CN102149425B - 用于植入医疗设备的tet系统 - Google Patents

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Abstract

提供了一种可根据植入动力装置的监测状况改变从外部电源向植入动力装置传送的电量的TET系统。以这种方法，供给植入动力装置的例如用于启动泵的电量可以根据心博周期而变化，以使得在整个心博周期内电源电路的监测状况保持在一个理想的范围内。

Description

用于植入医疗设备的TET系统
本申请要求于2008年9月10日提交的美国专利申请序列号U.S.Provisional ApplicationNo.61/191,595的优先权，该申请的全部内容纳入本文作为参考。
背景技术
本发明涉及一种经皮能量传递(传送)(Transcutaneous energy transfer，TET)系统以及TET系统的操作方法。
经皮能量传递(TET)系统被用于为诸如植入在人体内的心功能泵的装置供电。由体外的发送线圈产生的电磁场可以将电力穿过皮(皮肤)阻挡层传送到植入在体内的磁接收线圈。然后，接收线圈将接收到的电力传输给植入式心脏泵或其他内部设备，并将电力传输给一个或多个植埋在体内的电池使电池充电。
这样的系统面临的挑战之一是电池寿命不够长。诸如当患者进行不能佩戴体外TET电源设备的活动(比如洗澡或者游泳)时，植入电池可能需要一次供给植入装置的全部电力需量长达一个小时至几个小时。当植入电池第一次被植入进患者体内时，电池容量大，能够满足所需时间的电力需量。但是，当经过了频繁的充电和放电后，植入电池的容量降低。随着电池容量的下降，患者就不能在没有体外TET电源设备的情况下度过那么长的时间。最终，可能需要更换电池，以使患者又能在足够长的一段时间内能无需体外TET电源设备。
迄今为止，由于电池频繁的充电和放电造成植入电池的过早耗尽被认为是不可避免的。常规TET系统并不根据植入装置的时变电力需量紧密地供电。因此，当植入装置具有诸如包括左心室辅助设备(“LVADs”)的循环辅助泵所特有的快速波动电力需量时，需要植入电池提供满足瞬时高电力需量的电力，当瞬时电力需量缓和时，TET系统向电池再次充电。
发明内容
根据本发明的一个方面，提供了一种用于为植入电气设备提供动力的TET系统。在具体的示例中，可以提供包括一个或多个诸如具有电动机的泵的电气设备的循环辅助装置，该泵具有随着植入该泵的患者的心搏周期而变化的电力需量。
一植入动力装置要适合于安装在患者的体内。例如，动力装置可具有一次级线圈和连接至该次级线圈的用于控制和提供电力给该控制电路和该泵。以这种方式，动力可以在次级线圈上被接收并被施加给控制电路和泵。在一个实施例中，植入动力装置的监测电路可被用于监测电源电路的一状况(条件)。监测电路能发送可被外部设备的控制电路用于调节电力传输的表示监测状况的经皮遥测信号(transcutaneous telemetry signal)。
一外部电源可适合于与次级线圈经皮电感耦合(transcutaneous inductive coupling)，并且可具有一能将交流电流施加给初级线圈的驱动电路，以及一能接收遥测信号并可以至少部分地响应该遥测信号调节初级线圈上的交流电流的控制电路。在具体的实施例中，该监测电路和控制电路可监测电源电路的状况并据此调节初级线圈上的交流电流。以这种方式，可以基本上根据心博周期来改变初级线圈上的交流电流。
附图说明
图1示出根据本发明实施例的TET系统的组件和操作的局部切割的截面图。
图2进一步示出根据本发明实施例的TET系统的外部及内部组件的框图和示意图。
图3进一步示出根据本发明实施例的TET系统的外部模块组件的框图和示意图。
图4进一步示出根据本发明实施例的TET系统的植入模块组件的框图和示意图。
图5进一步示出根据本发明实施例的TET系统的植入模块中桥式整流器电路的组件的示意图。
图6A和6B示出根据本发明实施例从外表面观察的植入TET模块组件的布局及关系的透视图。
图7示出根据本发明实施例的操作方法中的反馈采样率以及TET系统的外部模块与植入模块之间电力传输速率的曲线图。
图8示出根据本发明实施例的操作方法的流程图。
图9A-C示出根据本发明具体实施例的操作。
具体实施方式
图1简要地示出了一种给人体内腔中即在患者104皮下植入治疗电气设备102供电的经皮能量传递(TET)系统100。例如，植入的电气设备102可以包括诸如用于泵送血液作为心室辅助设备(“VAD”)的泵。植入的电气设备102可以包括用以控制例如泵的控制电路。
如图1所描述的，TET系统100包括一外部模块110，它具有初级功率线圈114、相关电路116和用于接收外部电源112电力的终端111的外部模块110。一植埋在患者104皮下的内部模块120具有次级功率线圈124、相关电路126和为植入电气设备102供电的输出电缆。利用电感耦合的方法，即通过初级线圈114和次级线圈124重叠磁场的近场相互作用，电力从初级线圈114传递至次级线圈124。每个线圈两端的电压可以高，例如，100V-400V的峰-峰值电压并非罕见。植入模块120也与植入电池128相连接，如果外部模块110与植入模块120之间的输电中断，电池128可以向植入电气设备102供电。有植入电池128作后备，当患者洗澡或进行其他活动时，外部TET模块110可不接通。
图2示出TET系统100电气组件的功能框图。如图所示，TET系统100的外部模块110包括初级线圈114和包括微控制器212、射频(“RF”)遥测系统214以及TET驱动器216的相关电路。为了降低因皮肤效应的损耗，初级线圈114可以利用铰合线(Litz wire)来加工制作，其中，初级线圈114是由较细的绝缘线按组搓捻或者编织在一起构成。从外部模块112至植入模块120的电力传输通过由微控制器212控制的TET驱动器216来完成。
植入模块120包括包含次级线圈124的TET接收器226、微控制器222和射频遥测系统224。像初级线圈114一样，次级线圈124也可以利用编织铰合线加工制作。TET接收器226包括用于将次级线圈上的电能从交流电流(“AC”)形式转换成直流电流(“DC”)的形式的诸如二极管电桥(桥式电路)的整流器电路。将来自TET接收器226的DC(直流)功率输出供给植入模块120的微控制器222、植入电池128和植入电气装置102。植入电气装置102可以包括一种或多种不可能由植入电池128长时间地供给电力需量的诸如VAD血液泵的设备。在这种的情形下，植入电池128不是主电源，但是如果给植入模块120的输电中断，则被用于较短时间供电。例如，当患者洗澡时，植入模块120可以依靠电池供电。
图3更详细地示出外部模块110的操作组件的示意框图。如图所示，在微控制器212控制下的供电管理模块314将DC形式的电压从一个或多个外部电源312a，312b传输至可变输出电平电源316。例如，外部电源312a，312b可以包括一个或多个电池、或者一个电池以及耦合至AC电源(诸如墙上的电源插座)的外部AC/DC转换器或诸如来自汽车的DC电源。
供电管理模块314调节从一个或多个外部电源312a，312b输送到可变输出电源316的电力流向。电源模块314具有用以与第一外部电源312a相连的端子334a和具有用以与第一外部电源312b相连的端子334b。电源模块314可具有与除电源312a，312b之外的电源(图中未示出)相连的更多组端子(图中未示出)。供电管理模块314能测定特定的电源或者被连接着的电源的类型，并且还可能检测出电源312a，312b与334a，334b的哪一组端子连接。模块314测定出电源是否被连接着，并且还可能测定出每个被连接着的电源的状态，即每个电源的电压以及电池电源的充电状况。供电管理模块314也选择数个被连接着的电源中的一个或多个将电力从正在供应中的电能中引出以驱动TET系统100。例如，当电池和非电池的AC或DC电源连接着时，电源模块314可以采用该AC或DC电源作为主电源给外部TET110供电，以及如果主电源断开连接则将电池作为后备使用。诸如当第二电源312b是一块电池时，供电管理模块314还能用于调节给外部电源312a，312b之一充电电流。
可变电源316以根据植入治疗电气装置102(图2)的时变(time-varying)电力需求而改变的速率为TET驱动器318供电。给TET驱动器318的输电速率可以通过修正由微控制器212输出的一个或多个信号控制下的电源316的输出电压Vs来改变。在一个实施例中，为了在变化的电力需量与有效地给TET驱动器318供电之间作调整，该输出电压Vs可以在13V与25V之间变化。
TET驱动器318供给初级线圈114用以将电力传输给植入TET模块120的激励电流。TET驱动器318在不变的(DC)电源电压Vs下接收电力并且为在较低射频(RF)下具有AC波形的输电产生一个磁通量。典型地，AC输电波形的频率被设置在大约30千赫(kHz)到300千赫(kHz)之间。电力通过初级线圈114与植入模块120的次级线圈124(图2)之间的电感近场耦合(inductive near-field coupling)传输。
初级线圈114与振荡电路331中的电容器330串接在一起。振荡电路331在由线圈114的电感值和电容器330的电容值所确定的谐振频率下发生共振。TET驱动器318包括一组以H-电桥布置的功率额定的在逻辑驱动电路的控制下以推-推(push-push)形式驱动初级线圈114的场效应晶体管，例如金属氧化物半导体场效应晶体管(MOSFETs)。
TET驱动器318能以三种方式调节初级线圈114与次级线圈124(图2)之间的电力传输。TET驱动器216能以脉冲的方式输出一激励电流到初级线圈114，并且能改变供给初级线圈114的驱动脉冲的宽度，从而改变该脉冲的工作周期。TET驱动器216还能改变供给线圈114的驱动脉冲的频率，以在整个系统中的输电效率与系统中功率调节的稳定性之间建立起一个希望(理想)的平衡。此外，如上所述，为H-电桥电路供电的电源电压Vs是可以改变的。
如图3中进一步所示，外部模块110可以包括位于初级线圈114附近的用于测定线圈114的温度并将表示该温度的信号提供给微控制器320的热敏电阻器332。如果温度升高到给患者带来不适或者不安全的过高程度，微控制器212会向患者报警线圈可能失调。为了让该温度回到较正常的水平，在可能的时候，微控制器212诸如通过中止对植入电池128充电可暂时改变植入模块120的操作模式以降低所需要的电力。
如图3中进一步所示，外部模块110包括一耦合至放大器324以接收表示初级线圈114两端电压Vc的信号的过电压保护(OVP)电路322的输入端。OVP 322检测出当Vc达到过高的水平时，并给TET驱动器318发出信号以切断TET驱动器318直至Vc重新回到安全的水平。在一个实施例中，OVP 322是用硬件控制的包括硬连线的逻辑电路的电路，即一种通过内部电路的运行来自发响应过电压状况的电路。因此，OVP 322可迅速对过电压状况做出响应而无需在OVP 322内部检索和执行软件的指令。这种电路通常也不需要等待微控制器212发出的信号或者指令来作出响应。
外部模块110还包括具有双向信号接口的双向射频(RF)遥测模块(telemetry block)214。遥测模块214被配置成通过收发机和附属的天线340发送和接收信号。遥测模块214被配置成接收微控制器212发出的信号输出以控制植入模块120的工作，下面将进一步描述。遥测模块214也接收植入模块120中相应的收发机224(图2)发送出的各种信号以监测植入模块120的运作。
微控制器212利用通过植入模块120(图2)中的遥测模块214、224和外部模块110之间的连接所接收到的信息，以及表示电源电流的信号342、表示电源电压Vs的信号344和表示线圈电压Vc的信号346以有效的方式可变地供电能给初级线圈114，并且解决安全问题。
图4进一步示出根据本发明实施例的植入模块120的组件的框图和示意图。如上所述，植入模块120具有控制其运行的，尤其是与从外部模块110接收电力的TET电力接收器226的运行相关的微控制器222。植入模块120还具有RF遥测模块224和后备遥测模块402。RF遥测模块224包括用来发送表示植入模块120运行参数测量值的信号和接收来自外部模块110的用于控制植入模块120的运行的信号的射频收发机。后备遥测模块402具有包括电容器405和与次级线圈124分离的电感数据线圈406的谐振振荡电路404，可将表示从植入模块120测得参数的信号发送给外部模块110。因此，后备遥测模块402可以利用线圈406与外部模块110中的初级线圈114之间的电感耦合将信号发送给外部模块110(图3)中的后备遥测接收器350。在具体的实施例中，后备遥测模块402可按照ISO 14443所规定的技术或者在其中进一步发展起来的由NFC论坛(NFC Forum，Inc)拟定的被称为”近场通信”(“NFC”)的技术，以电感耦合的方式将信号发送给后备遥测接收器350。该技术有利于以较低的频率在短距离内(例如20cm以内)发送信号。
可以设置该电感数据线圈406的谐振频率和尺寸，使得它在用于通过线圈114，124输电时的较低频率(典型地，300kHz以下)与在RF遥测收发机224，214(图3)之间正常发送信号时的标准传输频率(约400kHz)之间能有效地运行。在一个示例中，后备遥测模块402的传输频率约为10兆赫(MHz)。在一个示例中，后备遥测模块402或许能以近场通信指定的13.56兆赫的频率传输信号。
后备遥测模块402不必始终工作。在一个实施例中，只有当双向RF遥测系统在植入模块120的微控制器222与外部模块110的微控制器212(图3)之间运行参数的通信测量无法利用或者不起作用时，后备遥测模块402才工作。例如，当表示植入模块120最新运行参数的信号，诸如由于RF遥测模块224故障，或者由于通过RF遥测模块224与214(图3)之间的主链路发送下行信号的干扰，不能到达微控制器212，这时可以利用后备遥测模块402。在本文中，干扰能以“带外”(out-of-band)干扰发生，其中存在于无线电波中的噪声和辐射使得接收来自RF遥测模块224的信号变得更加困难。带内(in-band)干扰也会发生，其中数个相似的装置在相同带宽上争相发送它们的信号。在一个示例中，诸如在重症监护室内的多个患者的植入装置中的多个发射机可以同时同地点工作。例如，植入的医疗装置可以根据“医疗植入通信服务(MICS)”标准指定的频带发送信号。当太多的装置同时竞相使用分配的带宽也能产生干扰。当装置竞相使用同样的带宽时，每个装置能利用该带宽的时间量就会减少。在这种情形下，当从植入模块120发送给外部模块110的数据负载对于分配在带宽上的时间量太大时，发送表示植入模块120运行参数的信号就会变得困难。
当存在严重干扰时，可以用后备遥测模块402替代常用的RF遥测模块214发送来自植入模块110的数据。当干扰结束时，可以停止后备遥测模块402的工作，并由主RF遥测模块214重新开始发送数据。
在一个实施例中，当后备遥测模块402工作时，连续和反复地发送当前有效的功率调整数据。外部TET控制器212暂时中断到TET驱动器216的输电驱动脉冲。在中断(暂停)过程中，图3中的后备遥测接收器350监听低电平的后备遥测信号。以这种方法，后备遥测接收器350可以在初级线圈114和次级线圈124中通常产生瞬时大宽带噪声的输电驱动脉冲的间隔之间接收低电力(毫伏水平)的后备遥测信号。
通过后备遥测模块402传送的运行测量信号可以通过使振荡电路404的谐振(载波)频率以数字编码的方式产生脉冲来实现。例如，可以利用脉冲位置调制方法连续通断开关振荡电路404的载波频率。换一种说法，振荡电路404的载波频率可以被脉冲，然后暂停很短时间，然后再脉冲发送表征诸如“0”的数值的符号。例如，在该示例中，载波频率也可以被脉冲，然后暂停较长时间，然后再脉冲发送表征不同类型诸如在“1”和“0”的二进制信号系统中的“1”的符号。发送脉冲数目以及脉冲之间较短和较长暂停的数目和位置可以被用于表示不同的发送符号。
参照图4，TET接收器226在线路412上输出工作电压Vtet至电源管理器422。为了在不同的需量状况下改变供给电动机控制器或者植入电池128的电量(即电流)，工作电压Vtet是一个可控的可变电压。当存在较高电力需求时，微控制器222可以使Vtet保持在较高的电压。在这种情形下，如以下所述，微控制器222可以将信号发回外部模块110以提高输电的速率，如此一来使得工作电压Vtet升高。另一方面，如果工作电压Vtet太高，当存在较低电压需求时，微控制器222可以使Vtet降低至较低的电压。另一方面，微控制器222可以将信号发回外部模块110以降低输电的速率，并使得工作电压Vtet降低。
TET接收器226包括如果TET接收器226输出过高DC电平则被激活的过电压保护电路408。过电压保护电路408可以是过电压保护钳位电路(over-voltage protection clamp)。当整流过的AC电流大大超过植入装置所需要的DC电流，就会发生DC电压过高。植入功率调整通过在控制传送给负载(植入装置)的电流量的同时维持一给定的电压范围来实现。调制TET驱动器216和初级线圈114上的驱动电平以在特定电压范围内向植入模块120提供所需的负载电流。在钳位电路408工作的同时，发送给外部TET110的遥测信号将降低驱动电平以恢复适当的电流输出。钳位输出电压可防止植入系统的损坏并提高了可靠性。过电压钳位通常在诸如在泵的启动顺序过程中的负载电流大步降低之后发生。
连接以接收DC输出电压Vtet的比较器410能检测出DC输出电压何时超过了预定的超限阈值。接着，比较器410发送出的一个信号输出触发过电压保护电路408，使得DC输出电压Vtet立即降低。过电压保护电路408一直工作直至输出电压Vtet回落到基本上要远低于该预定的超限阈值的第二预定的阈值以下。当越过较低的阈值后，过电压保护电路408再次断开，电路414恢复输出正常DC电压Vtet。在一个运行的示例中，电源电压Vtet可以被保持在16V左右。超限阈值可以被设置为25V，恢复运行的较低的阈值可以被设置为20V。在这种情形下，过电压保护钳位电路408旨在当Vtet远超过正常范围时有时工作。一个可能激活过压保护电路408的事件是植入模块120的电力需量的步减。例如，当电源管理(器)422断开正在充电的电池(因为植入电池128现已完全充电)或高功率植入电气装置的马达的启动需求，可发生这样的减少。该装置的操作中断也可使得电压Vtet上升。
如图4进一步所示，TET接收器226包括一组用于将次级线圈124接收到的能量形态从AC转换成DC的桥式整流器和滤波器414。图5更具体地示出桥式整流器和滤波器电路414的示意图。用以提供传输的AC电力波形全波整流的整流器包括一组联结成桥式布置的二极管D2、D3、D4和D5以接收次级线圈124的输出。另外两个二极管D1和D6是防止钳位场效应晶体管(FET)Q1，Q2断开时场效应晶体管体二极管导通的阻塞二极管。晶体管Q1和Q2的栅极通过电阻R1接地，这使得这两个晶体管在信号411不起作用时保持断开。
图5中所示的所有二极管可以是适合整流器应用的具有较低导通电阻且启动电压约0.2-0.3V的肖特基二极管。晶体管Q1和Q2典型地是n型金属氧化物半导体场效应晶体管(n型MOSFETs)，晶体管的源极接地。电容器C1和C2系列是低损耗的金属化塑料薄膜结构且在标称驱动频率下与次级线圈124调谐。这些相同电容值的电容器平均分配负载电流和损耗以增加可靠性。为了这个目的，可选择能处理较高电流和电压且在正常运行期间仅耗散少量能量的电容器。在一个示例中，为了提供操作余量并且考虑到瞬变现象，可能需要电容器能处理数安培的电流和600V或更高的峰-峰值电压。第二组电容器C3和C4也可以包括一个电解电容器和另一个具有更小电容值的薄膜电容器，且这些电容器能对整流过的输出电压Vtet进行滤波。
图4还示出了耦合至桥式整流器电路414的电流监测电路420。电流监测器420提供到微控制器222的输入。最高电流需量是在泵启动期间。当电流监测器420监测到的电流过高，微控制器222可提供到电机控制器222或者电源管理器422的信号以降低电流需量。
在植入模块120内，可提供极接近外壳620的用于监测模块温度并提供表示微控制器222温度的信号的热敏电阻器424。如果植入模块120的温度过高，植入模块120能通过RF遥测收发机224或者后备遥测收发机402输出信号到外部模块110指示过热状况。
图6A和6B提供了描述植入模块120的外部的立体图。次级线圈124可以被加工成椭圆形或者圆环610。桥式整流器电路414和过电压保护电路408可以被密封封装在外表面是生物相容性材料的外壳620内。如图6所示，外壳620可以装配在环610的内壁612中。在环610内的外壳620可以包括有助于发散桥式整流器电路414所产生的热量的陶瓷材料，以使植入模块120外部的温度变化是逐步的且限于很小的变化量。在外壳620与环610的外壁614之间延伸的封装材料626能有助于在更大的体积上发散初级线圈124和桥式整流器电路414所产生的热量。将桥式整流器电路414和过电压保护电路408装在环的内圆周内以有助于将线圈124和桥式整流器电路414所产生的热量在这些发热的元件上均匀散热。
根据本发明的实施例，描述TET系统100的运行方法。对于诸如为VAD供电的某些应用而言，TET系统100(图1)旨在连续地在外部模块110与植入模块120之间传输电力；也就是说，在每小时的每一秒当中，一天的每一小时当中和一年的每一天当中。根据被植入模块120监测的VAD的瞬时电力需量，精确地计量从外部模块110流向植入模块120的电能。而且，从外部模块110传输给植入模块120的电量可以在短于1秒钟的时间间隔内被连续地调整(例如，从每秒50次到每秒5000次)，以使植入模块在该时间间隔内只接收它所需要的电力来驱动植入的VAD或者其他的治疗装置102。以这种方法，在VAD的正常运行过程中，电力不是来自植入电池128。
换一种说法，一般仅在外部模块110与植入模块120之间的电力输送中断时，或者外部电源故意断线时，诸如当患者洗澡时，才从植入电池128中获取电力。当患者做了严重影响外部模块110和植入模块120的线圈114，224之间的耦合的猛烈的(粗鲁的)动作时，或者当切换连接至外部模块110的外部电源时，电力输送也会发生中断。
因此，微控制器222对供电线路412上的电压电平Vtet迅速取样(例如，每秒50次到5000次)。微控制器222接着使RF遥测收发机224将信息传回外部模块110，该信息被用于外部模块110以确定电压电平Vtet。例如，微控制器222使收发机224在每次通信中将直接指示电压电平Vtet的信息传至外部模块110。
或者，收发机224能用于发送仅仅指示电压比之前监测到的数值低或高的信息。如果收发机224发送仅仅指示电压电平Vtet已经升高的信号，那么外部模块110的微控制器212中的逻辑能通过附加一个固定的增量值(例如，0.1V)到之前刚记录的电压电平上确定当前电压电平Vtet。否则，如果收发机224发送仅仅指示电压电平Vtet已经降低的信号，那么外部模块110的微控制器212中的逻辑能通过从之前刚记录的电压电平减去一个固定的增量值(例如，0.1V)确定当前电压电平Vtet。这样的以连续、迅速和一致的原则取样并向外部模块110报告来自植入模块120的结果，使得微控制器212保持同步迅速地更新指示植入模块120中的可变电压电平Vtet的信息。
此外，同步迅速地更新有关电压电平Vtet的信息使得外部模块110根据VAD或者其他植入电气装置连续变化的电力需量为植入模块120供电。这样运行的示例见图7。
患者全身的血压在心搏周期(cardiac cycle)中随时间变化。为此，患者的血压通常用诸如115/75的两个数值来表示，例如，较高的值表示由于心跳在达到最高压力时的收缩压。较低的值表示两次心跳之间在达到最低压力时的舒张压。因此，在每个心搏周期中，每次心跳血压上升到收缩压值一次，在下一次心跳前血压又回落到舒张压值。
血压和经过心脏的血液流显著和迅速地影响着加在诸如VAD的循环泵上的负载。由于负载的变化，在每个心搏周期泵运转所需要的电流量有显著的变化。
参考图7，在将血液从左心室泵送到主动脉的每个心搏周期中需要峰值电流(“P”)驱动VAD的电机定子一次以对流入主动脉的血液加压。该峰值电流事实上远高于在每个心搏周期中需要在另一时刻用以驱动VAD的电机定子一次的降低的电流值(“R”)。
图7指出对电压电平Vtet采样的采样间隔。以每秒钟50-5000个样本的迅速采样率，每个心搏周期对电压电平采样50次或更多次，即，当心脏每秒钟跳动一次时即每分钟跳动60次时，以每拍50或更多次的速率。因此，图7表明，在一个心搏周期(“T”)结束时，电压电平已经被采样200次。
因为植入VAD的电力需量在每个心搏周期中变化很大(在P和R之间)，电力需要以匹配的方式被传送至植入模块120。为了满足这个目的，植入模块120的微控制器222对电源电压Vtet采样，并且使得RF遥测收发机224将信息发送回外部模块110以检测植入模块120的内部工作电压。如果内部电源电压Vtet降低，植入模块120则将信号发送回外部模块110。外部模块110将更多电力传送给植入模块120，使得内部电源电压升高到正常水平。如上所述，外部模块能以三种方式改变电力输送。第一，在电力通过初级线圈114输送的期间，外部模块110能改变脉冲的宽度。第二，外部模块110可能改变这样的脉冲的频率，例如，根据耦合以及负载的状况改变百分之几的载波频率。第三，外部模块110还可改变输入给TET驱动器318的电源电压Vs(图3)。为了在植入模块120中达到理想的结果，外部模块110可按照这些方法中的一种、两种或者所有方法来改变经由初级线圈114传输的电力。相应地，植入模块120接收以迅速和实时的原则调整的电流(电)量以响应植入模块120中电源电路的监测状况。在一个示例中，一种可以调整传输的电量的方法是外部模块110改变施加在初级线圈114上的交流电流的初级驱动脉冲宽度。根据在初级线圈114和次级线圈124的每个线圈中所达到的谐振度，脉冲宽度的小变化能够显著地改变传输的电量。
另一方面，如果内部电源电压Vtet升高，植入模块120将信号发送回外部模块110。通过降低初级驱动脉冲宽度，外部模块110能传输较少电力给植入模块120，使得内部电源电压朝着正常水平回落。
此外，电流需量的变化作为心搏周期的一个函数而存在，同时输电速率可能也需要随着输电效率而改变。具体而言，由于患者的动作或者例如来自物体或液体的干扰(比如洗澡的时候)所造成的初级线圈114与次级线圈124之间耦合的变化能提高或者降低输电的效率。来自植入模块的监测电源电压的信息可以被用于提高或者降低输电的速率以调整与耦合有关的输电效率的这些变化。另外，无论何时监测到外部模块110的电压Vs或者植入模块120的电压Vtet出现强变化时，这可能是外部模块110的初级线圈114的位置已经移动且需要调整的标志。随后，外部模块110可能产生一个可听的，可视的或者可触知的(例如，振动的)信号给该患者指示初级线圈114的位置需要调整。
每当利用主遥测收发机224，214反馈有关内部电源电压Vtet的信号给外部模块110发生问题时，可以利用后备遥测系统402发送该信息。当后备遥测系统402工作时，外部模块110的接收器350(图3)“监听”，即，在用于从外部模块110输电的单个输电脉冲之间的时间间隔内接收来自初级线圈114的信号。以这种方式，即使当主遥测收发机224，214不能操作或者传输带宽达不到，仍可保持对植入模块120的输电迅速采样和迅速调整。
如果植入模块120的微控制器222通过电流监测器电路420监测到过电流状况，遥测系统224或者后备遥测系统402可以被用于发回信号将该事件通知外部模块110。然后，植入模块120的输电速率可以被降低或者暂时中断直至过电流状况不再存在。
在运行的具体示例中，植入模块120的微控制器222可通过温度传感器424感知过热状况。为了保持植入模块120对患者而言是舒适的，植入模块120外表面的上升温度可能需要被控制在1-2℃内。为了降低温度以响应该过热状况，微控制器222可能暂时降低电流需量。例如，微控制器222能暂时降低传送给电动机的电流量或者用于给植入电池128充电的电流量。当改变植入模块120使用的电流量时，电源电压Vtet可能会改变。然后，电源电压的变化通过遥测系统224或者后备系统402监测到并传达给外部模块110。然后这些变化能以上述的方式被处理以使得电压Vtet恢复到正常范围内。
利用热敏电阻器332，外部模块110也可以检测到靠近初级线圈114处的过热状况。如上所述，过热状况可能是由于植入模块引起的过大电流所造成的。为了解决过热状况，外部模块的微控制器212可以利用遥测收发机214给植入模块120发送信号。以这种方法，植入模块120可以暂时减少供给电动机或者植入电池128的电流量，使得温度回到正常值。
图8示出根据本发明实施例的运行方法的流程图。在该实施例中，对电力在外部模块110的发送初级线圈114与植入模块120的接收次级线圈之间传输时的输电频率进行控制。用这种方法，输电频率能被维持在与包括发送初级线圈114和接收线圈124的输电系统的谐振频率具有预定的差值的数值。因此，该可变输电频率能被调节到“接近”(即高或低百分之一至百分之几)谐振频率的值，但不是谐振频率。将输电系统保持在接近谐振的状态有助于系统的稳定性。当系统在谐振频率本身运行时，耦合角度即线圈之间的互感的小小变化都能产生跨过发送初级线圈114和接收次级线圈124的电压的很大变化。为了保持在指定的操作界限内，系统可能会需要频繁地调整供给发送初级线圈114的电压或者电流。
另一方面，当系统在接近谐振频率但不是谐振频率的频率下工作时，由于系统无需频繁地调整，系统能以更高的稳定性运行且能有效地传输电力。
因此，能够监测与发送初级线圈114和接收次级线圈124之间的互感有关的参数。在一个示例中，参数可以包括两个线圈之间的距离或者位移的估计。然后，利用该监测参数，可变输电频率可以被调整到与谐振频率有预定差值的频率值。以这种方法，输电频率可以被保持与特定空间位移条件下的发送初级线圈114和接收次级线圈124之间的谐振频率有预定的差值，例如，相差百分之一或者频率的绝对差值。
在具体的实施例中(图8)，可监测外部模块110的发送初级线圈114两端的电压(810)。测量电压是在给定时间段(例如250毫秒)的平均值。该测量电压有助于去除心博周期中的变化。电压升高可以表明发送初级线圈114和接收次级线圈124之间的位移增大。例如，当外部模块110往离开植入模块的方向移动，诸如当患者移动或者弯腰时，电压可以升高。根据测量电压，能估计这两个线圈之间的距离(820)。根据距离的估计值，能确定输电频率应该被调整到的新的频率值。在具体的实施例中，可以利用估计的距离值查找储存在外部模块110存储器中的表格中的新输电频率值以确定新的输电频率(830)。新的值是设置在与系统的谐振频率有预定的差值的频率。
在一个实施例中，为了避免频率调整到可能导致不稳定性的输电频率，系统滞后运行。如在步骤840中表明的，将查找表格所获得的新的输电频率值与当前输电频率相比较以确定它是否高于阈值量。如果差值高于阈值，则输电频率被设置到一个新的值(850)。然后继续如以前那样从步骤810开始运行。但是，如果差值不高于阈值，则不调整输电频率。然后继续如以前那样从步骤810开始运行。
图9A-9C示出根据上述有关图7的实施例的变化的操作情况。在这个实施例中，对植入模块120内的状况(例如，电流需量)监测得较慢，例如，每秒钟仅几次或者或以一秒或更长时间的间隔。例如，图9A示出在连续的时间间隔内的电流需量的测量值910、912、914。在这种情形下，监测不足以跟上患者整个心博周期内电力需量的所有变化。根据电力的测量值可以估计长期电力趋势916。
图9B示出预测信号920。预测信号是由于患者的心博周期，电力需量的预测变化的时变表示。预期信号可以是基于，例如通过外部模块110内的适当装置连续获得的患者心电图(“EKG”)读数。
根据长期电力趋势916以及预测信号920，微机控制器212能调整提供给发送初级线圈114的电量的瞬时量，使得迅速变化的电量如曲线930(图9C)表示的那样被传送。迅速变化的电力曲线930反映了长期趋势曲线916(图9C中的虚线)以及迅速变化的预测信号。
虽然参照具体的实施例描述了本发明，但是，应该理解这些实施例只是说明本发明的原理和用途。因此，应该理解可以对这些说明性的实施例进行各种修正，和可以设计出其他的配置而不背离如权利要求书所规定的本发明的精神与范围。
例如，根据上述实施例(图3)的变化，植入模块的后备遥测模块402可以包括用于给外部模块110(图3)发送信号的射频(RF)发射器。在这种情形下，后备遥测模块402能在没有线圈(例如，诸如线圈406，图4)与外部模块110中的初级线圈114电感耦合的情形下运行。在这样的变化中，后备遥测模块402的射频(RF)发射器可以被设计成在与初级RF发射器224所用的不同的频率范围内发送信号，以及避免影响初级RF发射器224的干扰。

Claims (26)

1.一种循环辅助装置,包含:
(a)一适合于植入患者的泵，所述泵具有电动机,所述泵具有时变电力需量，该时变电力需量适合于随着患者的心博周期而变化；
(b)一适合于装在患者体内的植入动力装置，该植入动力装置具有次级线圈、连接至次级线圈的用于向所述泵提供电力以便外加在次级线圈上的电力可以被传送给所述泵的电源电路,以及可以监测所述电源电路的状况并发送表示监测状况的经皮遥测信号的监测电路；
(c)一外部电源，它具有适合于与次级线圈经皮电感耦合的初级线圈、可以向初级线圈施加交流电流的同步驱动电路,以及可以接收遥测信号并调节初级线圈上的交流电流以至少部分地响应遥测信号的控制电路，
所述监测电路和控制电路可以监测所述电源电路的状况并据此调节初级线圈上的交流电流,以便基本上根据心博周期来改变初级线圈上的交流电流，以致每个多个短于1秒的周期间隔内的外加在次级线圈上的电量在心博周期内根据泵的时变电力需量改变，并且所述外加的电量为给泵供电所需量。
2.一种循环电路辅助装置,包含:
(a)一适合于安装在患者体内的可植入泵,所述泵带有时变电力需量的电动机，所述时变电力需量适合于随着患者的心博周期而改变；
(b)一适合于装在患者体内的可植入动力装置，该植入装置具有次级线圈、连接至次级线圈的用于向所述泵提供电力以便外加在次级线圈上的电力可以被传送给所述泵的电源电路,以及可以监测所述电源电路的状况并发送出表示监测状况的经皮遥测信号的监测电路，所述监测状况是所述可植入动力装置的电压；
(c)一外部电源，它具有适合于与次级线圈经皮电感耦合的初级线圈、可以向初级线圈施加交流电流的同步驱动电路,以及可以接收遥测信号并调节初级线圈上的交流电流以便至少部分地响应遥测信号的控制电路，
其特征在于,所述控制电路可以改变初级线圈上的交流电流以响应遥测信号以便能事实上根据监测状况来改变初级线圈上的交流电流,并且在心博周期内多个时间间隔的每个间隔中将所述电源电路的监测状况保持在一个希望的范围内，每个间隔的持续时间短于1秒。
3.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述监测电路和控制电路可监测所述电源电路的状况以响应初级线圈与次级线圈之间的耦合变化,并调节初级线圈上的交流电流以便能基本上根据耦合的变化来改变初级线圈上的交流电流,并且无论耦合怎样变化能将所述监测状况保持在一个希望的范围内。
4.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述监测电路被配置成可监测所述电源电路的状况,并且每秒钟至少发送50次遥测信号。
5.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述监测状况包括由次级线圈提供的电压。
6.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述电源电路包括具有输入端和输出端的整流器，并且监测状况包括所述整流器输出端的电压的。
7.如权利要求6所述的装置,其特征在于,还包括装有所述整流器的非铁磁性陶瓷外壳。
8.如权利要求6所述的装置,其特征在于,所述整流器是肖特基(Schottky)二极管桥式整流器。
9.如权利要求6所述的装置,其特征在于,所述植入装置的所述电源电路还包括过电压保护装置,若所述整流器输出端的电压超过预定的过电压值,所述电压保护装置可以连接到跨过整流器输入端而连接到一分流器上,若所述整流器输出端的电压超过该过电压值时,所述电压保护装置可以中断所述电源电路,若所述整流器输出端的电压降低至低于过电压值的恢复电压以下时,所述电压保护装置重新启动所述电源电路。
10.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述电源电路还包括电池和选路电路,当通过次级线圈接收电力时,配置所述选路电路去将电力沿着从次级线圈往电动机的路线；当通过次级线圈接收电力时，往电池的路线或者往二者的路线；当不通过次级线圈接收电力时，将电力沿着从电池至电动机的路线,以及，其特征在于,所述监测电路和控制电路能改变初级线圈上的电流,以便在充电操作期间和当电池充满电时的操作期间能将状况保持在一希望的范围内。
11.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述控制电路还包括可以测出植入动力装置内温度的温度传感器。
12.如权利要求11所述的装置,其特征在于,当测出的温度超过一阈值时,所述控制电路可去通过所述电源电路减少供给泵或者与植入动力装置耦合的可植入电池中至少一个的电流。
13.如权利要求1或2所述的装置,其特征在于,所述驱动电路可以将交流电流以第一频率加到初级线圈上,以及所述监测电路以与第一频率不同的频率发送遥测信号。
14.如权利要求13所述的装置,其特征在于,所述监测电路包括第一发射机和第二发射机,可以通过所述第一发射机发送第一遥测信号,并且当发送第一遥测信号发生问题时,可以通过所述第二发射机发送第二遥测信号。
15.如权利要求13所述的装置,其特征在于,为了能有效且稳定地在初级线圈与次级线圈之间传输电力,所述控制电路可以自动调节第一频率以调整初级线圈与次级线圈之间的谐振。
16.如权利要求15所述的装置,其特征在于,所述控制电路可以接收遥测信号,并且能以足够快的速率调节初级线圈上的交流电流,使所述植入动力装置无需植入的电池向泵供电仍可以工作。
17.一系统,包含:
(a)适合于安装在患者体内的一可植入电气装置；
(b)适合于安装在患者体内的一可植入动力装置,所述动力装置具有接收线圈，一电源电路与接收线圈连接的以使加在接收线圈上的电力可以被传送给所述可植入装置；
(c)一外部电源，它具有一适合于与接收线圈经皮电感耦合以确定有一相对于发送线圈和接收线圈之间的距离而变化的谐振频率的变化的系统的发送线圈、一能以可变驱动脉冲宽度向发送线圈施加一交流电流的驱动电路以及一控制电路，该控制电路可以(i)监测与发送线圈和接收线圈之间的互感有关的参数；和(i i)将可变发送频率调整至与谐振频率有预定的差值的频率值,使得所述控制电路可以利用监测参数将发送频率被保持在与谐振频率有预定的差值。
18.如权利要求17所述的系统,其特征在于,所述控制电路能保持发送频率低于该谐振频率。
19.如权利要求17所述的系统,其特征在于,所述预定的差值是与谐振频率相差一百分数。
20.如权利要求17所述的系统,其特征在于,所述控制电路可以将该可变发送频率从当前值调整至与当前值不同的新值,这是在当所述新值与当前值之差是大于一阈值时。
21.如权利要求20所述的系统,其特征在于,所述控制电路包括储存了多个与不同监测参数值相应的频率值的表格,其中，所述控制电路可以利用监测参数从所述表格中来查询新的频率值。
22.如权利要求17所述的系统,其特征在于,所述监测到的数据包括发送线圈与接收线圈之间距离的估计值。
23.如权利要求22所述的系统,其特征在于,所述控制电路可以至少利用穿过发送线圈的一电压测量值来估计所述距离。
24.如权利要求23所述的系统,其特征在于,所述控制电路还可以利用提供给发送线圈上的一电流测量值来估计所述距离。
25.如权利要求17所述的系统,其特征在于,所述植入装置是具有一时变电力需量的一电动机的循环辅助泵。
26.一种循环辅助装置,包含:
(a)一适合于植入患者的泵，所述泵具有时变电力需量的电动机，该时变电力需量适合于基本上根据患者的心搏周期而发生变化；
(b)一适合于装在患者体内的植入动力装置,所述植入动力装置具有次级线圈、一连接至次级线圈的用于向泵提供电力以使得施加在次级线圈上的电力可以传送给所述泵的电源电路,以及可以监测所述电源电路的状况并每隔心博周期内短于1秒的一段时间发送表示监测状况的经皮遥测信号的监测电路，所述监测状况是所述植入动力装置的内部电源电压；
(c)一外部电源，它具有适合于与次级线圈经皮电感耦合的初级线圈、可以向初级线圈施加交流电流的同步驱动电路、可以接收遥测信号的接收器、可以根据接收到的该遥测信号和一至少表示患者心搏的信号产生估计所述泵的瞬时电力需量的预测信号的预测电路以及可以调节初级线圈上的交流电流以至少部分地响应所接收到的遥测信号和预测信号的控制电路，以便在整个心博周期内将所述监测状况基本上维持在一个希望的范围内，结果在每一间隔内，所述外部电源向所述次级线圈外加给泵供电所需的电力。
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