CN104174113B - 用于医疗设备的能量采集装置 - Google Patents

Abstract

本发明的实施方案提供用于从生物动力学事件中采集能量，从而为各种植入的医疗设备提供动力的器械、系统和方法。一个实施方案提供用于心脏起搏器的能量采集装置，其包括能量转换器和信号路径组件。所述能量转换器可定位在人体内，并且被配置为响应人体的生物动力学事件——例如心跳、呼吸或动脉脉动——产生电功率信号。所述转换器可包括压电材料，该材料响应所述转换器的机械变形产生电力。所述转换器还可具有匹配所述生物动力学事件频率的功率产生特性。对于心跳动力应用，所述功率产生特性可以匹配生理范围的脉动速率。

Description

用于医疗设备的能量采集装置

本申请是申请日为2009年9月22日、名称为“用于医疗设备的能量采集装置”的第200980142008.9号发明专利申请的分案申请。

背景技术

相关申请

本申请要求于2008年9月23日提交的标题为“ENERGY HARVESTING MECHANISM FORMEDICAL DEVICES”的美国临时专利申请第61/099,203号的优先权利益，前述在先申请以引用方式被完全纳入本文。

技术领域

本发明的实施方案涉及能量采集装置。更具体地，本发明的实施方案涉及用于为植入的医疗设备——例如起搏器、除颤器和其他设备——提供动力的能量采集装置的使用。

若干可植入的电子医疗设备——例如心脏起搏器和可植入的除颤器——利用电池电源。许多这些设备的使用期限被电池的寿命所限制。虽然在便携式电池技术上已经取得许多进步，但是目前大部分的设备仍不能维持超过10年，10年后起搏器必须被移走。许多电池还经历一定量的自放电，所以即使起搏器或其他设备没有消耗电，电池故障也会时有发生。电池故障可以是突然的，或者发生在电池电压的下降中。无论是何种原因，电池故障可危及生命，该故障事件需要立即加以干预——包括进行外科手术。因此，需要一种改进的用于心脏起搏器和其他植入的医疗设备的电源。

发明内容

本发明的实施方案提供用于从生物动力学事件中采集能量，从而为各种植入的医疗设备提供动力的器械、系统和方法。一个实施方案提供用于心脏起搏器的能量采集装置，其包括能量转换器和信号路径组件。所述能量转换器可定位在人体内，并且被配置为响应人体的生物动力学事件——例如心跳、呼吸或动脉脉动——产生电功率信号。所述转换器还可具有产生的峰值电压或其他功率产生特性(例如产生的均方根电压、或电压)，所述特性匹配所述生物动力学事件频率。对于心跳动力应用，所述功率产生特性可以匹配典型生理范围的脉动速率，例如每分钟40到180跳。所述功率产生特性还可以匹配特定病人的脉动范围。如下文解释的，所述转换器还可以被配置为因任意轴线或所有三个轴线上的变形而产生电力。

通常，所述转换器的变形产生的电流是AC，但是该AC可以被整流产生DC。所述转换器可以被设计大小，或者被配置为产生足够的电功率为整个起搏器(或其他设备)提供动力，或者补充起搏器电池的电流，从而允许更长的电池寿命，并在电池失效时提供备用。功率管理电路可以被用于在将电池功率作为电源或将转换器作为电源之间进行切换，并通过涓流充电规则或其他充电规则为电池充电。在特定实施方案中，所述转换器可以被配置为产生20至40微安之间的电流。

在许多实施方案中，所述能量转换器包括压电材料，其响应所述转换器的机械变形产生电力。理想的是，所述转换器被定位成响应心跳或其他生物动力学事件的运动而变形，以使得在每次心跳下，所述转换器产生电功率以向所述起搏器提供动力。所述转换器的厚度和材料属性可以被配置为具有刚度/挠性，以容许：对生理范围的脉动速率内的转换器变形频率，产生峰值电压、电流等。所述转换器的厚度和材料属性还可以被配置为使所述转换器具有在这些脉动速率范围内的谐振频率。

在许多实施方案中，所述压电材料包括压电纤维束，其被布置围绕核心导体。所述压电纤维数量足够，并且被布置为使得当所述压电纤维束在给定方向变形时，至少一个纤维会充分变形，从而为起搏器或选择的其他设备产生足够的能量。因此，不同于仅在一个方向或限制数量的方向上产生电压，所述压电纤维束可以从任意方向的变形中产生电压。

所述信号路径组件的结构被设计为使得所述功率信号能够从所述能量转换器传输到所述心脏起搏器。在许多实施方案中，所述信号路径组件包括传输起搏信号到心脏的电缆或电极线。通常，所述能量转换器会被定位在所述电缆中，以使得来自跳动的心脏的所述电缆的运动为能量转换提供动力学能量。也可以预期其他配置，例如将所述转换器附接到所述电缆，或者附接到装有起搏器电子设备的容器。

所述电缆或电极线可以包括至少一个用于传输起搏信号到心脏的第一线和至少一个用于传输功率信号到起搏器的第二线。通常，所述能量转换器被成形为适合安置在电缆内。所述转换器可以相对于所述电缆同轴，并可以具有不改变所述电缆的形状因数(formfactor)的形状因数或形状。按此方式，不要求额外的用于将转换器集成到电极线中的体积。

在优选实施方案中，所述转换器在非变形状态时可以具有杆形或圆柱形。在这些实施方案中，所述杆的弯曲或挠曲提供了导致能量产生的变形。所述杆的刚度可以被配置为使得针对心跳或其他生物动力学事件所致的给定的形变频率，产生可选择量的弯曲，以及产生特定的最大电压。所述杆状或其他形状的转换器还可以被配置为从多种类型的变形——例如弯曲扭转、拉、压缩和这些的组合——中产生电压。

所述杆还可以是锥形的、关节式的、有褶皱的、或者被配置为在所述杆上的一个或多个特定位置弯曲，以产生最大量的电压。在特定实施方案中，所述杆具有刚度曲线，其被配置为取决于所述电极线在心脏中的位置、所述转换器在电极线中的位置、心率或其他因素而优化电流的产生。可以针对可能产生更大量变形的位置选择刚度曲线，反之亦然。所述杆的全部或一部分可以被预成形，以具有带有弹力记忆的弯曲形状或其他形状，从而使得杆在心脏的运动或其他生物动力学事件下弯曲并随后弹回到其原始形状。所述弯曲形状可对应于心室在其收缩状态或膨胀状态下的形状，以使得电能可以在心脏收缩、心脏舒张或者二者期间产生。

理想的是，包含所述能量转换器的所述电缆或电极线部分放置在心脏上、心脏中或者靠近心脏，以使得其被心脏的运动所折曲或者移动。所述能量转换器还可以被放置在电极线中的一个所选择的位置，以从所述电极线的变形中产生可选择量的电流。例如，所述转换器可以被放置在被定位在心脏顶尖上或靠近心脏顶尖的电缆电极线的一部分中。所述电极线还可以包括多个能量转换器部分，其被定位在所述电极线中的多个可选择的位置，以具有多个能量产生位置。所述电极线可以是锥形的或关节式的，以在所述能量转换器所放置的那些特定位置处弯曲或变形。在一些实施方案中，所述能量转换器甚至可以被嵌入心脏壁(例如使用螺旋锚或其他锚)，以在心脏的运动期间被变形。

在本发明的另一方面中，可再充电电源可被联接到线、电缆或其他信号路径组件，并且被配置为接收所述能量转换器产生的电能。在不同实施方案中，所述电源可以包括可再充电电池、电容器或其他电存储设备。在这些以及相关实施方案中，所述电源可以被配置为在病人的心脏万一停止或开始心律不齐、其他心律异常(例如纤维性颤动)的情况下，或者在不能产生充足的功率用于起搏或其他功能的情况下，在一可选定的期间内提供功率。所述可再充电电源也可以被用于执行第二功能，例如除颤。功率管理电路和功率管理规则可以被用于再充电所述电源，同时为起搏保持充足的电流和电压。在一个实施方案中，可以使用涓流充电规则。占空比(duty cycle)方法也可被用于在心动周期的不要求起搏的一部分期间转移功率。在其他实施方案中，EKG监测电路可以被用于确定何时不需要起搏，并随后向所述功率管理电路发送信号，以将功率转移到可再充电的电源。还可以使用这些方法的组合。

在本发明的又一个方面中，所述能量转换器的实施方案还可以被用作传感器，以感测心脏的多种机械属性和电属性，包括心率、心律(例如正常窦性心律、心律不齐、室性早搏等)、壁运动异常、肌病、心室肥大以及相关状况。这些状况中的一个或多个可以通过算法手段来检测，所述算法分析所述能量转换器产生的电压、电流或功率波形中的一个或多个。尤其是，所述算法可以被配置为检测波形的幅度、频率或两者的变化。当幅度(电压或电流)或频率落在阈值以下时，一信号可以被发送到控制器、功率管理电路或遥测电路，以警告病人或医学专业人员。还可以使用导函数或整函数检测波形中的变化。例如，导函数可以被用于寻找幅度变化的速率。整函数可以被用在一个或多个曲线上，例如寻找所做总功随时间的变化。所述能量转换器还可以被配置或定位以感测其他生物动力学数据，例如呼吸速率、血压、心瓣功能和其他相关功能。

所述能量转换器的实施方案可以被配置为同时执行能量采集和感测。多个转换器可以被放置在一个或多个起搏器电极线上，以感测一个或多个位置，从而产生心壁运动、节律或其他心脏功能或属性的图。类似的方法可以被用于对其他生物动力学事件——例如呼吸、蠕动波或其他消化运动、动脉脉动等——的运动进行绘图。本发明的这些和其他实施方案以及各方面的细节将在下文参考附图做更完整的描述。

附图说明

图1a是示出了用于起搏器或其他心脏设备的能量采集系统的实施方案的侧视图。

图1b是示出了用于心脏设备能量采集系统的电连接和信号方向的侧视图。

图1c是示出了能量转换器的杆形实施方案的刚度分布曲线的图。

图1d是示出了定位在心室中的弯曲的能量转换器的实施方案的侧视图。

图2是示出了由压电纤维束构成的能量转换器的实施方案的透视图。

图3a是示出了用于心脏起搏器的能量采集系统的实施方案的侧视图，其中能量由包含能量转换器/能量采集设备的心脏起搏器电极线的变形所产生。

图3b是图3a的实施方案的放大图，该图示出了能量采集起搏器电极线在心脏心室的定位。

图3c是图3a的实施方案的放大图，该图示出了由心室收缩引起的起搏器电极线和能量转换器的变形。

图3d是示出了能量采集设备的实施方案的侧视图，该实施方案包括被定位在邻近心室壁的片或层或者被定位在心脏起搏器电极线上的远离心室壁的滑片(vane)。

图4是示出了用于转换来自能量采集设备的功率信号以供心脏起搏器使用的电路架构的实施方案的示意图。

图5是示出了用于为心脏起搏器提供动力的能量采集电路架构的实施方案的示意图，其中所述架构包括可再充电的电池。

图6是示出了用于转换来自能量采集设备的功率信号以供心脏除颤器使用的电路架构的实施方案的示意图。

图7是示出了使用能量采集设备作为传感器以检测心脏状况的侧视图。

图8示出了EKG和由联接到心脏中起搏器电极线的能量采集设备所产生的对应的电波形。

具体实施方案

本发明的实施方案提供用于使用能量采集材料——例如压电材料——为各种植入的电子医疗电子设备——例如可植入的心脏起搏器设备——提供动力的器械、系统和方法。现参考图1a-1b，用于为植入的心脏起搏器或者其他电子医疗设备20提供动力的能量采集系统10的一个实施方案包括电缆30，电缆30具有能量转换器40，该能量转换器40经由信号路径组件60——例如线——发送电功率信号50。在不同实施方案中，设备20可包括可植入的心脏除颤器、心脏遥测设备、心脏辅助设备和/或可植入泵(例如胰岛素泵)。为了讨论的方便，系统10的不同实施方案的下文描述会把设备20称作植入的心脏起搏器20。这些实施方案也将电缆30称作起搏器电极线30。然而应理解，系统10可以容易地适合与一个或多个其他设备20和电缆30一同使用。

电极线30具有包括电极32的远端端部31，用于经电极线30内的一个或多个专用起搏器线34提供起搏信号33。电极线30还具有一根或多根作为信号路径组件60的线，用于发送功率信号50到起搏器或其他设备20。在具体实施方案中，电极线可包括第一线61和第二线62，用于发送第一功率信号51和第二功率信号52，例如一个是高电压，一个是低电压，从而为设备20或其他设备(未示出)的不同组件提供动力。线60还可以被用于发送信号50到转换器40，例如，为了激活转换器内的一个或多个开关(未示出)，从而动态地重新配置转换器的功率产生特性。线60的一部分可以包括下文描述的纤维束42的核心导体。

能量转换器40将机械能转换成电能，当它被放置在不同的运动的身体组织或结构附近时，可以被用来从生物动力学事件——例如心脏跳动——所导致的这些组织/结构的运动中采集能量(因此，本文中能量转换器40也被描述为能量采集设备40)。转换器40通常包括将机械能转换成电能的跨导材料(transconductive material)。在许多实施方案中，能量转换器40包括压电材料，该压电材料响应转换器的机械变形产生电能。理想的是，转换器40被定位在电极线30中，以响应心跳的动作而变形，从而在每次心跳下，转换器变形以产生电功率为起搏器20提供动力。因此，在这些以及相关实施方案中，转换器40具有变形状态和非变形状态。

转换器40可以被设计大小，或者被配置以产生足够的电功率，以满足起搏器20的所有功率需要或者补充起搏器电池或其他电源的电流，从而允许更长的电池寿命以及在起搏器电池万一失效时提供备用。取决于电池的电量水平和/或起搏器或其他设备20的功率要求，功率管理电路(下文描述)可以被用于在电池功率的使用或转换器的使用之间进行切换。在不同实施方案中，转换器可以被配置为产生10到100微安的电流，特别是范围在20到40微安的电流；也可以预期更大或更小的范围的电流。

转换器40的厚度以及材料属性可以被配置为具有刚性/挠性，其容许产生的峰值电压或者其他功率产生特性与正常生理范围的脉冲速率——例如40至180(也对应于转换器变形的速率)——相匹配。其他可以非常匹配的功率产生特性包括：产生的均方根电压、产生的峰值电流或产生的均方根电流。按此方式，转换器的功率产生特性可以被优化，以在起搏和各种其他心脏应用中使用。在其他非心脏实施方案中，功率产生特性可以匹配其他生物动力学事件的频率，例如呼吸速率。

对于转换器40放在电极线30上或放在电极线30中的实施方案，相对于电极线，转换器40可以具有多种形状和空间布置。例如，转换器可以具有相对于电极线30的纵向轴线30a同轴的圆柱形或矩形形状。也可以预期其他形状和布置。例如，转换器可包括被定位在电极线30上方或电极线30内的管或层。转换器还可以具有没有明显地改变电极线30的形状因数或形状30s的形状因数或形状40s。按此方式，不要求额外的用于将转换器集成到电极线中的体积。在优选的实施方案中，转换器40在非变形状态下可以具有杆形40r。在这些实施方案中，杆的弯曲或挠曲提供了导致电能产生的变形。杆的刚度可以被配置为导致可选择量的弯曲，并从心跳或其他生物动力学事件中为给定的形变频率产生特定的最大电压。杆40r或其他形状的转换器40还可以被配置为从多种类型的变形——例如弯曲扭转、拉、压缩和这些的组合——中产生电能。

杆40r还可以是锥形的、关节式的、有褶皱的、或者被配置为在特定的一个位置或多个位置弯曲，以产生最大量的电压。如图1c示出的，杆40r或其他转换器40的不同实施方案可以具有刚度曲线40s，其被配置为取决于电极线在心脏中的位置、转换器在电极线中的位置、心率或其他因素而优化电压的产生。在图1c示出的实施方案中，刚度曲线被配置为靠近转换器杆的中部产生变形。也可以预期其他曲线，例如在杆的中心具有最大刚度并且朝着两个端部曲线下降的刚度曲线，以沿着转换器的整个长度产生弯曲变形。在另一个实施方案中，转换器被配置为沿着其长度具有正弦状刚度曲线，以产生弯曲运动和变形的驻波。一些刚度更强的曲线可以被用于一些可能产生更大量变形的位置，反之亦然。刚度曲线可以被选择为产生在病人或病人所属的病人人群的生理心率范围内的谐振频率。

在不同实施方案中，杆40r的全部或一部分可以被预成形，以具有带有弹力记忆的弯曲形状或其他形状40s，以使得杆在心脏运动或其他生物动力学事件下弯曲并随后弹回到其原始形状。如图1d示出的，弯曲形状可对应于心室壁VW在其收缩状态或膨胀状态下的形状Vs，以使得电能可以在心脏收缩、心脏舒张或者二者期间产生。在特定实施方案中，超声或其他医学成像方法可以被用于确定病人心室壁的形状和弯曲程度，并且该图像随后可以被用于使用本领域公知的医疗制品制造技术定制转换器40的形状40s。在使用中，这些实施方案容许转换器变形的量的增加，并由此容许电压和功率产生的量的增加。也可以选择其他形状将转换器定位在身体的不同位置。

在许多实施方案中，转换器40包括压电纤维43束42，其被布置为围绕核心导体44。所述压电纤维数量足够，并且被布置为：使得当束42在给定方向变形时，至少一个纤维43会充分变形，从而为起搏器20产生足够的能量。在不同实施方案中，数量在4到20个之间的纤维可以围绕核心导体44对称分布，在特定实施方案中数量是6、8、10、12、14和16。在一个优选实施方案中，束42具有绕核心导体44对称分布的六个纤维43。还优选地是纤维43的直径等于或小于核心导体44的直径。在使用中，束42的实施方案容许通过转换器在任意方向上的变形而产生电压和功率。压电纤维束作为能量转换器的使用的进一步描述在标题为“ENERGY HARVESTING MECHANISM”的美国临时专利申请第61/095,619号中，和标题为“ENERGY HARVESTING MECHANISM”的美国专利申请第12/556,524号中获得；上述两个申请以参引方式被全部纳入本文。其他材料也可被用于纤维43，包括本领域公知的各种静电和帕尔贴材料。

现参考图3a-3d，电极线30通常被定位在心室V，以使得远端端部31与心室壁VW的心内膜表面ES接触。这允许电极32与表面ES呈电导，以将信号33引导至心脏的心室(电极线30也可被定位在心脏的心房，以接触心房壁)。在许多情况中，电极线的远端端部可包括固定设备(未示出)，例如允许电极线固定在心室壁、或者心脏壁的其他部分的螺旋端(如在图3b中示出)。理想的是，包含能量转换器40的电极线30的一部分35放置在心室V内的一个位置或者心脏H的其他部分，以使得它被心脏的运动所折曲或者变形。例如，在图3b示出的实施方案中，转换器被放置在电极线部分35，电极线部分35被定位在靠近心脏的顶尖Ax。这允许转换器在心室的每次收缩下弯曲或者变形，如图3c示出的。电极线30还可以包括被定位在电极线中的多个可选择位置的多个能量转换器40，从而具有多个用于产生电能的位置。能量转换器40甚至可以被嵌入心室壁本身(例如使用螺旋锚或其他锚)，以使其直接被心脏的运动所变形。在这些实施方案中，理想的是，转换器40由挠性材料制造，从而不会机械妨碍心脏的收缩运动。转换器40可以被配置为具有某一刚度曲线，该刚度曲线容许在心脏跳动的过程期间转换器的最大量的变形，同时最小化任何妨碍心脏腔室(例如左心室)的收缩的力。这可以通过将转换器的弯曲刚度配置为小于收缩的心脏腔室所产生的力来实现。在特定实施方案中，弯曲刚度可以小于心脏特定腔室(例如左心室)的收缩力，是其1/20到2/3范围，其中特定实施方案中为1/2、1/4、1/6、1/8、1/10、1/14、1/16和1/18。其他比例也是可以预期的。

现参考图3d，在其他实施方案中，转换器40可包括薄片或层47，其被附接到电极线30的远端端部31并且也靠着心室壁VW。理想的是，层47由非常薄的挠性材料制成，并且在心室每次收缩和舒张时变形。层47可以具有多种形状，但是理想的是，是圆形或椭圆。在另一个实施方案中，转换器40可以包括被附接到电极线30的滑片或叶片(blade)48。滑片48的形状和大小被配置为被心室(或心房)中流动的血液所变形，同时最小化血液细胞的裂解。在不同实施方案中，滑片40可包括圆形或椭圆形形状。滑片还可以被一个或多个本领域公知的非形成血栓(non-thrombogenic)的涂层(例如硅树脂等)所涂覆，所述涂层包括各种药物淋洗涂层。

现参考图4-6，可以采用不同的电路架构来用于利用来自本文描述的采集能量设备的各个实施方案的能量，从而为心脏设备——例如植入的心脏起搏器或心脏除颤器——提供动力。用于使用能量采集设备或转换器40为心脏起搏器20提供动力的电路架构70的一个实施方案在图4中示出。在该实施方案以及相关的实施方案中，架构70可包括转换器40、用于将AC电压整流到DC电压的整流电路80、第一电容器90、第二高值电容器100、DC到DC转换器110和起搏设备20。在许多实施方案中，由转换器40变形所产生的电压是AC并且可以使用整流电路80整流产生DC。在优选实施方案中，电路80可包括使用一个或多个肖特基二极管82的桥电路110。DC到DC转换器110还可被用于对起搏器进行升压或降压。转换器可以是线性、开关模式或者有磁性的。电容器100可以具有足够的电容，从而在较短的时间内为起搏器提供动力。在示出的实施方案中，起搏器20具有50至100μw的功率要求。转换器40可被配置为符合该功率要求的全部或一部分。架构70的所有或一部分组件可以被包含在专用集成电路或ASIC中。

在图5示出的另一个实施方案中，架构70可包括可再充电电源120，例如可再充电电池121或者类似设备，以及充电电路130。合适的可再充电电池包括镍镉电池、锂电池、锂离子电池、铅酸电池以及类似的化学电池。电源120可以被配置为在病人的心脏万一停止或开始心律不齐的情况下，或者在转换器40被妨碍不能产生充足的功率用于起搏或其他功能的情况下，在一可选择的期间内提供功率。充电电路130可包括或者被联接到功率管理电路135，功率管理电路135采用一个或多个功率管理规则或算法136(经由硬件或软件)。功率管理电路135(见图7)和规则136可以被用于重新充电电源120，同时保持足够的电流和电压用于起搏。在一个实施方案中，可以使用涓流充电规则。占空比方法也可被用于在心脏周期的不要求起搏的一部分期间转移功率。在其他实施方案中，EKG监测电路可以被用于确定何时不需要起搏，并随后向功率管理电路发送信号，以将功率转移到可再充电的电源。还可以使用这些方法的组合。

在图6示出的能量采集电路架构70的另一个实施方案中，架构70可以被配置为符合可植入的心脏除颤器(ICD)设备220的功率需要。在这些以及相关的实施方案中，架构70可包括高电压架构270和低电压架构370。高电压架构270被用于为除颤器220的高电压电路221提供动力，而高电压电路221进而被用于对除颤器电容器222充电。架构270可包括充电电路230和可再充电电池220。低电压架构370被用于为除颤器220的低电压电路371提供动力，并且可包括桥电路380、直流到直流转换器390和大值电容器400以及电容器410。

现参考图7-8，在不同实施方案中，能量转换器40还可以被用作传感器340，以感测心脏或其他器官或其他组织的属性。传感器340产生电压或其他电波形350，波形350由心脏的运动导致传感器变形所产生。波形350被心脏运动的不同特性——包括心率和壁的运动——所影响。这些特性影响所述波形的频率、幅度和形状中的一个或多个。相应地，除了用于为心脏起搏器或其他心脏设备20提供动力，波形350可以被用于分析和测量心脏的不同属性。这些属性可包括心率、心律(例如正常窦性心律(NSM)心律不齐、室性早搏等)和壁运动异常、肌病、心室肥大以及相关状况。在图8示出的实施方案中，波形350可以与病人的EKG355相关联，并且被用于分析EKG中的变化，以确认心脏是否处于正常窦性心律356，或者已经变成纤维性颤动357。在后一种情况中，纤维性颤动或其他运动异常可以由电压波形350的幅度的突然减小来被检测出，如曲线350的拐折点350i所指示的。

在不同实施方案中，传感器340可以包括多个传感器(如341所示)340，传感器340沿着电极线30被放置在多个不同位置。传感器340可以呈图形342状放置，以产生心脏壁运动的图343。图343可以被用于分析心脏壁运动，包括沿着心室或心房的整个部分的心脏壁收缩和舒张的波形的传播。图343还可以被用于产生心室成像区域的壁运动计分指数。在一个实施方案中，多个传感器(如341所示)340可包括至少三个被定位在电极线30中的传感器，这些传感器位于心脏的顶部部分、中间部分和顶尖部分。这容许对心室壁收缩波进行检测——当该波从心室的顶尖经心室的上部部分/上方部分移动时。在所述图形中的每个传感器340处产生的各波形350之间的时间和/或相位延迟还可以被用于推断出各种壁运动异常，例如区域运动不能。

传感器340可以被联接到监测设备360，监测设备360包括控制器370和显示器380。传感器340发送波形信号351到设备360和控制器370。控制器370可包括保存在存储资源376中的一个或多个算法375，存储资源376被联接到控制器用于分析信号351。合适的存储资源包括RAM、ROM、DRAM和本领域公知的其他电子存储资源。算法375可以分析传感器340产生的电压、电流或功率波形中的一个或多个。算法375的具体实施方案可以被配置为检测波形350的幅度、频率或二者的变化。这些变化的检测和分析可以被用于病人诊断和功率管理目的。例如，当波形的幅度(例如电压)或频率落在阈值以下，则可以向控制器或联接到设备20或者在设备20内的遥测电路发送信号，以向病人或医学专业人员发出警告。信号还可以被发送到功率管理电路135，以切换至来自电池120的电池功率或其他电源。还可以使用导函数或整函数检测波形350中的变化。例如，导函数可以被用于寻找幅度变化的速率。整函数可以被用在一个或多个曲线上，例如寻找所做总功随时间的变化。也可以采用本领域公知的其他数值算法和图形识别算法(例如傅里叶分析、模糊逻辑算法等)。

在不同实施方案中，传感器340和/或设备20可包括RF通信芯片或类似器件，其使用蓝牙或其他RF通信协议向设备360无线发送信号。也可以预期本领域公知的其他医疗遥测手段。在这些以及相关实施方案中，监测设备360可以由病人所佩戴，或者被放置在靠近病人处。还可以被集成到各种便携式通信设备，例如移动电话、PDA以及病人佩戴或者放置在其附近的类似设备。在这些以及相关实施方案中，当检测到病人警报状况(例如心律不齐)时，一信号被发送到设备360，设备360可以同时发出警报，并且还在无线电话或其他网络(例如互联网)上发送信号，以警告病人医生、护士或其他医疗保健提供者。

结论

本发明不同实施方案的前文描述是为了说明和描述的目的而呈现。前文描述不意在将本发明限制在所公开的精确形式。许多修改、变型和改进对本领域的技术实践人员是显而易见的。例如，不同实施方案的能量采集装置可以被设计大小，并适合于放置在身体的多个位置——包括但不限于腹腔、胸腔和四肢，并且适合于利用所述这些位置中的特定生物动力学事件——例如蠕动波、呼吸/隔膜运动或任意数量的肌肉收缩或肢体运动。各种实施方案还可以被配置为放置在心脏或动脉系统中，以利用动脉脉动产生能量转换器的变形。各实施方案的能量采集装置还可以被设计大小，或者适合于各种儿科和新生儿应用。

一个实施方案中的元件、特性或行为可以容易地与其他实施方案的一个或多个元件、特性或行为重新组合或被替代，以形成在本发明范围内的各种额外的实施方案。再者，在不同实施方案中与其他元件组合示出或描述的元件可以作为独立的元件存在。因此，本发明的范围不限于具体描述的实施方案，而是仅由附加权利要求所限制。

Claims (12)

1.一种用于心脏起搏器的能量采集装置，所述装置包括：

可变形的能量转换器，可定位在人体内，以将所述人体的生物动力学事件导致的所述能量转换器的机械变形转换成电功率信号，所述能量转换器具有刚度曲线，所述刚度曲线在所述能量转换器的长度上变化使得，当所述能量转换器因所述生物动力学事件变形时，所述能量转换器以在与所述生物动力学事件相关联的预定生理频率范围内的谐振频率变形，所述刚度曲线容许最大量的变形，同时最小化任何妨碍人体内运动的力；以及

信号路径组件，其结构被设计为使得所述电功率信号能够从所述能量转换器传输到所述心脏起搏器。

2.根据权利要求1所述的装置，其中所述预定生理频率范围是与所述生物动力学事件的正常发生相关联的频率范围。

3.根据权利要求1所述的装置，其中所述信号路径组件包括电缆，该电缆提供起搏信号到心脏。

4.根据权利要求3所述的装置，其中所述能量转换器被定位在所述电缆内。

5.根据权利要求1所述的装置，其中所述能量转换器被定位以响应所述生物动力学事件而变形，从而产生所述电功率信号。

6.根据权利要求1所述的装置，其中所述能量转换器包括压电材料。

7.根据权利要求1所述的装置，其中所述生物动力学事件是心脏跳动、呼吸或动脉脉动。

8.根据权利要求1所述的装置，其中所述能量转换器用作传感器以感测心脏的属性。

9.根据权利要求8所述的装置，其中所述属性是心率、心律、心律不齐、心脏壁运动或心脏壁运动异常之一。

10.根据权利要求1所述的装置，还包括：

可再充电电源，其被联接到所述信号路径组件，以接收所述能量采集装置产生的电能。

11.根据权利要求1所述的装置，其中所述能量转换器产生AC信号。

12.根据权利要求1所述的装置，其中所述能量转换器从跳动的心脏的运动中产生足够的功率，以自发地为所述心脏起搏器提供动力。