CN106464028B - 经皮能量传输系统的改进 - Google Patents

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Abstract

本公开涉及一种改进的经皮能量传输（TET）系统（100），其生成并无线地传输足够量的能量来为包括心脏泵在内的一个或多个植入式装置（102）供电，同时维持系统的高效性、安全性以及整体使用方便性。本公开还涉及所述改进系统的一种或多种运行方法。

Description

经皮能量传输系统的改进
相关申请的交叉引用
本申请要求于2014年4月15日提交的美国临时专利申请No.61/979,835的申请日的权益，其公开内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及经皮能量传输(TET)系统及其操作方法。
背景技术
经皮能量传输(TET)系统用于向诸如植入人体内部的泵这样的装置提供电力。由身体外部的发射线圈产生的磁场可以穿过皮肤屏障向植入身体内的磁性接收线圈传输电力。然后，接收线圈可以将接收到的电力传送到植入式泵或其他内部装置，以及传送到植入体内的一个或多个电池以对电池进行充电。
这样的系统应当有效地产生并无线地传输足够量的能量，以便为一个或多个植入的装置进行供电，同时保持系统的效率、安全性和整体使用方便性。
关于系统的效率，目前TET系统所存在的一个缺点源自于由发射线圈产生的磁场的性质。根据其性质，该磁场从发射线圈沿各个方向延伸。因此，由发射线圈所发射的电磁场的大部分能量没有被有效地或最佳地聚焦在接收线圈处。这限制了无线能量传输的效率(即耦合系数)。另一个挑战来源于植入式装置的功率和/或电流需求不是恒定而是易于变化的这一事实。因此，需要有效地适应功率和/或电流需求的这种变化，以便最有效地为植入式装置供电。
关于系统的方便性，目前TET系统的一个挑战在于难以保持发射线圈和接收线圈之间的最佳轴向对齐(接近患者皮肤的表面)和径向对齐(穿过患者皮肤的表面)以提高电力传输效率并且使导致发热的发射线圈损耗最小化。首先，佩戴在身体外部的发射线圈容易受到诸如佩戴者移动的影响而产生位置的改变。此外，一旦发射线圈产生位置的改变，如果缺乏某种形式的指引，重新定位线圈(例如确定沿哪个方向移动线圈)以便重新建立对齐会是困难的。因此，需要一种辅助佩戴者定位或重新定位发射线圈的系统。
此外，佩戴在身体外部的发射线圈的位置改变也会对该系统的佩戴者的健康和安全造成问题。如果线圈在以全功率操作时偏离其正确对齐的位置，则不仅会减小电力传输的耦合系数，而且还会对佩戴者造成不需要的过热，并且这种过热可能对皮肤或周围组织有害。
发明内容
本公开的一个方面提供了一种经皮能量传输系统，包括：内部元器件，包括电力消耗装置和电连接至所述电力消耗装置的内部线圈，所述内部元器件适于安装在动物的身体内；适于安装在所述身体外部的外部线圈；电流监视器，其用于测量所述外部线圈中的电流并且基于所测量的电流而提供所述外部线圈是否电磁耦合至所述内部线圈的指示；以及驱动电路，用于响应于来自所述电流监视器的外部线圈已电磁耦合至内部线圈的指示，向所述外部线圈施加功率电平交变电势。当不施加所述功率电平交变电势时，驱动电路还可用于将小于所述功率电平交变电势的测试电平交变电势施加到所述外部线圈。所述驱动电路可以进一步用于响应于来自所述电流监视器的所述外部线圈没有电磁耦合至所述内部线圈的指示，而停止对所述外部线圈施加所述功率电平交变电势。当所述驱动电路不施加功率电平交变电势时，驱动电路可以进一步用于间歇地施加测试电平交变电势。在另外的示例中，电流监视器可用于提供表示耦合度的信息，并且当耦合度超过阈值时，驱动电路可用于施加功率电平交变电势。
本公开的另一方面提供了一种经皮能量传输系统，其包括适于安装在动物的身体内的内部元器件和适于安装在所述身体外部的外部元器件。所述内部元器件包括内部线圈，电连接至内部线圈以从内部线圈接收电力的内部装置，以及遥测发射器，其可用于发送表示与内部元器件的运行相关的一个或多个参数的遥测信号。所述外部元器件包括：外部线圈；适于从遥测发射器接收遥测信号的遥测接收器；电流监视器，其用于测量外部线圈中的电流并且基于所测量的电流而提供外部线圈是否电磁耦合至内部线圈的指示；以及驱动电路，其当遥测接收器接收遥测信号时在正常模式下运行，而当遥测接收器没有接收遥测信号时在安全模式下运行。所述驱动电路可以用于在正常模式下比在安全模式下向外部线圈施加更多的电力。在安全模式中，驱动电路可以向外部线圈施加足以为内部装置和遥测发射器供电的电力量。在一些示例中，驱动电路被配置为仅当遥测接收器不接收遥测信号并且电流监视器指示外部线圈电感耦合至内部线圈时才运行在安全模式下。此外，在一些示例中，外部线圈、电流监控器和驱动电路可以设置在共同壳体内。此外，在一些示例中，驱动电路可用于驱动外部线圈，以便向内部装置提供至少约20瓦特的功率。
本公开的另一方面提供了一种无线能量传输系统的植入式元器件，包括：次级线圈，其具有次轴线和围绕次轴线以螺旋形延伸的次级导体；次屏蔽件，其由可磁化的电绝缘材料构成，所述次屏蔽件在所述次级线圈附近和次级线圈的后部横向于所述次轴线延伸；以及电连接至次级线圈的电力消耗装置。次级导体可以具有基本上设置在垂直于次轴线的共同径向线上的内端和外端。次屏蔽件可具有与次轴线对齐而延伸穿过该次屏蔽件的圆孔。在一些示例中，植入式元器件还可包括具有生物相容性外表面的可植入式线圈壳体，其容纳次级线圈并具有前侧和后侧。次级线圈的前侧可面向线圈壳体的前侧。另外，线圈壳体可以包括区分壳体的前侧和后侧的一个或多个视觉可感知的标记。
本公开的又一方面提供了一种用于无线能量传输系统的驱动器，包括：外部线圈，其具有主轴线和绕主轴线延伸的初级导体；驱动电路，用于驱动外部线圈，使得施加到外部线圈的电力将被耦合至内部线圈；以及由具有小于约0.3×10^6σ的电导率的铁磁性或亚铁磁材料构成的屏蔽件，其横向于所述主轴线延伸，所述屏蔽件包括多个板状段，所述板状段大体上彼此边缘对边缘地布置，相邻板状段的边缘之间具有间隙。在一些示例中，屏蔽件可以由铁氧体组成。此外，在一些示例中，至少一些间隙可以相对于主轴线基本上径向地延伸。
本公开的又一方面涉及一种用于无线能量传输系统的驱动器，包括：初级线圈，其具有主轴线和围绕主轴线以螺旋形延伸的初级导体；驱动电路，用于驱动所述初级线圈；主屏蔽件，由可磁化的电绝缘材料构成，主屏蔽件横向于靠近初级线圈的主轴线延伸；由可磁化的电绝缘材料构成的屏蔽壁。屏蔽壁围绕主轴线延伸并且从主屏蔽件的背离初级线圈的后表面突出，使得屏蔽壁和主屏蔽件协同地限定大致呈杯状的结构。驱动电路的至少一部分可设置在屏蔽壁内。
在一些示例中，驱动电路还可以包括在谐振电路中与初级线圈连接的一个或多个电容器以及连接到谐振电路以便向谐振电路供电的一个或多个功率半导体。电容器和功率半导体可以设置在屏蔽壁内。
本公开的另一方面提供了一种用于无线能量传输系统的驱动器，包括：初级线圈，其具有主轴线和围绕主轴线以螺旋形延伸的初级导体；驱动电路，用于驱动所述初级线圈；以及由可磁化的电绝缘材料构成的主屏蔽件，主屏蔽件横向于接近初级线圈的主轴线延伸。主屏蔽件可具有与主轴线对齐而延伸穿过主屏蔽件的孔。延伸穿过主屏蔽件的孔可以是正方形的。
附图说明
图1是根据本公开一个方面的经皮能量传输(TET)系统的示意图。
图2是根据本公开一个方面的用于图1所示TET系统的电力系统电路的示意图。
图3是根据本公开一个方面的用于图1所示TET系统的通信系统电路的示意图。
图4是根据本公开一个方面的如图1所示TET系统的外部模块的分解图。
图5A-5C是根据本公开一个方面的包含在图4所示外部模块中的印刷电路板、屏蔽元件和外部线圈的俯视图。
图6是根据本公开一个方面的如图1所示TET系统的植入式元器件的示意图。
图7是根据本公开一个方面的如图1所示TET系统的植入式线圈模块的分解图。
图8A和8B是根据本公开一个方面的包含在图7所示植入式线圈模块中的电路板的实施方式的俯视图。
具体实施方式
图1示意性地示出了用于向体内的内部腔体(即，患者104的皮肤下方)中的植入式治疗性电气装置102供应电力的经皮能量传输(TET)系统100。该植入式电气装置102可以包括例如作为心室辅助装置(“VAD”)的用于泵送血液的泵。内部或植入式电气装置102可以包括例如用于控制泵的控制电路。
如图1所示，TET系统100包括安装在患者104的身体外部的外部电子器件120以及安装在患者104的身体内的内部或植入式电子器件150。外部电子器件电耦合至一个或多个电源，例如包括外部电池125和建筑物电源112(例如，由建筑物的电源插座所供应的AC电源或转换后的DC电源)。外部电源可以提供在约20V至约250V之间任何数值的输入电压。外部电子器件120还电耦合至外部初级线圈130，并且植入式电子器件150电耦合至内部或植入式次级线圈140。外部线圈130和植入式线圈140通过电磁感应相互电感耦合以便在它们之间无线地传输电能。如图1所示，外部线圈130与外部电子器件120一起容纳在共同的外部模块110中，而植入式线圈140和植入式电子器件150则没有容纳在一起。
植入式电子器件150电耦合至植入式电池155和植入式电气装置102。在植入式线圈140处接收的能量经由植入式电子器件150存储在植入式电池155中和/或提供给植入式医疗装置102。另外，存储在植入式电池当中的能量可以经由植入式电子器件150提供给植入式医疗装置102。
该系统100的外部电子器件120可以包括控制电路122、射频(RF)遥测电路124、电源选择电路126、驱动电路128和用户接口129。电源选择电路126被配置为用于选择向外部线圈130提供电力的外部电源(例如电池125、墙壁电源112)。驱动电路128被配置为驱动外部线圈130，使得能量通过电磁感应从外部线圈130传输到植入式线圈。控制电路122被配置为确定和执行用于控制电源电路126和驱动电路128的指令，以便控制外部线圈与植入式线圈之间的无线能量传输。这种控制可以包括设置传输的脉冲宽度和/或频率，控制由电源电路126选择哪个电源，指示驱动电路128驱动外部线圈130等。由控制电路120进行的确定可以基于从遥测电路124接收的信号、从外部传感器115接收的信息和/或来自用户接口129的输入信息。
系统100的植入式电子器件可以包括植入式控制电路152和RF遥测器154，以及整流器电路156、电压调节器电路158和电源选择电路159。整流器电路156可以被配置为将植入式线圈140处产生的交流电转换成直流电。电压调节器电路被配置成在提供给植入式医疗装置102之前调整转换的直流电和来自植入式电池155的电力的电压电平。植入式电源切换电路159被配置为控制植入式医疗装置102是由植入式电池155供电，还是由植入式线圈140供电，或者由两者一起供电。类似于外部控制电路122的目的，植入式控制电路152可以用于确定和执行控制电压调节器电路158的电压调节设置、由植入式电源切换电路159进行的电源选择以及植入式医疗装置102的整体电源传输的指令。在一些示例中，植入式控制电路152可以进一步控制外部线圈130和植入式线圈140之间的电感耦合的效率，例如通过指示对植入式线圈140中的谐振电路组件145的谐振频率进行调整。与外部电路120一样，在植入式电路处的这种确定可以基于RF遥测器154的信号以及从内部传感器165接收的其他信息。
根据需要，该TET系统100可以包括临床监视器160，用于收集例如由患者104或医院临床工作人员所要监视的系统参数(例如植入式电池寿命、存储在植入式电池中的电量以及警报等)。该临床监视器可以包括内部或外部存储器，用于存储所收集的参数，以及用于记录患者104的事件历史(例如低流量状况、无流量状况、中断等)。临床监视器160还可以耦合至TET系统以外的单元，以及从/向TET系统以外的单元接收信息/发送信息，诸如患者的手表或智能手机，或医院的计算机数据库。临床监视器160还可以由其自己的专用电源或电池170供电。
在一些示例中，临床监视器160除了接收和监视来自TET系统100的其他元器件的数据之外，还可以传送与系统100的期望操作有关的设定点或参数(例如流速)。这些设定点可以作为用于操作该系统100的指令传送到外部电子器件120、植入式电子装置150或两者，并且由此用于设置系统操作的其它参数，例如用于驱动无线能量传输以便为植入式医疗装置102供电的脉冲宽度和/或频率。
图2示意性地示出了图1的TET系统100的电源系统电路，用于向植入式医疗装置102供电。如图2所示，外部电子器件120的电源选择电路126包括分别电耦合至外部电池125和建筑物电源112的两个输入端。基于来自控制电路122的指令，电源选择电路126将来自其中一个外部电源的电力输出到驱动电路128的输入端。驱动电路128放大输出的电力。然后将放大的电力提供给外部线圈130。外部线圈耦合至附加电路，例如与外部线圈形成谐振电路的一个或多个电容器135。电容可以在大约50nF至200nF之间。外部线圈130产生磁场，其以谐振电路的谐振频率电感耦合至植入式线圈140。
如上所述，外部电源选择电路126可以由外部控制电路122控制。例如，如果外部控制电路122确定外部电子器件120未连接到建筑物电源112，则外部控制电路122可以指示外部电源选择电路126从外部电池电源125向外部线圈130提供电力。对于另外的示例，如果外部控制电路122确定外部电子器件120连接到建筑物电源112，外部控制电路122可以指示外部电源选择电路126从建筑物电源112向外部线圈130提供电力。
驱动器电路128还可以由外部控制电路122控制。例如，外部控制电路122可以确定驱动外部线圈130的适当设置(例如电压、电流、脉冲宽度)以便在植入式线圈140处感应地产生足够的电力，从而能够向植入式医疗装置102供应足够量的电力。植入式装置的电力需求将取决于装置的性质，并且还可能在装置的操作期间发生变化。例如，用于与典型的VAD一起使用的系统可以设置成向植入式装置102传输至少5瓦特、至少10瓦特、至少15瓦特或至少20瓦特的连续电力。
在植入式电子器件150处，整流器电路156接收在植入式线圈140处产生的交流电，并且对该交流电进行整流以提供直流电。整流器电路156可以包括二极管电桥、同步整流器或本领域中已知的用于交流到直流的整流的其他元器件。然后，整流器电路156的直流输出进而输入到电压调节器电路158，其中通过电压限制器(例如击穿二极管)将其限制在预定电压极限或阈值(例如60V)。使用降压型直流转直流(DC-DC)转换器252(例如降压开关控制器，单端初级电感转换器(SEPIC)或本领域已知的其它元器件)将电压进一步调节到为植入式医疗装置102供电所需的电压和电流电平(例如，约18V)。根据需要，在一些系统中，整流器电路和电压调节器的顺序可以颠倒。例如，DC-DC转换器可以采用用于转换交流电的电压电平的变压器来替换，然后转换的交流电可以由整流器电路转换成直流电。电压调节器电路158的输出被提供给植入式电源选择电路159的一个输入端。植入式电源选择电路159的第二输入端电耦合至植入式电池155。如图2所示，植入式电池155输出的直流电耦合至DC-DC升压或增压转换器254的输入端。升压转换器254将植入式电池155输出的电力的电压和电流电平调节到为植入式医疗装置102供电所需的水平。例如，升压转换器254可以将植入式电池155输出的电力的电压从大约12V升高到大约18V。植入式电源选择电路159包括输出端，其电耦合至植入式医疗装置102。
植入式电源选择电路159被配置为在植入式电池155和植入式线圈140之间进行切换，以便向植入式医疗装置102提供电力。以类似于外部电路120的切换调节的方式，这样的内部切换可以基于提供给植入式控制电路152的输入来确定。植入式控制电路152的输入还可以指示在植入式线圈140处接收的电压的量和植入式电子器件150的温度。例如，如果植入式控制电路152确定在植入式线圈140处没有接收到足够的能量，或者一个或多个内部元器件的温度太高而不能安全操作，则植入式控制电路152可以指示植入式电源选择电路159从植入式电池155向植入式医疗装置102供电。
除了用于向植入式医疗装置供应电力的电路之外，植入式电子器件150还包括用于使用所产生的无线能量对植入式电池155进行充电的充电电路256。该充电电路可以设置为即使在无线能量被提供给植入式医疗装置102时也允许对植入式电池155进行充电。充电电路256可以包括由植入式控制电路152控制的一个或多个开关。
在一些示例中，可以对提供给植入式电池155的电力进行控制，以避免植入式电池的持续放电和充电(通常称为“微断开”)，这种持续放电和充电会影响向VAD系统供电的TET的电池寿命，例如归因于来自植入式医疗装置102的电力需求的波动。例如，共同拥有的美国专利No.8608635描述了一种TET系统，其基于植入式VAD的电力需求动态地调节发射线圈所发射的能量，其公开内容通过引用并入本文。
图3示意性地示出了用于实现TET系统100的电子元器件之间的通信的通信电路。虚线312、314和316中的每一个分别表示两个元器件之间的无线通信信道。实线322、324和326中的每一个分别表示有线通信信道。
从外部电子器件120开始，该外部电子器件通信地耦合至外部线圈130(经由信道322)、外部电池125(经由信道324)、临床监视器160(经由信道312)和植入式电子器件150(经由信道314)中的每一个。外部电子器件120可以布线至与其共享壳体的那些元器件(例如本示例中的外部电池125，与其一起容纳在模块110中)，并且无线地耦合至单独封装的元器件(例如本示例中的单独封装的临床监视器160)。外部电子器件120和任何植入式元器件(例如植入式电子器件150)之间的通信是无线的。
在图3的示例中，与外部电子器件相联的传感器115被配置为用于测量所连接的电源(包括墙壁电源112和外部电池电源125)的电源电压和电源电流中的每一个。附加传感器被配置为测量提供给外部电源选择电路(图1和图2中的126)的电流的量以及外部线圈130和相关联电子器件的温度。除了这些感测值之外，外部电子器件120可以从植入式电子装置150接收指示与TET系统100相关联的其他值的信息信号，诸如植入式线圈140的负载处的电压和电流，植入式整流器电路156的电压等。
除了收集来自通信耦合的元器件和传感器115/165的数据，外部电子器件120还可以与TET系统100的其他元器件(例如与临床监视器160和植入式电子器件150)共享收集的数据。例如，外部电子器件120可以将所有接收到和测量到的值传送到临床监视器160，用于进一步监视、记录、处理和/或分析。与临床监视器的通信可以是间歇性的。
植入式电子器件150负责收集测量到TET系统100的植入式元器件的传感器数值和数据。例如，植入式电子器件150可以接收关于植入式线圈140的负载处的电压和电流的信息。如上所述，该数据可以被中继到外部电子器件150和/或临床监视器160，以进一步协调控制和优化系统100的发射器(外部)侧和接收器(植入)侧之间的效率。
外部电子器件120、植入式电子器件150和临床监视器160可以全部通过具有射频发射器和/或接收器的射频遥测模块进行通信，例如共同拥有的美国专利No.8608635中描述的那些模块。例如，外部电子器件可以使用医疗蓝牙通信信道与临床监视器(经由信道312)通信。植入式电子器件可以使用医疗植入通信服务(MICS)与外部电子器件(经由信道314)和临床监视器(经由信道316)通信。
外部模块110的一种结构如图4和图5A-5C中示出的模块。图4示出了外部模块110的分解图。外部模块110包含外部电子器件120和完全设置在承载系统或壳体405内的初级线圈(外部线圈130)中的每一个。外部模块的效率通过将电力电子器件和初级线圈集成在共同壳体内而得以提高。在具有独立封装的初级线圈和驱动电子器件的TET系统中，线圈与驱动电子器件之间的距离(通常为1米)可导致电缆损耗和系统的整体弱化。驱动电子器件和初级线圈的共同定位消除了这种电缆损耗，并且实现了高品质因数和更高的效率。
在图4的示例中，壳体405由耐用的非导电材料例(如塑料)制成。壳体包括背离患者104的“面向外”的盖407和当模块110在使用时面向患者104的“面向内”的基部406中的每一个。盖407和基部406可以通过任何合适的紧固方式彼此紧固，例如压装、旋转焊接、超声波焊接、粘合剂等。在图4所示的例子中，模块110是圆形的，然而模块还可以采取不同的形状，例如正方形、长方形、长椭圆形等。隔热层409集成到壳体405的基部406中，或作为附加层添加在壳体405的面向内侧的表面上，以在初级线圈与患者皮肤之间提供附加的热障。隔热层可以由聚合物材料(例如硅树脂)制成，并且可以为患者的皮肤毛孔提供可透气的表面。
外部电子器件120布置在设置在模块的“面向外”的一端附近(例如，在盖407内)并且横向于或垂直于模块110的主轴线A延伸的印刷电路板(PCB)420。主轴线A沿向外的方向延伸，即从基部406的中心延伸到盖407的中心。初级线圈430设置在模块的“面向内”的另一端附近(例如，在基部406内)。这种布置确保模块的电子器件不干扰TET系统100的外部线圈130和植入式线圈140之间的电感耦合。
PCB板420可以被成形为适配于模块110的壳体405。在圆形模块110的示例中，PCB板420可以是圆形或环形的形状。图5A描绘了具有缺口的环形PCB板420的俯视图，所述缺口位于PCB板420的中心且位于主轴线A上，该缺口具有约20mm至约35mm之间的直径。在缺口的周围布置有电子电路元器件，可以包括一个或多个电容器135和耦合至外部线圈130以形成谐振电路的其他元器件。位于PCB板420中心的缺口允许或至少简化了电子电路元器件与初级线圈130的连接，然而该缺口可以例如从圆形PCB板当中省略，这时初级线圈130可以经由不同的路径进行连接。此外，如下面更详细地描述，PCB板420包括连接点436和438，以便于将初级线圈130连接到其他电子电路元器件。
模块110的壳体405可以足够宽以容纳直径为70mm或更大的初级线圈130。例如，图4的壳体具有约90mm或更大的外径。同样，PCB板420可以足够宽以安装在壳体405内部，而不必将电容器物理地堆叠在设置于PCB板上的其它元器件的上方或下方。如图5A所示，电容器135可以设置PCB上的其他电路的旁边。进而，图4所示的壳体相对于类似设计的较小直径壳体可以制造得更薄(即，沿着主轴线)。在图4的示例中，壳体405可以具有约10mm至20mm之间(例如，15mm)的厚度(在主轴线A处)。
初级线圈430是由以围绕主轴线A的平面螺旋图案缠绕的单根连续导线(例如，利兹线)构成的基本上呈平面的线圈。如本公开中所使用的，术语“螺旋”应当理解为既包括从主轴线处开始并围绕该轴线缠绕的曲线，也包括从径向偏离该轴线的位置处开始并围绕该轴线缠绕的曲线，从而在线圈的中心留下间隙或开口。线圈130可以缠绕5至15匝之间的匝数。基于给定的数值范围，并且基于用于计算空心电感器的公式L＝(d^2*n^2)/(18*d+40*l)(其中d是线圈直径，l是线圈长度，n是线圈中的匝数)，线圈130可以具有在15μH和25μH之间任何数值的电感。
图5C示出了初级线圈430的俯视图。初级线圈的导线具有内端432和外端434。在如图5C所示的例子中，导线端部432和434中的每个基本上设置在从主轴线A径向延伸的共同径向轴线B上。如图4所示，导线端部432和434中的每个可以向上且远离线圈430的平面并朝向PCB板420卷曲。每个导线端部可以焊接或以其它方式连接到PCB板420上的相应连接点436和438。
为了将PCB板420的电子器件与初级线圈130产生的磁场屏蔽，模块110包括设置在PCB板420和初级线圈130之间的屏蔽件450。屏蔽件450包括环形盘453，其以主轴线A为中心并且横向于主轴线A延伸，一对同心环457和458限定具有围绕主轴线A的旋转表面的壁，所述壁分别从环形盘453的内边缘和外边缘沿向外的方向平行于主轴线A延伸。
环457和458可以沿着主轴线A延伸等于或大于PCB板420的电子器件高度的长度，使得电子器件(包括电容器)完全设置在由屏蔽件450所形成的半环形腔体内。
盘453和环457、458都由铁磁性或亚铁磁性材料(例如，铁氧体)构成，所述铁磁性或亚铁磁性材料具有小于约0.3×10^6σ的电导率和在约2000和约12000之间的相对磁导率。盘453可以是具有约1mm至约2mm之间厚度(在主轴线A方向上)的刚性板，并且环457/458可以由柔性箔制成，每个具有约0.5mm至约1mm之间的厚度(在径向轴线B方向上)。其它示例模块(例如，具有无间隙的圆形PCB板的模块)可以包括在中心没有孔的圆形屏蔽件和从盘的外边缘延伸的单个环。在这样的示例中，PCB板420电子器件(包括电容器)可以完全设置在由屏蔽件450形成的规则形状的腔内。另外的示例可以包括由单片铁磁性或亚铁磁性材料制成的屏蔽件，并且取决于模块110是包括圆形还是环形PCB板而分别模制形成规则形状或半环形形状。
屏蔽件450沿着主轴线A设置在PCB板420和外部线圈430之间。屏蔽件450的盘453将初级线圈所发射的磁场重新定向或聚焦到植入在患者体内的次级线圈140。这种聚焦增加了TET系统100的耦合系数，并且进一步保护PCB板420的电子器件免于不期望的电感耦合。内环457和外环458提供进一步的保护，有效地引导磁场环绕(而不是穿过)环形PCB板420。
盘453可以由多个段或部分组成。图5B示出了具有四个节段502-508的盘453的俯视图，然而其他盘可以具有不同数量的节段(例如，2-8段)。每个节段具有约20mm至约35mm之间的半径。间隙512-518存在于相互邻近的节段的边缘之间。间隙512-518可以通过在装配期间通过切割盘而形成，并且可以从盘453的中心处的主轴线A大致径向地延伸。间隙范围从0mm到0.5mm。在图5B的示例中，每个节段为约1.5mm厚(即，沿着主轴线A)。以上述方式对盘453进行分段据认为可提高TET系统的效率。在盘453的中心具有内孔525。在图5B的示例中，内孔525是正方形的，因为这种形状据认为可实现用于耦合初级线圈130和次级线圈140的最佳散射场特性。内部孔525的尺寸可以在从20mm到35mm的范围内，在一些示例中可以成形为不同的形状(例如圆形、矩形、三角形等)。
环457和458中的每一个可以包括小狭缝(未示出)，以允许初级线圈导线穿过环，以便将初级线圈430的导线端432和434连接到PCB板420的相应的连接点436和438。在初级线圈130的内周边处的内导线端432可以穿过内环457的狭缝到达内连接点436，并且在初级线圈130的外周边处的外导线端434可以穿过外环458的狭缝到达外连接点438。狭缝可以彼此径向对齐，使得导线端在PCB板420的基本相同的区域处连接到PCB板420。在替代示例中，环457和458可以不包括狭缝，并且每个导线端432和434可以在相应的环上方和周围卷曲，以便连接到PCB板420的连接点436和438。
图4中还示出了设置在盘453和PCB板420之间的间隔件440。间隔件440在PCB板420和盘453之间提供足够的距离，以防止由于盘453的导电性而可能产生的短路。间隔件优选地采用诸如塑料这样的不导电的非磁性材料制成，并且可以具有在约1毫米至约10毫米之间的厚度(例如，约6毫米厚)。图4的示例性模块描绘了四个间隔件，每个间隔件设置在盘453的相应节段502-508上。其它实例可包括更多或更少的间隔件(例如，2个间隔件，8个间隔件等)。
又如图4所示，在盖407的面向外的一侧具有包含多个发光二极管(LED)481-486的视觉指示器480。如下所述，LED 481-486被配置为指示外部初级线圈130相对于植入式次级线圈140的位置，并且进一步指示植入式线圈140须要移动的方向和/或距离，以便更好地与植入式线圈140对齐。图4的示例性模块描绘了一排六个的LED，但是其他示例可以是本领域已知的其他显示技术，也可以包括更多或更少的灯(例如，5个LED，8个LED等)，并且灯可以布置成其他结构(例如，栅格、圆形等)。
现在转到TET系统100的植入式元器件，图6为植入患者140体内的元器件的示例性布置的示意图。如图6所示，植入式线圈140、植入式电池155、植入式医疗装置102和植入式电子器件150中的每一个被布置在单独的壳体中并且分散在患者的整个身体中，以适应患者的解剖构造。植入式线圈140、电池155和医疗装置102中的每一个经由单独的电力电缆电耦合至植入式电子器件150。
如上所述，次级线圈140可感应地耦合至初级线圈130。次级线圈140在患者体内可定位成使得患者易于将外部模块110安装在次级线圈140附近。例如，次级线圈140可以定位在患者皮肤的附近。此外，次级线圈140可以定位成靠近患者身体的相对平坦的部分，以使得外部模块110的安装更为容易。在图6的示例中，次级线圈140被定位成靠近患者胸部的前部，使得外部模块110能够容易地安装到患者胸部，并且使外部模块110紧密靠近次级线圈140。
图7示出了包含次级线圈140的植入式线圈模块700的分解图。如图7所示，次级线圈140设置在模块700的壳体705内，该壳体705具有装配在一起的盖710和基部720。可以采用本领域中已知的任何合适的方式来使盖710和基部720配合在一起，诸如上面针对外部模块110所描述的那些方式，并且可以与外部模块110的盖408和基部406的装配方式相同或不同。壳体705可以由具有适于避免使模块700或周围组织过热的耗散因数的生物相容性材料制成。优选地，在初级线圈130和次级线圈140之间的感应充电所产生的热量，不会使壳体增加大于约两度(℃)的温度。
保持一个或多个电容器745(例如，共同用作高压大容量电容器)的电路板740，屏蔽件730和次级线圈140中的每一个都完全设置在壳体705内，并横向于或垂直于模块700的次轴线C。次轴线C沿向内方向延伸，即从基部710的中心延伸到盖720的中心。次级线圈140优选地设置为靠近壳体705的基部720，其适于植入为更靠近患者的皮肤(因此更靠近外部模块110)，并且具有电容器745的电路板740优选地设置成靠近壳体705的盖710，该盖710距离患者皮肤较远。另外，壳体705的盖710和/或基部720可以包括一个或多个视觉上可感知的标记，以指示或区分壳体705的哪一侧是朝前侧(即，次级线圈140设置在该侧)以及哪一侧是朝后侧(即，与朝前侧相对)。该标记能够辅助该次级线圈模块800以正确的方位植入，以使外部线圈130和次级线圈140之间的耦合系数最大化。
电容器745环绕电路板740均匀分布，以便将热损失分布在更大更一致的区域上。图8A和8B示出了电路板和电容器的替代布置。如图8A所示，电容器745位于环形电路板740的外周边810，该环形电路板740的中心具有开口820。每个电容器通过引脚(例如，812、814)电连接至环。如图8B所示，电容器745以圆形图案设置在实心(中心没有开口)电路板740上。由于电容器的均匀分布，这两种布置都使得热损失能够均匀分布。
屏蔽件730设置在板740和次级线圈140之间。与外部模块110的屏蔽件450一样，屏蔽件730有益于对板740进行屏蔽以免电感耦合，同时能够改善初级线圈130处产生的磁场的聚焦，从而增加初级线圈130和次级线圈140之间的耦合系数。
在图7的示例中，植入式线圈140是基本上平面的线圈，包括围绕次轴线C以螺旋图案缠绕的单根连续导线(例如，利兹线)。线圈140可以缠绕成5至15圈之间的任何圈数，且其直径可以基本上等于初级线圈130的直径，例如大约80mm或更大。导线可以通过内部线端部742和外部线端部744中的每一个电耦合至电容器745。为了将线端部742和744连接到电容器745，线端部可以远离线圈740的平面(其横向于次轴线C)向上并且大致沿轴向地朝向板740而卷曲。线端部742、744与电容器745之间的电连接可以通过将每个线端焊接到保持电容器745的板740上的相应连接点746和748而实现。如图7所示，线端部742、744以及连接点746、748中的每一个可以基本上设置在从次轴线C径向延伸的公共轴线D上。
板740可以是具有直径在约30mm至约70mm之间(例如，17.5mm)的圆形内孔和约1mm的厚度(沿次轴线C的方向)的环形形状。如上所述，板740可以包括耦合至次级线圈140并具有大约100nF至150nF之间的电容的一个或多个电容器745。次级线圈140和电容器745一起形成谐振电路。谐振电路具有设置在壳体705内的一对负载端子(其可以是连接点846和848)。在一些示例中，该板可以视需要包括用于调节谐振电路的谐振频率的附加电路，例如通过电容器的选择性耦合，并且还可以视需要包括一个或多个温度传感器，用于监测植入式线圈模块700的温度。图7示出的板740在环中保持有9个电容器，但是其他的示例性的板(诸如具有相似形状和尺寸的板)可以安装更多(例如10个)或更少(例如2或3个)的电容器，且电容器可以按不同的方式排布(例如，以栅格的方式)。
另外在图7中还示出了构造在壳体705的盖710和基部720中的端口715。该端口适于供一根或多根电力电缆或电线(未示出)穿过，使得电缆或电线将设置在壳体705内的元器件电连接至植入式电子器件150。例如，具有导体的电缆可以穿过端口715，以便将设置在壳体705内的负载端子电连接至植入式电子器件150。优选地，电容器755包含在电缆的植入式线圈140侧(即，在植入式线圈模块700中)，以减小与植入式线圈140和负载端子的距离。这进而使电缆上的任何功率损耗减到最少。再如图6所示，植入式电子器件150电耦合至植入式线圈140，但是与植入式线圈140分开地容纳。植入式电子器件150可以分开在两个或更多个电路板上，例如电压整流器板和控制板。电压整流器板可包括上面结合图1和2描述的电压整流器电路156，其将在植入式线圈处产生的交流电整流为直流电。电压整流器板还可包括上述的电压调节器电路158，其将提供给植入式医疗装置102的电压调节到所需的水平，以及包括植入式电源选择电路159，用于在植入式电池155和植入式线圈140之间切换向植入式医疗装置102供电的电源。
控制板将包括负责驱动植入式医疗装置102的电路(例如MOSFET逆变器)以及负责指示植入式电源选择电路159的电源选择的控制电路152。控制电路152可以确定植入式线圈140的适当的运行参数(例如，谐振频率)，以及确定使用来自植入式线圈140的电能、或者来自植入式电池155的电能、抑或是两者的电能来对植入式医疗装置102进行供电。此外，控制板还可以收集和传送关于TET系统100的各种数据。例如，控制板可以被配置为接收、解释、存储和/或中继关于电源选择电路159的温度的信息。对于另外的示例，当植入式医疗装置102是可植入泵(例如图7的VAD)时，该控制板可以配置为处理从泵的传感器165传送的信息，例如由泵所呈现的反电动势，以及泵的定子处的电流。可以由包括在控制板上的存储器进行这种信息的存储，并且可以使用以上所讨论的RF遥测电路154将该信息传送到TET系统100的其它元器件，诸如外部电子器件120和临床监视器160。
在替代实施例中，电压整流器板和控制板可以单独容纳。在这样的示例中，从植入式线圈模块700的壳体705(上面结合图7所描述)延伸的电缆电连接至整流器壳体的输入端子，并且从那里连接到整流器电路156的输入端子。这样，整流器电路电耦合在植入式线圈140和植入式医疗装置102之间，使得只有流自电容器845的负载电流沿着电缆的导体传输到整流器电路156而到达植入式医疗装置102。在其他示例中，电压整流器板和控制板可以容纳在一起，其中电缆从植入式线圈140的壳体705延伸并电连接至共同壳体的输入端子。
植入式电池155可以是容纳在钛或医疗级塑料壳体内的锂离子电池。在为VAD供电的情况下，电池可以配置为存储约12伏特至16.8伏特之间的电荷。如上所述，植入式电池耦合至植入式医疗装置102，以便响应于植入式控制电路152的确定而对植入式医疗装置102供电。植入式电池155还可以通过植入式电路150的电压整流器板电耦合至植入式线圈140，以临时存储在植入式线圈140处产生的超出植入式医疗装置102所需的电能。该多余的电能可用于为植入式电池155充电，以便后续用于植入式医疗装置102的运行。
在图6的示例性布置的替代实施例中，植入式线圈可以设置在安装至植入式医疗装置的壳体中。
以上整体描述的TET系统可以包括在系统运行的几个方面进一步改进的附加特征。一个这样的特征是用于运行的正常、启动和安全模式例程的实现，以及用于确定以哪种模式运行的测试例程。测试例程提供TET系统100使用不同量的电流来驱动外部线圈130。在正常模式运行下，当TET系统100的外部元器件与植入式元器件以适当的方式通信时，驱动电路128施加功率电平交变电势(例如，最大电流量)以驱动外部线圈130。如上所述，在正常运行时，TET系统可以产生至少5瓦特、至少10瓦特、至少15瓦特或至少20瓦特的连续电力。该电力可以用于满足植入式医疗装置的运行、RF遥测的需要、主要和备用电子系统的要求、以及进一步用于为植入式电池进行充电的所有电力需求。然而，如果诸如无线能量传输线圈或RF遥测线圈这样的外部元器件中的一个或多个没有与一个或多个对应的植入式元器件适当地耦合，则可能会施加较少的电流来驱动外部线圈130。电流的减少量可以是基于未被适当耦合的特定元器件。
启动例程可以在启动模式和正常模式之间确定TET系统100的一种运行模式，并且可以由外部控制电路122控制。在启动例程中，TET系统100在开始时可以先运行启动模式，通过施加测试电平交变电势来驱动外部线圈130，以便测试外部线圈130和植入式线圈140之间的耦合度。测试电平交变电势产生足够的功率以感测植入式系统或线圈，但没有足够的功率来操作植入式装置。例如，测试电平交变电势可以产生约250mW或更小。外部控制电路122的传感器115可以包括耦合检测电路，其用于检测外部线圈130和植入式线圈140之间的电感耦合的程度。该检测可以至少部分地采用测量外部线圈130电流的电流监测器来执行。关于检测到的耦合的信息可以从耦合检测电路提供到外部控制电路122。然后，外部控制电路122可以基于所提供的耦合信息来确定是否继续运行该启动模式或转换到正常模式。
如果外部控制电路122处于正常模式并且没有接收到外部线圈130与植入式线圈140被适当地耦合的指示(或以其他方式确定)，则外部控制电路122可以指示驱动电路128停止施加驱动外部线圈130的功率电平交变电势，并且可以进一步转变到启动模式并将测试电平交变电势施加到外部线圈130。可以间歇地施加测试电平交变电势以确定外部线圈130与植入式线圈140是否适当地或充分地耦合。测试电平交变电势可以提供足够的电流以确定电感耦合的存在，而不会产生足够强的磁场而伤害患者(诸如使患者的皮肤或组织过热)，尽管外部线圈130与植入式线圈140之间缺乏电感耦合。另外，测试电平交变电势避免了不必要的功率消耗，同时仍然使外部控制电路122能够继续监视和评估线圈130和140之间的耦合。
在安全模式例程中，可以基于外部电子装置124和植入式电子装置154的RF遥测电路是否恰当地彼此通信来确定所传输的无线电力的水平。例如，如果外部控制电路122确定外部RF遥测电路124的接收器没有从植入式RF遥测电路154的发射器接收RF遥测信号，则外部控制电路122可以指示驱动电路128向外部线圈130施加相对低的功率电平交变电势。换句话说，与正常运行模式相比，驱动电路128将在安全模式下向外部线圈130施加更少的电流(更短的脉冲宽度)。低功率电平交变电势将足够强，以驱动外部线圈130产生足够的电力以运行植入式医疗装置102。例如对于VAD，VAD的功率需求可以由患者的血流量需求进行确定(其进而可以由临床工作人员进行编程)。这种功率需求可以在约2瓦特到约5瓦特的范围内。
外部控制电路可以配置为实现启动和安全模式例程。在这种情况下，驱动电路128仅在耦合检测电路确定线圈被适当地耦合，并且外部控制电路确定外部RF遥测电路124不从植入式电子器件接收RF遥测信号时，才将低功率电平交变电势施加到外部线圈130。
TET系统的另一个特征是用于帮助用户适当校准外部线圈和植入式线圈的校准规程，以便使它们之间能量传输的效率最大化。
外部控制电路122可以基于从传感器115接收的信息来确定外部线圈130和植入式线圈140之间的当前耦合度。可以以输入信号的形式接收信息。一个这样的信号可以由耦合至外部线圈130的电压或电流监视器提供，并且可以指示外部线圈130处的电压和/或电流量。另一个这样的信号可以由外部RF遥测电路提供，并且可以表示线圈之间的电力传输(例如，耦合系数或电流效率)。遥测信号可以从植入式RF遥测电路154接收，其本身耦合至植入式传感器165，该植入式传感器165测量植入式线圈140中的电流。
外部控制电路122向患者发出关于外部线圈130和植入式线圈140之间的耦合度的警报。
这种警报可以通过视觉的方式传达，诸如通过激活人类可感知的信号，诸如利用视觉或听觉指示器。在视觉指示器的示例中，指示器可以包括多个灯或LED(例如，在图4所示外部模块420的面向外的盖407上的LED 481-486)。例如，被激活的灯的数量可以指示耦合的程度。可以对任何给定耦合度的激活的灯的数量进行预配置，例如使得耦合度越大，被激活的灯越多(或者作为一种选择，越少)。
以上的公开内容总体地描述了用于具有植入式VAD的用户的TET系统。然而，本公开同样能够适用于具有无线功率传输的经皮阶段的任何系统。同样地，本公开同样适用于驱动植入任何人类或其他动物体内的任何电力消耗装置(例如，助听器、起搏器、人造心脏等)。
虽然本发明已经通过参考特定实施例进行描述，但是应当理解，这些实施例仅仅是本发明的原理和应用的说明。因此，应当理解，可以对说明性实施例进行多种修改，并且可以在不脱离由所附权利要求限定的本发明的精神实质和范围的情况下设计出其他布置。

Claims (6)

1.经皮能量传输系统，包括：
（a）内部元器件，包括内部遥测发射器、电力消耗装置和电连接至所述电力消耗装置的内部线圈，所述内部元器件适于安装在动物的身体内;
（b）适于安装在所述身体外部的外部线圈和外部遥测接收器;
（c）电流监视器，其用于测量所述外部线圈中的电流，并且基于所测量的电流而提供所述外部线圈是否电磁耦合至所述内部线圈的指示;和
（d）驱动电路，用于：
响应于来自耦合检测电路的所述外部线圈已电磁耦合至所述内部线圈的指示，向所述外部线圈施加功率电平交变电势；以及
当不施加所述功率电平交变电势时，将小于操作所述电力消耗装置所需电势和小于所述功率电平交变电势的初始测试电平交变电势施加到所述外部线圈，所施加的交变电势的量根据所述内部线圈和所述内部遥测发射器是否与所述外部线圈和所述外部遥测接收器通信而变化。
2.根据权利要求1所述的系统，其中所述驱动电路用于响应于来自所述耦合检测电路的所述外部线圈没有电磁耦合至所述内部线圈的指示，而停止对所述外部线圈施加所述功率电平交变电势。
3.经皮能量传输系统，包括：
（a）适于安装在动物的身体内的内部元器件，所述内部元器件包括：
内部线圈;
内部装置，其电连接至所述内部线圈，用于从所述内部线圈接收电力;和
遥测发射器，其用于发送表示与所述内部元器件的运行相关的一个或多个参数的遥测信号;和
（b）适于安装在所述身体外部的外部元器件，所述外部元器件包括：
外部线圈;
遥测接收器，其适于从所述遥测发射器接收所述遥测信号;
电流监视器，其用于测量所述外部线圈中的电流，并且基于所测量的电流而提供所述外部线圈是否电磁耦合至所述内部线圈的指示;和
驱动电路，其当所述遥测接收器接收所述遥测信号时，在正常模式下运行，而当所述遥测接收器没有接收所述遥测信号时，在安全模式下运行，所述驱动电路在所述正常模式和安全模式下运行，向所述外部线圈施加电力，使得施加到所述外部线圈的电力将耦合至所述内部线圈，所述电力足以运行所述内部装置，所述驱动电路用于在以正常模式运行时至少部分地响应于所述遥测信号而控制施加到所述外部线圈的电力，并且在所述正常模式下比在所述安全模式下向所述外部线圈施加更多的电力;
其中所述外部线圈、电流监视器和驱动电路设置在共同壳体内。
4.根据权利要求3所述的系统，其中所述驱动电路用于在正常模式下向所述外部线圈施加足以为所述内部装置和所述遥测发射器供电的电力量。
5.根据权利要求3所述的系统，还包括耦合检测电路，其用于提供所述外部线圈是否电磁耦合至所述内部线圈的指示，其中所述驱动电路被配置为仅当所述遥测接收器不接收遥测信号并且所述耦合检测电路指示所述外部线圈电感耦合至所述内部线圈时才运行在所述安全模式下。
6.根据权利要求3所述的系统，其中所述驱动电路用于驱动所述外部线圈，以便向所述内部装置提供至少约20瓦特的功率。
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