将电感和电容元件物理串联但电气并联构成带阻滤波器，谐振于MRI射频脉冲频率，在植入导线上呈现高阻抗，从而降低射频感应电流及其造成的组织加热。
US8219208B2	2012	rf-heating	filtering	medium	通过频率选择性无源网络（低通滤波器或串联LC陷波器）将MRI RF能量从导线转移至AIMD外壳进行耗散。
US8224462B2	2012	rf-heating	filtering	medium	带阻滤波器（并联LC谐振于MRI RF频率）串联于导线，提供高阻抗以衰减RF电流。
US8239041B2	2012	rf-heating	lead-current-suppression	medium	多层螺旋波滤波器，通过内外层同向螺旋线圈及层间介质形成并联谐振，在MRI RF频率提供高阻抗以阻断电流。
US8244373B1	2012	rf-heating	filtering	medium	负载承载体通过扭矩耦合器将导线的扭转和拉伸载荷从电子元件传递到外壳，保护谐振滤波器等电子元件。
US8260435B2	2012	rf-heating	lead-current-suppression	high	通过将电感器的磁轴与屏蔽外壳的纵轴正交定向（70°-110°），最小化屏蔽中的涡流损耗，减少电感偏移和能量损失，使带阻滤波器精确谐振于MRI射频频率。
US8301243B2	2012	rf-heating gradient-induced-stimulation	filtering	medium	并联LC谐振TANK滤波器串联于导线中，在MRI RF频率（如64/128 MHz）呈现高阻抗，阻断RF电流，降低组织加热。
US8326435B2	2012	rf-heating	filtering	low	RFID标签与植入式导线系统关联，存储带阻滤波器信息以指示MRI兼容性。
US8422195B2	2013	rf-heating	filtering	medium	通过EMI屏蔽导管和扁平馈通电容器将RF电流导引至AIMD壳体，减少末端电极发热
US8442644B2	2013	rf-heating	wpt-alignment	low	卫星脑刺激模块植入颅骨，通过RF无线通信接收控制指令，无需从胸廓至脑部的长导线
US8463375B2	2013	rf-heating	filtering	medium	使用并联LC谐振TANK滤波器串联在导线中，在MRI射频频率（如64MHz/128MHz）处呈现高阻抗，减少导线电流和加热。
US8483840B2	2013	rf-heating	filtering	medium	将L-C低通滤波器的第一电感与第一电容同时作为串联谐振陷波器，在MRI RF频率处呈低阻抗路径，将引线感应电流导向外壳耗散。
US8509913B2	2013	rf-heating	filtering	medium	利用开关控制的频率选择性分流电路（L-C陷阱滤波器、低通滤波器），将MRI射频脉冲感应到导线上的高频能量转移到能量耗散表面（如AIMD外壳或独立散热结构），避免远端电极处过热。
US8600519B2	2013	rf-heating	filtering	low	在植入导线中与电子电路并联瞬态电压抑制器（TVS），将除颤/ICD高压浪涌电流旁路，保护电子电路免受过电流损坏
US8712544B2	2014	rf-heating	lead-current-suppression	high	在植入式导联中的电感或带阻滤波器周围加上电磁屏蔽，电感值会因屏蔽而偏移，需调整初始电感值以补偿该偏移。
US8849403B2	2014	rf-heating	lead-current-suppression	medium	在植入导线外部设置EMI屏蔽层，该屏蔽层近端旁路穿过馈通直接分流到AIMD导电外壳，可结合分流电路（电容/LC陷波）将RF能量引至屏蔽层，或串联带阻滤波器提高导线高频阻抗，从而减少远端电极的RF电流和发热。
US8855768B1	2014	rf-heating	filtering	high	采用低介电常数（≤200）和低介质损耗的陶瓷电容器，通过增加电极板数量（≥10）使等效串联电阻（ESR）在MRI频率下降至0.1欧姆以下，从而高效分流RF感应能量至AIMD外壳。
US8855785B1	2014	rf-heating gradient-induced-stimulation	filtering	medium	双开关分流拓扑：MRI 模式下第一开关把导线感应的高频能量分流至能量耗散面(EDS)，第二开关切断通向 AIMD 内部非线性电路的通路；PIN 二极管/分流元件在从属项，独立项 1/9/16 不作要求。
US8868189B2	2014	rf-heating	filtering	medium	屏蔽三端平面穿透EMI滤波器，通过主动电极板夹持在接地屏蔽板之间形成平板电容，实现宽带滤波并防止RF交叉耦合，用于AIMD的MRI安全。
US8903505B2	2014	rf-heating	filtering	medium	利用导联导体线圈的寄生电容与电感形成并联LC带阻滤波器，在MRI RF脉冲频率处呈现高阻抗，阻断RF电流流经远端电极。
US8918189B2	2014	rf-heating	filtering	high	在植入导线中设置由自谐振电感（线圈寄生电容形成并联谐振）和电磁屏蔽构成的带阻滤波器，屏蔽导致电感值偏移（实测偏移约13%，导致谐振频率偏移4.3 MHz），通过预先调整电感的第一值使屏蔽后得到正确的第二值，实现谐振于MRI射频频率。
US8989870B2	2015	rf-heating	filtering	medium	被动电子网络组件(LC阻抗匹配)构成的能量分流电路将导线诱导的高频能量转移至能量耗散面,防止远端电极-组织界面过热;直接缓解Abstract所述rf-heating危害
US9002471B2	2015	rf-heating gradient-induced-stimulation	filtering	medium	一种MRI兼容植入式导线，通过独立驱动开关选择性地将带阻滤波器与特定治疗电极串联，在MRI期间断开该电极以阻止感应电流流入组织。
US9008799B2	2015	rf-heating	filtering	medium	使用自谐振电感（含寄生电容）构成LC并联带阻滤波器，在MRI RF频率谐振，提供高阻抗，阻断电流，防止过热。
US9031670B2	2015	rf-heating	lead-current-suppression	high	通过电磁屏蔽包围植入导线中的电感组件，并预先调整电感值以补偿屏蔽引起的电感偏移，使LC带阻滤波器在MRI RF频率处保持准确谐振，从而减少RF电流导致的组织过热。
US9037258B2	2015	rf-heating	filtering	high	通过开关和分流电路将MRI诱导的高频能量从植入导线转移到能量耗散表面（如AIMD外壳），减少远端电极处发热。
US9042999B2	2015	rf-heating	filtering	medium	RF遥测针上并联LC谐振电路，谐振于MRI频率时呈高阻抗，阻止该频率信号进入设备内部。
US9061132B1	2015	rf-heating	lead-current-suppression	medium	将导体或导线围绕植入式医疗设备外壳进行特定布局（如周向、纵向或赤道向），改变RF感应电流路径，从而减少电极处的RF致热。
US9061139B2	2015	rf-heating	filtering	medium	在植入导线中串联并联LC谐振回路（TANK滤波器），谐振于MRI RF频率（如64MHz或128MHz），利用高阻抗阻断感应电流，并使用非铁磁材料避免伪影和磁力。
US9071221B1	2015	rf-heating	filtering	medium	复合RF电流衰减器包括与导线导体串联的并联LC带阻滤波器和串联电感低通滤波器，在MRI RF频率提供高阻抗以衰减诱导电流。
US9119968B2	2015	rf-heating	filtering	medium	一种并联LC带阻滤波器串联在AMD导线上，电容电感值被选择在MRI RF脉冲频率（如64MHz或128MHz）谐振，形成高阻抗阻止RF电流，从而减少远端电极加热。
US9233253B2	2016	rf-heating rf-malfunction	filtering	medium	采用共烧高纯氧化铝与纯铂填充通孔形成气密馈通，并集成EMI滤波电容器（带阻滤波器仅见于背景引用的US6008980，非本件实现），用于抑制MRI射频干扰进入AIMD内部。
US9248283B2	2016	rf-heating	filtering	medium	在导线与电极之间串联一个并联LC谐振回路（band stop filter），其谐振频率设定为MRI RF脉冲频率（如64 MHz或128 MHz），在该频率处呈现高阻抗，从而阻断电流流动。
US9251960B2	2016	rf-malfunction rf-heating	filtering	medium	双级EMI滤波器：低介电常数（<10）氧化铝陶瓷基板内嵌交错有源/接地电极形成馈通电容器，配合高介电常数（>1000）的MLCC芯片电容器，在宽频段衰减MRI环境中RF耦合电流。
US9463329B2	2016	rf-heating	filtering	medium	通过屏蔽三端扁平通电容（active electrode plate夹于ground shield plates间）与纯铂填充共烧馈通组合，构建宽频带低通滤波器，对MRI射频能量（64/128 MHz）提供额外10–20 dB衰减。
US9468750B2	2016	rf-heating	filtering	high	多层螺旋波滤波器通过同向绕制第一和第二螺旋电感段，利用层间和匝间寄生电容形成自谐振，在MRI RF频率下呈现高阻抗（>1 kΩ），阻止感应电流流向电极。
US9827415B2	2017	rf-heating	filtering	medium	多层螺旋电感器利用层间和匝间寄生电容形成自谐振，在MRI RF频率（如64/128MHz）呈现高阻抗，阻断RF电流流入组织。
US9889306B2	2018	rf-heating	filtering	medium	通过共烧高纯度铂浆填充通孔和导电嵌件，利用陶瓷收缩大于金属产生压封形成曲面互锁密封，降低电阻。

MED-EL (29)

专利	年	危害	方案	质量	要点
AU2007276742B2	2011	b0-torque b0-force	rotatable-magnet	medium	通过将永磁体平行于患者身体轴放置，减少或消除MRI中B0场对中耳植入磁体的扭矩和退磁效应，同时使线圈在MRI前切换至非活动状态以避免位移
AU2008299049B2	2012	image-artifact rf-heating	housing	medium	陶瓷冲击保护器替代金属板，减少MRI磁化率伪影和降低金属体积/热容量以减少RF致热
AU2011247825B2	2014	b0-torque rf-heating b0-malfunction	rotatable-magnet	medium	采用可自由旋转的球形磁体和反并联线圈设计，使换能器在MRI任意方向B0场中无扭矩、不退磁，且RF感应电压相互抵消为零
AU2012202469B2	2013	image-artifact rf-heating	housing	medium	陶瓷冲击保护器减少MRI磁化率伪影和RF致热，与AU2008299049B2为同一技术延续
EP2824943B1	2018	b0-torque b0-force rf-heating b0-malfunction	rotatable-magnet	medium	球形磁体可自由旋转对齐任意方向B0场消除扭矩和退磁，反并联线圈抵消RF感应电压，与AU2011247825B2为同一专利家族
EP2869892B1	2022	b0-torque b0-force image-artifact	rotatable-magnet	medium	采用径向对称植入磁铁排列，使净磁偶极矩接近零，降低MRI中B0场产生的扭矩，同时减少成像伪影（「降低位移力」raw 无直接出处，仅由「净矩零⇒一阶平动力零」一步推导）
EP2966463A1	2016	rf-heating gradient-induced-stimulation	rectifier-isolation	medium	MRI期间通过植入或外部电源电路为半导体输出级提供电源电压，使其保持高阻抗状态，避免RF信号整流导致电极加热和误刺激
EP3138605B2	2025	b0-torque b0-force image-artifact	rotatable-magnet	medium	平面盘状或切口盘状植入磁铁，磁偶极平行于线圈外壳平面，可旋转以在MRI中自对准B0场，降低扭矩和退磁风险
EP4074373B1	2023	b0-torque b0-force image-artifact	rotatable-magnet	medium	平面盘状或切口盘状可旋转植入磁铁，磁偶极平行于线圈外壳平面，MRI中自对准B0场，消除扭矩和退磁，减少伪影
US11426593B2	2022	b0-torque b0-force image-artifact	housing	medium	U形磁铁夹持结构使植入磁铁可滑动穿过线圈外壳凹槽进入中心容腔，实现小切口手术移除/更换；本篇对 image-artifact 的主路径为术前经小切口取出磁体，可旋转仅为 claim 7/8 可选支路（照 US 8,634,909 实施、仅作用于力矩）
US11660447B2	2023	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	medium	采用环形附件磁铁，通过径向或分段反平行磁化使整体磁偶极矩为零或允许磁铁旋转，以消除MRI静磁场B0产生的扭矩并减少图像伪影
US11938319B2	2024	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	medium	单圆柱形植入磁铁具有垂直于外壳轴的磁轴，可在外壳内绕磁轴和外壳轴自由旋转，使磁化方向自动平行于MRI静磁场B0，实现无扭矩且抗退磁
US20120029267A1	2012	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	low	骨传导听力假体采用外环磁铁与内芯磁铁反向磁化的环形磁铁布置，减少外部强磁场（如MRI）引起的问题
US20120296155A1	2012	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	medium	植入磁铁装置采用内中心盘与外径向环反向平行磁化（磁偶极子平行于外壳平面），降低净磁场以减少MRI扭矩和图像伪影，同时保持局部保持力
US20170333713A1	2017	rf-malfunction image-artifact	wpt-alignment	medium	耳道感应线圈布置：发射线圈置于耳道内、接收线圈植入耳廓软骨后/耳道骨壁皮肤下，无保持磁铁，利用小线圈间距和特定取向降低MRI RF感应电压及伪影
US20250050099A1	2025	b0-torque	rotatable-magnet	low	多圆柱形磁铁系统：各磁铁中心轴垂直于外壳旋转轴，南北极排列使磁角度小于180度，可旋转以优化MRI安全性
US20250312599A1	2025	b0-torque b0-malfunction	rotatable-magnet	medium	改进植入磁体盘形几何为圆角双圆锥/坝形(dam-shape)，限制其在MRI磁场中的二次偏转角度，减低扭矩T=m×B
US6348070B1	2002	b0-torque rf-malfunction	mri-mode-switching	high	双线圈抗干扰系统：双线圈反平行绕制消除MRI均匀RF场感应电压；干簧管并联于接收器平面提供过压保护；双磁铁反平行磁矩抵消B0扭矩；可旋转磁铁自动对齐外磁场
US7609061B2	2009	b0-torque b0-force image-artifact b0-malfunction	mri-mode-switching	medium	利用MRI扫描仪的强磁场本身对植入磁铁进行消磁和再磁化，无需手术移除磁铁即可进行MRI检查
US7642887B2	2010	b0-torque b0-malfunction rf-malfunction	rotatable-magnet	medium	采用反平行双磁铁或球形自由旋转磁铁结构，使外部磁场下总扭矩为零，并配合差分线圈消除RF感应电压
US8013699B2	2011	b0-torque b0-malfunction rf-malfunction	rotatable-magnet	medium	球形磁铁两侧配置软磁keeper及弹性偏置元件，自由旋转对准外部磁场以消除扭矩，差分线圈抵消RF感应电压
US8340774B2	2012	b0-torque image-artifact b0-malfunction	rotatable-magnet	medium	可旋转对准B0的低扭矩球形/圆柱形磁铁采用弹性可变形保持结构，允许手术移除和重新插入
US8532783B2	2013	image-artifact rf-heating	housing	medium	采用陶瓷材料冲击保护罩替代金属，减少MRI磁化率伪影和RF致热风险
US8744106B2	2014	b0-torque b0-force b0-malfunction image-artifact	rotatable-magnet	medium	浮动质量换能器采用内杆磁铁+外环形磁铁的反向磁场磁对结构，使合成磁场相互抵消以最小化与外部磁场的相互作用
US8897475B2	2014	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	medium	采用双平面内磁铁反向排斥配置，使植入磁铁在MRI远场中磁场相互抵消，减小B0扭矩及成像伪影
US9113268B2	2015	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	medium	在FMT圆柱壳外增加环形偏置磁铁，其磁场与内部质量磁铁反向，抵消合成磁场以最小化与MRI外磁场磁相互作用
US9295425B2	2016	b0-torque rf-malfunction image-artifact	rotatable-magnet	medium	采用可自由转动的球形磁铁及反并联双磁铁配置，使磁铁在MRI外磁场中自对齐而消除扭矩，并通过差分线圈抵消RF感应电压
US9872993B2	2018	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	medium	圆柱形植入磁铁的磁化方向与中心对称轴成非零小角度(10°-30°，典型20°)，且可自由旋转，使在MRI中自对齐而减小扭矩和退磁
USRE48647E1	2021	b0-torque rf-malfunction	mri-mode-switching	medium	可自由转动的植入磁铁(球形/圆柱)消除B0扭矩和退磁；结合磁激活开关(导电软磁体/导电涂层磁铁/凹槽磁铁)在MRI特定场向下断开线圈保护电子电路

Cochlear (24)

专利	年	危害	方案	质量	要点
EP3930826B1	2026	gradient-induced-stimulation	mri-mode-switching	medium	梯度磁场在导线中诱导电压导致听觉假体执行器不期望动作，通过MRI模式切换实现反相抵消、频率滤波、电磁饱和等机制部分消除
US10398891B2	2019	b0-torque b0-force	housing	medium	完全密封磁铁于硅胶体内并可术后移除更换，以兼容MRI检查
US10576276B2	2020	b0-torque	other	high	MRI外部夹板装置通过半刚性弧形设计增加皮肤法向压力，抵抗B0对植入磁铁的扭矩
US10674287B2	2020	b0-torque b0-force image-artifact	rotatable-magnet	medium	磁铁置于通信线圈封闭边界外侧，磁铁可旋转对齐B0场，减少MRI中扭矩与伪影
US10893937B2	2021	b0-torque b0-force	housing	medium	聚合物外壳+金属镀层磁铁组件替代钛全金属外壳，实现MRI兼容与体液防护
US11012796B2	2021	b0-torque b0-force image-artifact	other	medium	通过可移动磁组件调节外部与植入磁铁间的磁阻，改变保持力以适应不同活动强度
US11071869B2	2021	b0-torque image-artifact	housing	medium	可完全移除含磁铁的植入部分，使受试者接受MRI时不受磁铁干扰；磁铁底盘作为加长的杠杆臂提供更大的扭矩阻力
US11135440B2	2021	b0-torque image-artifact	housing	medium	通过多种机械固定结构（螺纹、卡扣、摩擦配合、夹子等）防止磁铁在MRI中移动或便于移除磁铁
US11883662B2	2024	b0-torque image-artifact	housing	medium	可分离磁铁装置与封装植入组件集成，通过机械预置薄弱区域便于手术移除，或采用独立式骨螺钉固定磁铁
US11998739B2	2024	b0-torque	rotatable-magnet	medium	单片式植入组件将遥测线圈与抗旋转板集成，简化装配并允许磁铁平行于线圈直径方向移除
US12383739B2	2025	b0-torque b0-force	rotatable-magnet	medium	通过板+弹性材料组合，将MRI扭矩转化为板的平移分离，利用弹性体张力限制磁体旋转
US20220032048A1	2022	b0-torque	rotatable-magnet	medium	MRI兼容性外部装置通过可移动/可旋转磁铁与植入磁铁磁耦合，抵抗MRI磁场对植入磁铁的扭矩
US20250058129A1	2025	b0-torque	rotatable-magnet	low	一种用于医疗装置的可旋转磁铁保持系统，通过间隙设计和磁性吸引减少日常活动中的磁铁晃动噪音，同时允许MRI磁场下磁铁旋转以对齐。
US20250063313A1	2025	b0-torque	rotatable-magnet	low	一种用于听觉假体的保持磁铁系统，通过附加磁铁重新引导磁通，减少杂散磁场对振动元件的干扰，同时允许植入磁铁在MRI磁场下旋转。
US20250108223A1	2025	b0-torque	rotatable-magnet	low	一种植入式壳体布置，允许磁铁在MRI磁场下进行平面内旋转和平面外旋转，以减小扭矩并降低疼痛和组织/装置损伤风险。
US20250229091A1	2025	b0-force b0-torque	other	medium	柔性接触面在磁吸力下形变贴合头皮;植入磁性材料316可配置为抗磁(diamagnetic)以兼容 MRI
US20250381392A1	2025	b0-force b0-torque	other	medium	压力施加部分在磁体位置施加有针对性的压力，支撑部分在不同位置支撑，通过可调皮带固定装置将整体加压以抑制MRI磁场中的磁体运动脱位。
US20260014382A1	2026	b0-torque	rotatable-magnet	high	多极磁体(相反方向偶极矩)在MRI磁场中降低扭矩同时保持位置定位吸引力
US8570040B2	2013	image-artifact	other	high	通过改变MRI脂肪移位方向（反向扫描）获取两套图像，比较并选择伪影较小的图像，组合生成伪影降低的新MRI图像集。
US8733494B1	2014	b0-torque b0-force image-artifact	non-magnetized	low	以植入端非磁化铁磁性/亚铁磁性环形构件替代传统植入磁体，专利断言MRI扫描时无扭矩施加、位移力降低、无法退磁、伪影减少（四项均为定性断言、无支撑数据），外部磁铁与植入端非磁化构件的对应环形形状实现经皮线圈自对准；物理上实际缓解b0-torque/b0-force/image-artifact，pool。
WO2003092326A1	2003	b0-force b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	low	MRI兼容的人工耳蜗植入物，通过磁体保持装置将磁体固定在天线线圈的硅树脂中，使磁体在MRI扫描时可移动或移除以减少伪影和力/扭矩
WO2020212849A1	2020	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	low	MRI兼容的植入式医疗装置，磁体装置具有长轴和短轴，顶面或底面关于长轴所在平面对称，通过非球形/非矩形截面设计优化MRI兼容性
WO2023119156A1	2023	b0-torque b0-force	rotatable-magnet	medium	磁铁在密闭腔体内独立旋转(达360°)、移动受外磁场约束(权项19),随 B0 自适应取向释放扭矩
WO2026047489A1	2026	b0-force b0-torque	rotatable-magnet	medium	热融/焊接连接不同磁化方向的磁铁部分，防止在MRI B0磁场中相对运动和蝶形翻转，降低植入体扭矩

Boston Scientific (23)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US10173055B2	2019	rf-heating	lead-current-suppression	medium	采用连续导电RF屏蔽，第一部分沿导线延伸，第二部分形成围绕控制模块外壳的周向带，或通过在非导电护套上开窗暴露屏蔽层以耗散感应电流。
US10391307B2	2019	rf-heating	lead-current-suppression	high	导体多次折返（turn back on itself）形成前后向段，利用共模电流反向抵消抑制RF加热
US10589090B2	2020	b0-malfunction	mri-mode-switching	medium	利用IPG内置boost电路中的磁芯电感在MRI强静磁场下饱和导致电感值急剧下降的现象，通过检测输出电压(V+)的变化来判定MRI磁场存在，并自动切换至MRI-safe模式
US6141591A	2000	b0-force	other	medium	无磁铁植入式刺激器系统，通过外科工具模板实现植入线圈与外部发射线圈的精确对准，消除MRI不兼容的植入磁铁
US6178353B1	2001	image-artifact	wpt-alignment	high	使用层压或分段磁体/保持器减少涡流，提高功率传输效率并增强MRI兼容性
US6501978B2	2002	image-artifact	mri-mode-switching	medium	通过仅在MRI接收间隔之外激活HIFU等电子设备，或丢弃与设备激活重叠的MRI采集数据并重复该周期，避免RF噪声干扰MRI信号接收。
US6807440B2	2004	image-artifact	other	low	采用陶瓷纤维（可带涂层）代替高磁化率金属作为增强材料，在保持力学性能的同时减少对MR图像的干扰。
US7194297B2	2007	rf-heating	lead-current-suppression	medium	利用交替导电和介电层构成的阻抗匹配电路以及导电聚合物屏蔽的同轴扼流圈，限制MRI射频信号在血管内导体上感应的电流，从而降低发热。
US7551953B2	2009	rf-heating	other	medium	将镍钛诺针管构造为偶极子天线，通过屏蔽层和巴伦电路实现MRI信号接收与主动跟踪。
US7848788B2	2010	rf-heating	filtering	medium	采用屏蔽层和调谐balun电路减少MRI RF脉冲传输过程中探头上的感应电流，从而降低欧姆加热风险。
US8108028B2	2012	rf-heating	lead-current-suppression	high	利用MRI兼容的多同心管套管与可滑动天线构件组成loopless接收天线，配合RF去耦和分路电路实现深部脑成像与电生理记录。
US8485992B2	2013	rf-heating	lead-current-suppression	medium	通过将导丝分成多个短导电段并用低电导率接头连接，使每个段长度小于MRI射频半波长，从而抑制RF共振加热
US8649842B2	2014	rf-heating	filtering	high	在导线中插入多个屏蔽RF扼流圈，将导线分割成短于1/4MRI波长的段，阻止RF电流并允许低频刺激信号通过，减少MRI射频加热。
US8657848B2	2014	b0-torque	rotatable-magnet	low	将滤器回收用的磁体设计为可自由旋转的球形永磁体或软磁球，使其在MRI强磁场中自动对齐方向，避免产生扭矩。
US8818526B2	2014	rf-heating	lead-current-suppression	medium	在植入式导线管腔中设置安全元件，通过主动冷却、分流RF感应电流或改变天线特性，降低MRI射频照射引起的导线末端组织加热
US8825172B2	2014	rf-heating	mri-mode-switching	low	通过在MRI模式下反复获取电极阻抗或场电位测量值，检测电极缺陷或组织耦合效率变化，并据此执行报警或调整刺激参数，以降低RF加热风险。
US8954151B2	2015	rf-heating	filtering	medium	通过非导电垫片抬高陶瓷块或采用带边沿的陶瓷块，增加馈通引脚与金属壳体的距离，降低寄生电容，从而减少MRI RF耦合电流。
US9008778B2	2015	rf-heating	connector	medium	在植入式电刺激系统控制模块的header或连接器组件上设置导电屏蔽，减少MRI RF或磁场梯度感应电流引起的加热。
US9084380B2	2015	rf-heating rf-malfunction	filtering	medium	在刺激器控制模块的馈通外壳与内部电子组件之间设置RF分流组件，由多个电容和/或电感构成低阻抗路径，将MRI诱导的RF电流通过馈通外壳接地至外壳导电部分，从而保护内部电子电路。
US9119967B2	2015	rf-heating	housing	low	在IPG外壳上或内部放置线圈，短接或有源驱动产生反向磁通，抵消外壳中的涡流以减少RF致热。
US9433782B2	2016	rf-heating	filtering	medium	在IPG的电极端子与外壳之间串联电感，利用电感对高频RF电流的高阻抗特性，阻止MRI RF感应电流分流到外壳，从而减少囊袋组织加热。
US9630000B2	2017	rf-heating	filtering	high	通过导体在长度方向上双向反复缠绕形成多层堆叠线圈，使前向段与反向段感应的共模电流相互抵消，同时线圈提供高阻抗，从而抑制RF感应电流。
US9782581B2	2017	rf-heating	lead-current-suppression	medium	在隧道鞘内设置导电编织或螺旋RF屏蔽，沿导线或延伸部分覆盖，减少MRI RF引起的感应电流和加热。

Advanced Bionics (22)

专利	年	危害	方案	质量	要点
EP4008397B1	2023	b0-torque b0-force	rotatable-magnet	medium	头件磁体通过重力自对齐实现N-S方向与重力方向一致，从而最大化侧向保持力，同时解决MRI磁场下磁体扭矩导致的位移问题
US10300276B2	2019	b0-torque	rotatable-magnet	high	磁性颗粒（Nd-Fe-B等，50–500 μm）装填于分隔多子腔的壳体内，可在任意方向自由旋转/平移，在MRI B0场中自主对齐以消除扭矩并防止退磁（Summary原文：‘will not demagnetize the magnet apparatus. Nor will it generate a significant amount of torque’），无需术前外科取出磁体。
US10532209B2	2020	b0-torque	rotatable-magnet	high	采用磁框内可旋转的径向磁化棒状磁体，通过弹性元件偏置维持日常N-S取向，MRI磁场下克服弹性力旋转对齐B0；专利表述为不产生“significant amount of torque”，未给实测
US10646712B2	2020	b0-torque b0-force	rotatable-magnet	high	采用双盘状磁体各含N/S/非磁区域，自由旋转使MRI下AM区域对齐消磁，减少磁体体积从而降低扭矩，同时维持日常N-S-N-S条纹磁化保持头件吸力
US11287495B2	2022	b0-torque	rotatable-magnet	medium	MRI后利用MRI磁体自身在扫描区外重新对齐颗粒磁体的方法，配合标记模板和透明对准规检测颗粒是否恢复术前取向
US11752338B2	2023	b0-torque	rotatable-magnet	high	采用带脊柱的磁体组件，脊柱抗冲击保护易碎磁体，同时维持磁体在MRI场中的自由旋转能力
US11779754B2	2023	b0-torque	rotatable-magnet	medium	发明’exomagnet’外置磁体装置：锚固件占据旧款植入体原磁体口袋、MRI兼容磁体本体固定于口袋外壳体表面；磁体装置内含可绕自身纵轴自由旋转的长圆柱形磁体（及可绕中央轴自由旋转的磁体框架），B0场中旋转对齐以消除扭矩，实现旧款不兼容植入体的原位改装（Claims 1–7）。
US11896825B2	2024	b0-torque	rotatable-magnet	low	通过外部夹板和绑带系统对抗MRI磁场对耳蜗植入物磁体的扭矩，防止磁体旋转和移位
US11986656B2	2024	b0-torque	rotatable-magnet	medium	采用可自由旋转的细长径向磁化磁体组件，使磁体在MRI磁场中自动对齐而非抵抗，消除扭矩
US12364857B2	2025	b0-torque b0-malfunction	housing	medium	采用梯形锥形磁铁和加强型支撑结构增加夹持材料体积，抵抗MRI磁场对植入磁铁的扭矩
US12440668B2	2025	b0-torque image-artifact	rotatable-magnet	high	用两个间隔可旋转长向极化磁铁替代多磁铁，MRI磁场中相互吸引力(F1≈0.24N)小于与外部轴向磁铁吸引力(F2≈0.29N)，减少扭矩与伪影
US20200238088A1	2020	b0-torque	rotatable-magnet	medium	将植入磁体设计为两枚可独立旋转的半圆形分体磁块（first and second partial disk shaped magnet member）或DtoT比≤2.5的整体磁体（直径7.1 mm/厚度2.8 mm），使MRI强磁场施加扭矩导致磁体翻转时皮肤抬升量ΔD远小于传统圆盘磁体（DtoT约4.8）；pool：Summary与Claims直接描述分体旋转磁块及低DtoT方案对b0-torque危害的缓解机制
US20220273948A1	2022	b0-torque	rotatable-magnet	medium	提供术中工具套件和多种MRI兼容磁体装置插入/锚固方式，将传统植入物升级为可旋转磁体装置以消除MRI扭矩
US20250001175A1	2025	b0-torque	rotatable-magnet	medium	可旋转框架内的多根径向磁化长条形磁铁，可在任意方向B0场中自由旋转对齐，减少B0引起的位移力和扭矩
US20250001186A1	2025	b0-force b0-torque	rotatable-magnet	medium	仅两根固定间距的径向磁化长条形磁铁，位于可旋转框架内，可绕纵轴相对框架旋转以在3D MRI磁场中对齐
US20250050102A1	2025	b0-force b0-torque	rotatable-magnet	medium	非磁性间隔件+气密密封壳体内的至少一个磁铁，以及旋转框架内可绕纵轴旋转的多根径向磁化磁铁，用于在3D MRI磁场中对齐
US20260054068A1	2026	b0-torque	rotatable-magnet	medium	多个细长直径磁化磁体独立绕纵轴旋转对齐MRI磁场；阻尼液体填充案例衰减内部组件运动
US20260077195A1	2026	b0-torque b0-malfunction image-artifact	rotatable-magnet	medium	三磁铁组合(两端可旋转外侧磁铁+中间固定中心磁铁)使磁铁能在任意3D MRI磁场方向自动对齐并产生最小扭矩
US20260108725A1	2026	b0-torque b0-malfunction image-artifact	rotatable-magnet	medium	第三磁铁通过机械偏置(弹簧/扭转杆)约束其N-S方向平行于中心轴，允许在MRI磁场中受控旋转后自动恢复初始位置
US20260124457A1	2026	b0-torque b0-malfunction	rotatable-magnet	medium	相对于植入体其他部分可旋转的二向磁化圆盘磁体，用以适应MRI磁场
US9393428B2	2016	b0-torque	housing	low	主发明为多层柔性PCB天线组件（降低制造成本与电气参数偏差）；详细描述中的笼形（cage）磁体保持结构（FIGS 9A-9C）明确可防止磁体在MRI过程中移位或脱出，claim 17-18的可无损拆卸磁体口袋（pocket）支持术前取出磁体以规避b0危害；pool：专利明确讨论MRI磁场与植入磁体相互作用产生不良力与运动，及cage对磁体位移的物理限制
US9844666B2	2017	b0-force b0-torque image-artifact	housing	medium	嵌入式保持架/巢穴结构（PEEK/聚砜）+可拆卸磁铁壳体（钛密封），通过螺纹/卡扣/法兰多种方式 retain磁铁，低场MRI可保留，高场MRI可移除

St. Jude Medical (4)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US11419674B2	2022	image-artifact	other	medium	通过多层导电壳（如铂金外层加金内层）平衡磁化率减少MR伪影。
US8442647B2	2013	rf-heating	lead-current-suppression	medium	使用具有导电芯、绝缘层和导电屏蔽层的复合导线紧密绕制成线圈，屏蔽层相互接触形成轴向导电通路，使感应电流方向与信号方向几乎垂直，从而减少耦合。
US8521307B2	2013	rf-heating	filtering	medium	将机械旋转功能（内管）与电传导功能（外部独立绝缘线圈）分离，线圈对高频呈现高阻抗，且通过滑动接触保持与螺旋电极的电连接。
US9833168B2	2017	gradient-malfunction rf-malfunction	other	medium	用先前无噪声周期的阻抗测量值替换受梯度或RF噪声污染的测量值，实现定位信号噪声耐受

Abbott (2)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US6712844B2	2004	image-artifact	lead-current-suppression	medium	在金属支架的环形或细胞结构中加入非导电材料的不连续性，破坏连续的电流通路以减小 Faraday Cage 效应。
US6799067B2	2004	rf-heating	lead-current-suppression	medium	非导电近端+非磁性远端+长度限制(L<43.5/B0)避免RF诱导加热

Oticon Medical (2)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US8768480B2	2014	b0-force image-artifact	housing	medium	植入式皮下装置采用空心陶瓷冠形外壳容纳电子器件和线圈，中心腔室可逆地放置可提取磁铁，磁铁靠近皮肤以增强与外部磁铁的吸引力，同时磁铁可移除以便MRI检查
US9066188B2	2015	b0-force	housing	low	一种骨传导助听器，采用耳钩承载设备重量，通过磁力压缩部件将振动经皮肤传递到颅骨，皮下磁铁可旋入颅骨并可移除以便MRI检查

Saluda (2)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US11672976B2	2023	rf-heating	lead-current-suppression	medium	在导线体内加入高阻诱饵导体（decoy conductor）与导电线缆电磁耦合，耗散MRI RF感应能量。
US12551697B2	2026	rf-heating	lead-current-suppression	high	导线间容性-阻性耗散网络高通滤波RF信号,减少MRI时加热

Boston Scientific Neuromodulation (1)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US9492651B2	2016	rf-heating	filtering	high	导体至少折回两次形成电流抑制模块，通过正反向段间常模电流相消抑制RF加热，SAR≥4W/kg条件下温度上升<2°C。

Johns Hopkins University School of Medicine (1)

专利	年	危害	方案	质量	要点
US6675033B1	2004	rf-heating image-artifact	filtering	medium	MRI导丝探头采用多层屏蔽、balun电路和绝缘层减少RF感应电流和Ohmic加热，同时提高信噪比和MRI可视化