CN103108672B - 医疗系统，压电包，相关方法和医疗过程 - Google Patents
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Abstract
一种完全配置在人体心脏内部或外部的获取心脏运动的自然能量的系统。提供了系统配置/提取的装置和方法。所述系统被实现为用于压电能量产生器的存储“卫星”容器/壳体/载体单元，用于传输有氧运动刺激装置的能量存储和备用体。压电能量产生器包括包含二极管桥的嵌入电路、控制器、电容器和多个压电弹性陶瓷杆-“小叶”，最初根据心脏3D几何形状非对称地应变，以获得心脏运动的高能量转换效率和高灵敏度。压电产生器的新架构应用于基于悬臂弯曲振动的压电变压器。
Description
技术领域
本发明涉及电操作移植式医疗设备。更具体地，实施例涉及使用压电能量转换器利用心脏肌肉运动的自然能量的系统。此外，本公开涉及压电包，哺乳动物心脏内部配置以及从哺乳动物心脏提取的医疗过程和方法。本发明的另一方面涉及压电能量转换器。
背景技术
已经对在人类心脏中配置响应于心脏运动获取电能以向起搏器和其它可植入设备提供能量的压电能量源进行多次尝试。
已经在1969年在第3,456,134号美国专利中引入了以完全被包住的压电悬臂梁的形式将身体运动转换成电能量用于驱动植入设备的压电转换器，尽管其没有描述配置具有梁的容器。此系统的一个明显缺点是在容器中封装的压电元件收集的驱动起搏器的能量不足，原因是起搏器仅依靠自身的运动而不是肌肉的运动作出反应。另一难点是对植入心脏内部的要求。
在1972，在第3,659,615号美国专利中提出：在响应于用于产生电能的肌肉运动而弯曲的情况下，使用封装且植入胸腔或邻近心脏左心室的压电双晶片。此专利主要致力于心外膜设备及其合成或天然材料覆盖。这种方法的主要缺点是外科手术治疗导致的较大手术影响。另外，心外膜导线的寿命非常短，需要另外的外科手术治疗。
第4,690,143号美国专利公开了在起搏导线上安装的自给电源以产生用于操纵起搏导线的电能。此专利中描述的区别技术特征是在包括通过静脉插入人体心脏的导管的起搏导线中安装能量产生设备。在心脏肌肉收缩期间导线弯曲的同时收集能量。此系统的主要缺点包括：对于整体起搏器功能，通过封装在导线中的压电元件产生的能量不足，原因是仅依赖导线的运动而不是肌肉本身作出反应。此外，相对于心脏本身，安装在心脏内的物体的任何运动是血栓形成的潜在来源。
此外，起搏器的压电能量产生的应用要连接给基于导线的传感器供能的压电变压器（参见第7,203,551号美国专利）以及包含压电换能器的能量传输系统（参见第5,749,909号美国专利），能量传输系统来自产生磁场或声波以给起搏器电池充电的外部单元。另外，在第5,431,694号美国专利中，提出将具有骨骼号的面对面一系列物（contiguity）中附接的一片柔软的极化聚偏二氟乙烯形式的生物压电产生器连接到起搏器。产生的AC被整流为DC，按需提供给电池。当然，这些架构在身体结构中仅是人造的且外科手术治疗更加复杂。
压电技术的进一步处理（例如，参见美国专利5,835,996，6,655,035B2，2005/0052097A1，2005/0082949A1）允许构建更加有效的压电产生器。对于压电变压器的发展，参见US6,707,235及其引用的文献。
最近现有技术状态呈现在如下专利中：
WO2010/070650Al公开了基于标准双晶片压电弯曲能量产生器方案的低频压电产生器，但是在体内设施中不能产生足够的能量。另外，使用悬臂梁与机械能量获取单元一起封装在封闭盒中，造成了与上述第3,456,134号和第4,690,143号美国专利中描述的相同类型的缺陷。
US2010/0076517A1呈现了基于芯导体周围布置的压电纤维束的技术。作者阐述了：当该束变形时，至少一个纤维将被充分变形，以产生足够的能量供起搏器或其他选择的设备。这种思想与后面提到的第4,690,143号美国专利不同。结果是，使用这种配置的获取不能达到20mW，且不超过50-100uW。
WO2007/1068284Al包含心脏内部或外部的能量获取技术的可能应用的广泛描述。压电部处于开发阶段，且引用Roundy,2003的工作，其中，在频率120Hz从1厘米立方体的悬臂梁产生200uW，大大小于在1Hz最大从0.3cm需求的20mW。结果是，缺陷与WO2010/070650Al中描述的技术相同。
现代电池可以为起搏器供电5-7年，因此实际上心脏内部不需要附加能量源，然而，在电池植入心脏外且起搏导线通过静脉插入心脏的情况下，包含起搏器本身的双重架构带来一些不便。
本发明旨在一种广泛认可的需求，以消除明显给病人带来困扰的体内双重或者甚至三重的复杂结构，因此简化外科手术且为病人提供终身给起搏器供能的能量源。
发明内容
因此，本发明的实施例优选地通过提供根据所附专利权利要求的系统和方法之一或其组合来减轻，缓解或消除在现有技术中的一个或多个不足之处、缺点或问题，诸如上面提到的。
公开的方法引入了新架构，包括用于起搏器和AICD的“卫星”载体或壳体，配备有压电能量站，压电能量站在病人一生期间提供充足能量产生以给这些设备供能而不需要电池、线或起搏导线以及消除与心脏相关的任何机械运动。
压电的属性允许同时提供感测和起搏，提供记录在心脏多通道心电图和内部的三维心脏运动的可能性。发送此数据用于体外分析的能力可以带来心脏病学科学的一个新分支。
因此，本发明的一些实施例涉及通过压电产生器从心脏运动获取自然能量，以在一个或多个植入设备（诸如起搏器、除颤器、有氧运动刺激器和传感器）中使用获取的能量。
本发明的实施例背后的一个基本思想是有效地获取心脏运动的机械能量而避免心脏与能量站之间的任何相对运动，并且最小化安装过程中的外科手术治疗。
相对于现有技术的方案，避免多组件架构，其中，由于电池的原因，起搏器放置在心脏外，且通过线系统与放置在心脏内部的起搏导线连接，这样给病人带来明显的不便和干扰。
利用本发明引入了整个起搏器领域的新方法和它们的配置/提取。根据当前方法，起搏器或任何其他电驱动心脏植入设备安装在“卫星”容器或载体单元中（以下称“卫星”），包含压电能量产生器和能量存储系统。用于传递或恢复的架构安装在导管套内的导丝上，例如，用于通过锁骨下静脉、颈静脉或头静脉引入或取回。“卫星”经血管通向静脉到心脏中期望的位置或来自心脏中期望的位置。
例如，在右心房和右心室的常规位置是右心耳和右心室心尖部。可选地，可以在左心室、右心房、冠状静脉窦或其他位置的顶点执行系统配置。
根据本发明的一些实施例，另一可选方法包括压电“小叶”并入心脏利用系统，如美国公开的专利申请US2007/0197859Al所描述，可用作补充技术，允许在心脏外配置压电元件，并从心脏运动受益。根据US2007/0197859公开的心脏利用系统将设备装配到病人的心脏，并且经皮在其上施加压力。US2007/0197859Al并入其中，通过参考引用其全部。
“卫星”最后在锚固单元（例如，螺杆）的帮助下在其远端部（例如，其前面）固定到心内膜壁。锚固单元可以具有多种形状，用于提供锚固功能。例如，适当的形状是螺纹螺杆，具有一个或多个螺旋元件的螺旋形状，具有倒刺或钩的锚单元。螺杆周围的纤维组织最终将融入心脏壁，利用将“小叶”与“卫星”桥接的SMA杆，释放的压电弹性杆-“小叶”被按压到它们在室壁上的位置，提供整个结构的稳定附接。
因此，公开了从自然心脏运动获取能量的将完全配置在人体心脏内部或外部的系统。提供了配置和取回系统的装置和方法。所述系统被实现为用于压电能量产生器的存储“卫星”容器/壳体/载体单元，用于传输有氧运动刺激装置的能量存储和备用体。压电能量产生器包括包含二极管桥的嵌入电路、控制器、电容器和多个压电弹性陶瓷杆-“小叶”，最初根据心脏3D几何形状非对称地应变，以获得心脏运动的高能量转换效率和高灵敏度。压电产生器的新架构应用于基于悬臂弯曲振动的压电变压器。在一些实施例中，开发的压电产生器的结构的技术基于能够降低输入电压的悬臂弯曲振动应用于低频压电变压器。
在本发明的各种实施例中，本发明可以被实现为利用心脏运动的自然能量且将积累的利用能量调度到传输设备，诸如起搏器、除颤器和/或其他有氧运动刺激装置。这些设备的示例是MedtronicKappaC-Series和EnPulseTM起搏器。本发明还包含系统配置和提取的“小叶”极化方法。
根据一方面，提供一种从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统。所述系统可配置在心脏，优选地，完全配置在心脏中。系统包括压电能量产生器，能量存储单元，控制单元和电操作的医疗设备，可操作地彼此连接且布置在载体单元中，载体单元即“卫星”。压电能量产生器包括多个压电弹性伸长杆单元，在此被称为“小叶”，用于心脏肌肉的附着，从心脏肌肉的运动产生电能，并且提供与心脏肌肉的3D运动相关的传感器信号。此外，在伸长杆单元与载体单元之间布置弹性连接单元，向心脏肌肉提供预张力用于支持附着。
根据另一方面，提供一种制造这种压电弹性伸长杆单元的方法。所述方法包括所述压电弹性伸长杆单元的极化，包括将不包括属于所述隔离板面的电极的电极分成两组，位于隔离板面之上和之下。
根据另一方面，提供一种包括至少一个多层弯曲型压电元件的压电包，所述多层弯曲型压电元件包括用于在弯曲机械力矩下产生电能的单晶物。通过电极从相邻单晶物划分单晶物的每一个，且按照两个相邻层的极化向量是非线性的方式对其进行极化，其中，隔离板划分的两个中间层的极化向量是共线的。
根据另一方面，提供一种在心脏配置载体单元的医疗过程，所述载体单元携带压电能量产生器、能量存储单元、控制单元，以及电操作的医疗设备。所述过程包括步骤：
(a)在套内配置所述载体单元，通过捕获单元（诸如爪）的近端附接，被布置在传递单元（诸如介入性心脏病学的标准套的导丝）的远端，以用于释放所述载体单元到所述捕获单元的附接，
(b)通过导丝操纵将所述载体单元通过血管输送到所述套内的适当心脏区域，
(c)根据诸如超声或透视设备可见的所述捕获单元和所述传递单元上的基准标记，通过所述心脏内的导丝操纵，对所述载体单元进行定向，
(d)在所述载体单元和所述导丝操纵的远端，通过组织锚固单元（诸如螺杆）将所述载体单元锚固（诸如拧入）到心脏肌肉，
(e)从所述传递单元的所述捕获单元释放所述载体单元，
(f)从心脏或身体提取套。
根据另一方面，提供一种从心脏的载体单元提取的医疗过程，所述载体单元携带压电能量产生器、能量存储单元、控制单元，以及电操作的医疗设备。所述过程包括步骤：
(a)在传递单元（诸如导丝）的远端具有捕获单元的所述套通过血管引入其中植入所述载体单元的心脏区域，
(b)通过超声或透视设备可见的基准标记的叠加，相对于所述载体单元接近捕获单元定向所述捕获单元，
(c)通过所述传递单元上的相应捕获单元来捕获所述捕获单元，
(d)在导丝操纵的帮助下从心脏肌肉拧开载体单元，
(e)将载体单元拉回所述套，所述套带有通过弹性连接元件附接到所述载体单元的压电弹性伸长杆单元，以及
(f)最好从心脏和身体提取带有所述载体单元的导管。
本发明的一些实施例提供单独可植入系统，避免通过导线连接多个组件。
本发明的一些实施例还提供从心脏肌肉运动高效产生能量。
本发明的一些实施例提供下述一个或多个优点：
1.消除任何机械设备的使用（瑞士手表，“压电双晶片锤”）以及心脏本身的相对运动，因此与基于导管的技术相比，使整个方法创伤小且伤害小。
2.系统不包括电池。现有技术的状态基于电池产生的电能，每几年需要更换且导致附加外科手术治疗。
3.系统不包含线。现有技术的状态包含线，将电能从位于心脏外部的电池传输到位于心脏内部的传感器。这样导致复杂反复的外科手术治疗，特别是对于由于自然生长成长的年轻病人。
4.系统不包含起搏导线。“卫星”本身包含位于其前侧的螺杆，替代起搏导线。另外，“小叶”可以设置有附加电极，响应于它们的感测处理，起搏室间隔和其他域。
5.系统用作病人的终身设备。一旦安装，不需要附加外科手术治疗用于电池更换或线加长。
6.在紧急状况下，可以通过与安装期间使用的套种类相同的套安全提取系统。
7.系统通过压电产生器能够积累几乎全部可接受心脏3D动态以及血液流动的能量。通过产生器产生的额外能量不仅可以供起搏器使用，也可以供除颤器使用。
8.由于3D压电模块中使用的高容量压电陶瓷弹性材料，系统实现了高等级电能产生，3D压电模块包括起搏器“小叶”和单片多层弯曲型压电元件的原始架构。与现有产品的状态相比，“小叶”更有效率，3-5倍，与人类的寿命相比，其一生不损失压电性能。
9.原始“小叶”架构允许构建能够降低输入电压的独特的低频压电变压器。
上述列出的优点在医疗、工业（电力、安全、航空、旅游、电信）、政府和军队应用上是有益的。例如，在安全产业中，开发的技术可以用于远程安全传感器和电源供应器，薄通麦克风和动态。在航空产业中，可以应用于远程能量获取器，以与能量存储和抗振系统组合。使用基于悬臂弯曲振动应用于压电变压器描述了开发的技术的应用，但是不限于此应用。
在本发明的描述中，术语“卫星”意思是用于在人体心脏内配置的压电能量产生器和其他设备的存储容器。
术语“小叶”意思是附接到“卫星”的每一个弹性压电杆，配置在心脏内且从心肌收缩（心脏运动）获取电能且同时感测心肌电活动。
术语拧入意思是任何锚固机制。
术语3D意思是三维。
术语SMA意思是形状记忆合金。多数常用SMA材料是镍钛诺（镍-钛合金）。
术语AICD意思是自动植入式心脏复律除颤器。
术语AC意思是交流电。
术语DC意思是直流电。
当在当前说明书中使用术语“包括”时，表示阐述的特征、整体、步骤或组件存在，但是不排除存在或附加一个或多个特征、整体、步骤或组件。
附图说明
下面参照附图对本发明实施例进行描述，且根据这些描述，本发明实施例的这些和其他方面、特征和优点将是明显的，其中：
图1描述了心脏运动系统的自然能量利用的前视图的示意图；
图2描述了心脏运动系统的自然能量利用的侧视图的示意图；
图3描述了心脏运动系统的自然能量利用的传输图的示意图；
图4示出导丝的捕获单元和捕获爪；
图5示出原理图电源电路；
图6示出内部“小叶”结构：单片多层弯曲型压电元件；
图7描述了内部“小叶”结构的电源电路和极化方向；
图8示出形成降低压电变压器的一对单片多层弯曲型压电元件；
图9描述了根据本发明的系统的可选设计的示意图，其中，使用位于心脏外部的起搏器且发电机与使用线缆42连接到起搏器的起搏导线形成独特的复合体；
图10描述了心脏内实验建模的起搏器“小叶”运动的示意图；
图11描述了植入心脏的“卫星”和“小叶”；以及
图12A和B是示出医疗过程的流程图。
具体实施方式
现将参照附图描述本发明的特定实施例。然而，本发明可以按照多种不同形式体现，并且不应该被解释为限制到在此阐述的实施例；相反，提供这些实施例以使本公开彻底且完整，并且向本领域的普通技术人员充分传达本发明的范围。在附图中示出的实施例的详细描述中使用的技术术语不意在限制本发明。在附图中，相同的标号指示相同的元件。
仅参照起搏器作为示例，给出对当前发明的描述。然而，应该理解，本发明不仅限于起搏器，而是可以容易地适用于任何可植入的电操作医疗植入物，诸如除颤器（AICD）以及任何其他可植入心脏的设备，例如，心脏再同步化治疗（CRT）设备。
根据实施例之一，系统包括：
a)存储“卫星”容器，包括压电能量产生器、能量存储和传输设备
b)压电能量产生器包括
c)多个压电弹性（压电陶瓷或其他）杆-“小叶”，利用单片多层弯曲型压电元件，按群组方式并行附接的多个（压电陶瓷或其他）单晶物构建
d)“小叶”通过SMA杆附接到“卫星”，从心脏肌肉运动产生电能，用作整个3D心脏运动的传感器。
e)SMA杆安装到“卫星”的边缘，处于可弯曲（马氏体）状态，允许它们在导管内输送到心脏（传输位置），由于它们的形状记忆属性，从导管释放返回到刚性（奥氏体）状态，且按压“小叶”到心脏内表面
f)最初配置SMA杆，重现“卫星”所放置的内部心脏区域的内部几何形状。
g)嵌入电路包含
h)二极管桥
i)控制器微芯片，包括比较器和电压调节器
j)电能存储电容器
k)“卫星”包含锚固机构，在其前/远端侧/方面附接到心脏肌肉
1)“卫星”包含捕获单元，在其后端侧配置在心脏内部/从心脏提取
m)捕获单元作为附接到标准套中包含的导丝的外部捕获爪
n)螺杆和爪包含超声或透视设备可见的标记
o)“卫星”和“小叶”，除螺杆之外，与医疗分级硅胶层叠。
根据优选实施例之一，“卫星”配置的方法100包括
(a)配置110标准套内的“卫星”
(b)将“卫星”后部捕获单元附接120到导丝的爪
(c)通过导丝操纵将“卫星”通过血管输送130到套内的右心耳
(d)根据超声或透视设备可见的所述捕获单元和爪上的特定标记，通过心脏内导丝操纵的方式，定向140“卫星”
(e)通过在前侧上的螺杆和导丝操纵的方式，“卫星”拧入150心脏肌肉
(f)从导丝的捕获爪释放160“卫星”
(g)从心脏和身体提起170导管连同“卫星”。
根据优选实施例之一，“卫星”提取的方法200包括：
(a)将导丝上具有爪的套通过血管引入210先前已经配置“卫星”的右心耳
(b)通过超声或透视设备可见的其标记的叠加，相对于“卫星”后部捕获单元定向220爪
(c)通过导丝爪捕获230和调整240捕获单元
(d)在导丝操纵的帮助下从心脏肌肉拧开250“卫星”
(e)将“卫星”拉回260带有灵活“小叶“的套
(f)从心脏和身体提取270带有“卫星”的导管
根据优选实施例之一，参照压电“小叶”，其包括
(a)单片多层弯曲型弹性压电元件，在优选实施例之一中，包括4个压电带（单晶物），下面由第一、第二、第三和第四表示（见图6）。
(b)在弯曲机械力矩下每个元件由产生电能的多个压电陶瓷（或其他）单晶物构建。
(c)通过电极从相邻单晶物划分单晶物的每一个，且按照两个相邻层的极化向量是非线性的方式对其进行极化，但是隔离板划分的两个中间层的极化向量是共线的。根据优选实施例之一，第一和第四单晶物的极化方向是沿着单晶物的窄尺寸方向，并且与第二和第三单晶物的极化方向相对。
(d)在每个“小叶”中，所有电极被划分成两个组，所有单晶物拥有属于不同组的两个电极。根据优选实施例的至少一个，弯曲型压电元件还包括第一、第二、第三、第四和第五电极（见图7），其中：第一电极位于第一单晶物的一个面上，第二电极位于第一与第二单晶物之间，第三电极位于第二和第三单晶物之间，第四电极位于第三和第四单晶物之间，第五电极位于第四单晶物的另一面。
(e)根据优选实施例之一，第一、第三和第五电极彼此电连接，第二和第四电极单独地彼此电连接。
(f)根据本发明的优选实施例之一，我们提供一种“小叶”极化的制作方法，包括步骤：
i.将电极（不包括属于隔离板面的电极）分成两组，位于隔离板面之上和之下；
ii.通过将DC功率应用于包含位于隔离板面的电极的电极组的每个电极，依次对位于隔离板面之上和之下的单晶物进行极化
iii.可选地，通过相反电势DC应用于单晶物组的每个单晶物同时对单晶物进行极化，使包含隔离板面的电极的电极组连接到零电势。
根据优选实施例之一，参照已开发技术应用于低频压电变压器，最后包括
(a)压电能量产生器的两个示例背对背组成且通过无源隔离层分开。
可以在各种实施例中实现本发明，作为完全配置在人体心脏内的从心脏的运动利用自然能量的系统。
在实践中，最常用的可植入设备是配置在右心室的起搏器。
然而，应该理解，除了起搏器之外，诸如除颤器的其他可植入设备也适合于实现本发明，前提是这些设备可以被安装在“卫星”容器内。另外，稍作修改（如附加起搏导线），系统可以用在心脏的任何其他部分。
图1示出根据本发明的包括压电能量产生器、能量存储和传输设备的存储“卫星”容器（或简称“卫星”）的示意性实施例。
例如，在图1和图2中，通过标号10表示包括“卫星”容器的系统1。“卫星”通过SMA杆14连接到压电弹性（压电陶瓷或其他）杆（“小叶”）16。“小叶”从心脏90的心脏肌肉运动产生电能。另外，“小叶”可以用作在其位置的心脏肌肉运动的传感器。因此，“小叶”可以提供整个3D心脏运动的测量信号。“卫星”通过位于其前侧的锚（例如，螺杆）12拧入心脏肌肉组织95。附图中测量的5cm不被解释为限制权利要求限定的本发明，但是作为适合于平均成人病人的特定实施例的可植入示例大小范围。
参照图4，卫星包含后部捕获单元18，用作附接到封装在标准套内的导丝的外部捕获爪20的补充。
系统包括部分配置在“小叶”16中部分在“卫星”中的压电能量产生器。图5描述了整个电源电路。注意到，这是此描述中包括的特定功率调节电路，仅为了论述完整。将不进行进一步的详细解释，本领域的技术人员将容易地理解本公开的上下文中电路组件和它们的功能。在此附图中，“小叶”的电源电路表示为16。小叶电路通过二极管桥28与主电路连接。主电路包括电能存储电容器22，包括比较器24的控制器微芯片和向起搏器30提供DC脉冲的电压调节器26。
每个“小叶”的内部结构包括图6示出的单片多层弯曲型弹性压电元件，在一个优选实施例中，包括表示为第一、第二、第三和第四的4个压电带（单晶物）。每个元件由多个压电陶瓷（或其他）单晶物32构建，在弯曲机械力矩下产生电能。通过电极34将单晶物32的每一个与其邻近单晶物分开，且按照两个相邻层的极化向量是非线性的方式对其进行极化，但是隔离板36划分的两个中间层的极化向量是共线的，见图7。根据优选实施例之一，第一和第四单晶物的极化方向是沿着单晶物的窄尺寸方向，并且与第二和第三单晶物的极化方向相对。
在每个“小叶”中，所有电极被划分成两个组，所有单晶物拥有属于不同组的两个电极。根据优选实施例的至少一个，弯曲型压电元件还包括第一、第二、第三、第四和第五电极（见图7），其中：第一电极位于第一单晶物的一个面上，第二电极位于第一与第二单晶物之间，第三电极位于第二和第三单晶物之间，第四电极位于第三和第四单晶物之间，第五电极位于第四单晶物的另一面。根据优选实施例之一，第一、第三和第五电极彼此电连接，第二和第四电极单独地彼此电连接。
由于上述配置的“小叶”结构的应用，基于无源隔离（陶瓷或其他）层40分离的一对单片多层弯曲型压电元件的悬臂弯曲振动，我们获得低频（>50Hz）压电变压器，见图8。通常，变压器通过将电能转换成机械能操作，而变压器的输入“小叶”作为执行器。机械能，以接近“小叶”的声共振的振动的形式，机械地传递到变压器的输出“小叶”同时使“小叶”弯曲。然后，变压器的第二部分将机械能重新转换成电能，用作上述产生器16。变压器的独特性是其压降属性（仅作为示例，输入电压可以是50-1000VAC，输出电压可以是1-25VAC）。在实际寿命中，变压器的架构可以包含多对“小叶”，以利用多个必要的输入/输出电压关系。这种压电变压器在随时可用50-60Hz的航空电子设备、管道或内部设备的应用中特别有用。例如，导管检测仪中20Hz范围内的频率，可以应用于产生器和变压器两者的应用领域。
图11描述了植入心脏90的“卫星”10和“小叶”16的示意性示例。更具体地，示出在心脏肌肉组织95周围的心室内植入系统1。
心脏应用中描述的频率在极低频（ELF）范围内且大约0.7-3Hz。
现将更加详细地描述系统的主要组件的配置和功能。根据当前发明，起搏器（以及任何其他陶瓷可植入设备）安装在包含压电能量产生器和能量存储系统的“卫星”容器10中。“卫星”后部捕获单元18在导丝一端附接到捕获爪20且封装到捕获爪20。整个系统在传输位置加载到套，前进到其尖部（见图3），并且通过锁骨下静脉、颈静脉或头静脉引入。可以采用“穿刺”技术（插入针，直到找到锁骨下静脉）或“消减”技术（分离表面组织直到找到头静脉）。类似地，具有心脏再同步化治疗（CRT）设备的“卫星”可以通过股动脉、主动脉、主动脉弓及升主动脉到左心室心尖部（逆行法）。在所有情况下，以传统方法之一实现止血。
图3描述了在收缩的传输配置下从心脏移动系统1利用自然能量的传输图的示意性示图。如所述，系统1可以按照非常紧凑的方式引入导管的套38中。弯曲连接单元14允许“小叶”16在纵向弯曲。可以在后向配置中设置弯曲，如图3所示的配置。系统1具有后向弯曲用于传递的小叶16。当存在套38时，可以理解，小叶将径向向外移动，直到在心脏90在期望的传递地点进入与心脏组织壁相邻的组织附着。可以在前向配置（没有示出）中设置弯曲，用于系统1缩回导管。连接单元14是可伸缩有弹性的。在一些实施例中，除了机械连接之外，连接单元14还包括电导体，用于在卫星载体单元10中系统1的压电小叶16和电子电路的电连接。电导体可以优选地集成到连接单元14以成单片集。连接单元14的后一实施例是特别压缩以使系统1小型化。
然后，具有“卫星”的导丝通过静脉或动脉，到心室内的期望位置-通常心室尖部。“卫星”在其前面螺杆和导丝操纵的帮助下最终固定到心内膜壁上。然后，释放导丝，并且从身体撤回套。通过SMA杆14的功效，按压释放的“小叶”16到其心内膜壁上的位置，SMA杆14桥接“小叶”与“卫星”且由于它们的形状记忆属性，从与传输位置相应的可弯曲（马氏体）状态转换到刚性弹性（奥氏体）状态，且按压“小叶”到心脏内表面，如图1和图2所示。
此时，压电能量产生器开始在电能存储电容22中积累心脏运动的能量。下面我们描述将电容22中存储的电荷转换成起搏器消耗的DC电流的常规和标准任务。当电容器已满时，比较器24和电压调节器26准备好向起搏器提供预定的DC电流。由于电压达到预定上限，因此比较器允许电流通过调节器从电容器流出。最后，预定DC电流传递到起搏器。心肌组织包围的螺杆12也执行起搏电极的角色。
一旦存储电容的电压落到预定下限之下，比较器中断电流通过调节器，并且电路再次存储压电能量产生器的输出。比较器和调节器上的所有电压等级是使用反馈电阻可编程的。
每个“小叶”16中的能量产生处理可以如下描述：
每个“小叶”包括单片多层弯曲型弹性压电元件，每个压电元件由多个单晶物32构建，单晶物32在心脏运动提供的弯曲机械力矩下产生电能，如图6所示。为了实现最大效率的能量产生，通过电极从相邻单晶物划分单晶物32的每一个，且按照两个相邻层的极化向量是非线性的方式对其进行极化，但是隔离板36划分的两个中间层的极化向量是共线的，参见图7。在每个“小叶”中，所有电极被划分成两个组，所有单晶物拥有属于不同组的两个电极。
以这种方式，提供了一种特别有利且有效的获取能量的方式。因此，实施例提供了在连续运行起搏器或类似植入设备所需的范围内获取能量而不需要电池。这因此提供了非常紧凑的载体单元。
为了获得上述极化属性，开发了极化单晶物的特定方法。所述方法包括步骤：
a.将电极34（不包括属于隔离板面36的电极）分成两组，位于隔离板面之上和之下；
b.通过将DC功率应用于包含位于隔离板面36的电极的电极组的每个电极，依次对位于隔离板面之上和之下的单晶物进行极化
c.可选地，通过相反电势DC应用于单晶物组的每个单晶物同时对单晶物32进行极化，使包含隔离板面36的电极的电极组连接到零电势。
例如，心脏肌肉的3D测量包括，测量心脏肌肉的加速度，并且同时测量心脏肌肉的不同部分。可以在起搏和感应两者中同时接合每个元件。因此，我们获得与“小叶”号相应的ECG通道号。
另外，可以测量ECG以提供与实际心脏肌肉运动之前电触发和触发信号分发相关的相应信息。以这种方式，通过适当的算法可以识别肌肉行为和电触发系统中的缺陷。
在图10中描述了实验建模心脏内起搏器“小叶”运动。偏心轮44电连接到脉冲产生器46。脉冲产生器在大约1Hz的频率围绕其转移中心100-120度左右移动偏心轮。偏心轮44产生弯曲压电“小叶”16，其包含电极的后端固定，其前端与轮直接相切。“小叶”16的电线连接到示波器48，在0.7-1.3Hz的频率示出2.4V。相应功率20μW覆盖25μW起搏器要求：5“小叶”每秒产生足够4个起搏循环的能量（来源：VenkateswaraSarmaallela,V.IlarikumaranandN.SrinivasaRao,"TrendsinCardiacPacemakerBatteries",IndianPacingandElectrophysiologyJournal(ISSN0972-6292),4(4):201-212(2004)）。因此，已作出在此公开的能量获取概念的可行性的实验证明。
最后，在紧急或其他情况下，我们在此描述“卫星”10提取的方法。所述方法包括：
(a)将导丝上具有爪20的套38通过血管引入包含“卫星”10的适当心脏区域
(b)通过超声或透视设备可见的其标记的叠加，相对于“卫星”后部捕获单元18定向220爪
(c)通过导丝爪20捕获该捕获单元18
(d)在导丝操纵的帮助下从心脏肌肉拧开“卫星”10
(e)将“卫星”10拉回带有灵活“小叶”16的套38
(f)从心脏和身体提取导管
已经使用各种实施例的非限制性详细描述描述了本发明。应该理解，本发明不限于上述实施例，且本领域的普通技术人员在不脱离所附权利要求限定的本发明的范围的情况下可以进行修改和改变。下面列出一些修改，均在所附权利要求限定的本发明的范围内：
1.本发明可用于当前可用的双重起搏器架构。在此情况下，存在附加能量源，本发明的压电产生器大大减小了原始电池的尺寸和重量，给电池充电，并且使整个系统成为病人的终身支持设备，见图9。在此情况下，本发明的压电产生器与起搏导线形成独特的复合，且通过线连接到起搏器的连接器块。在此情况下，系统的配置过程与起搏器通过锁骨下、颈或头静脉的通常植入过程一致。
2.除了镍钛诺（镍-钛合金）之外，可以使用任何具有适当属性的任何形状记忆合金，通过自动心除颤器或任何其它可植入设备，可以提交起搏器。
3.此外，在基于悬臂弯曲振动的低频压电变压器的情况下，如上所述，可以使用本发明配置节能或变压设备。
应该理解，上面描述和/或附图和/或所附权利要求中公开的特征可以单独地或者组合在一起以多种形式实现本发明。当用在所附权利要求中时，术语“包括”、“具有”以及等同意思是“包括但不限于”。
上面已经参照特定实施例描述了本发明。然而，除了上面描述之外的其他实施例同样可落入本发明的范围内。在本发明的范围内可以提供与上述不同的方法步骤，通过硬件或软件执行所述方法。本发明的不同特征和步骤可以被组合成与上述组合不同的其他组合。本发明的范围仅由所附专利权利要求来限定。
Claims (12)
1.一种从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，包括：
至少一个多层弯曲型压电元件，包括：
多个单晶物，用于在弯曲机械力矩下产生电能，其特征在于，通过电极从相邻单晶物划分所述单晶物的每一个，且按照两个相邻层的极化向量是反线性的方式对其进行极化，其中，隔离板划分的两个中间层的极化向量是共线的，
所述从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统还包括：压电能量产生器，能量存储单元，控制单元和电操作的医疗设备，可操作地彼此连接且布置在载体单元中，
其中，所述压电能量产生器包括多个压电弹性伸长杆单元，所述伸长杆单元包括单片多层弯曲型压电元件，用于所述心脏肌肉的附着，
其中，在所述伸长杆单元与所述载体单元之间布置弹性连接单元，
其中，所述载体单元包括位于其前侧的锚固单元，所述载体单元通过所述锚固单元拧入所述心脏肌肉，所述弹性连接单元连接到所述锚固单元。
2.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统完全可配置在心脏内部，
所述伸长杆单元从所述心脏肌肉的运动产生电能，并且提供与所述心脏肌肉的3D运动相关的传感器信号，
其中，所述弹性连接单元向所述心脏肌肉提供预张力用于支持所述附着。
3.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述弹性连接单元安装到所述载体单元的边缘上，且具有第一可弯曲状态，用于导管内所述从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统到所述心脏的传递。
4.如权利要求3所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述弹性连接单元具有第二刚性弹性状态，当从所述导管释放时，用于向心脏内表面按压压电弹性伸长杆单元。
5.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述弹性连接单元最初成形为重现所述载体单元将被植入的内部心脏区域的内部几何形状。
6.如权利要求4所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述弹性连接单元是形状记忆合金杆，其中，所述弹性连接单元的所述第一可弯曲状态是其马氏体状态，所述第二刚性弹性状态是其奥氏体状态。
7.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述压电弹性伸长杆单元是压电陶瓷单元。
8.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述压电弹性伸长杆单元包括起搏电极，用于响应于获得的心脏活动感测结果刺激各个心脏区域。
9.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，在每个压电弹性伸长杆单元中，所有电极被划分成两个组，所有单晶物拥有属于不同组的两个电极。
10.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述压电弹性伸长杆单元作为供能器以及整个3D心脏运动传感器被布置。
11.如权利要求1所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，所述压电元件是压电弹性伸长杆单元，其中，所有电极被划分成两个组，所有单晶物拥有属于不同组的两个电极。
12.如权利要求11所述的从心脏的心脏肌肉运动获取能量的医疗系统，其中，通过无源隔离层分离至少一对所述压电弹性伸长杆单元，基于悬臂弯曲振动形成低频降低压电变压器，而所述对的第一压电弹性伸长杆单元是输出执行器，用于以振动形式将电能转换成机械能，所述对的第二压电弹性伸长杆单元是输入单元，用于将机械能重新转换为电能。
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