CN106464029B - 经皮能量传输系统的改进 - Google Patents

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.61/979,821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（例如，从线圈绕制图案向周围发散的球形图案）。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。

因此，需要一种TET系统，其为患者提供改善的效率、改善的安全性和改善的舒适性和/或方便性中的一个或多个。

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; 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，其可包括耦合的有效程度或精确度; 以及驱动电路，用于响应于来自所述耦合检测电路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。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。在一些示例中，耦合检测电路可以包括电流监视器，其用于测量外部线圈中的电流，并且可用于至少部分地基于由电流监视器测量的电流来提供指示。在另外的示例中，耦合检测电路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用于经皮能量传输系统的驱动器，包括初级线圈；用于向初级线圈提供电流的驱动电路；用于测量电流和/或温度的一个或多个传感器；以及控制电路，其将测量的电流或温度与相应的阈值温度或电流值进行比较，并且如果测量的电流或温度等于或超过相应的阈值，则停止驱动电路的运行，直到满足预定条件。在一些示例中，如果测量的温度超过相应的阈值温度值，则控制电路停止驱动电路的运行，直到所测量的温度等于或小于预定的第二阈值温度值。在一些示例中，如果测量的电流超过相应的阈值电流值，则控制电路停止驱动电路的运行，直到经过预定的时间量。

该驱动器可以包括在经皮能量传输系统中，所述经皮能量传输系统还包括受该驱动器驱动的元器件。所述受驱动元器件可以包括次级线圈；电连接至次级线圈的植入式电力消耗装置；以及电耦合至电力消耗装置和次级线圈的植入式电源，并且配置为存储足以运行电力消耗装置的电量。如果测量的电流或温度等于或超过相应的阈值，则控制电路还可以指示植入式电源向植入式医疗装置供电。

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；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。

该驱动电路可以在正常模式和安全模式中运行以向外部线圈施加电力，使得施加到外部线圈的电力将耦合至内部线圈。当在正常模式下运行时，电路用于至少部分地响应于遥测信号来控制施加到外部线圈的电力。驱动电路可以进一步运行以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。驱动电路可以进一步或可选地运行以施加足以在正常模式下运行内部装置和遥测发射器的电量。驱动电路甚至还可以进一步运行以在正常模式下施加足以为内部装置和遥测发射器供电并对一个或多个植入式电池充电的电量。

在一些示例中，经皮能量传输系统还可以包括耦合检测电路，其用于提供外部线圈是否电磁耦合至内部线圈的指示。在这样的示例中，驱动电路可以被配置为仅当遥测接收器不接收遥测信号并且耦合检测电路指示外部线圈电磁耦合至内部线圈时才在安全模式下运行。在另外的示例中，外部组件还可以包括耦合检测电路，其用于提供外部线圈是否电磁耦合至内部线圈的指示，并且驱动电路可以被配置为仅当遥测信号没有被接收并且该指示器指示外部线圈与内部线圈电磁耦合时才在安全模式下运行。

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。改驱动器可以包括具有主轴线和围绕主轴线以螺旋形延伸的初级导体的初级线圈，初级导体具有内端和外端，初级导体的内端和外端基本上设置在主轴的共同径向线。驱动器还可以包括电连接至初级线圈的内端和外端的驱动电路，驱动电路用于驱动初级线圈。在一些示例中，驱动电路可以从初级导体大体上轴向地设置，并且初级导体的内端和外端可以大致轴向地从初级导体向驱动电路延伸。此外，驱动电路还可以包括印刷电路板电路，其包括设置在印刷电路板电路上并与初级线圈连接以形成谐振电路的一个或多个电容器。

还可以提供包括上述驱动器的无线能量传输模块。驱动器的初级线圈和驱动器电路可以设置在无线能量传输模块的共同壳体内。无线能量传输模块还可以包括与初级线圈大致轴向设置的热隔离层。热隔离层可以在初级线圈和安装无线能量传输模块的动物的皮肤之间提供热障。

在一些示例中，共同壳体可以包括适于安装在动物体外的第一表面，与第一表面相对的第二弯曲表面，以及在第一表面和第二表面之间沿主轴线方向延伸的基本环形的侧壁。该侧壁可以在主轴线的方向上延伸约10mm。

在一些示例中，驱动器可以包括由横向于主轴线延伸的铁磁性或亚铁磁性材料（例如，铁氧体）构成的屏蔽件。该屏蔽件可以包括多个板状段，这些板状段彼此大致边缘对边缘地布置，在相邻的段的边缘之间具有间隙。至少一些间隙可以相对于主轴线基本上径向地延伸。

在一些示例中，驱动器可以包括由在靠近初级线圈处横向于主轴线延伸的可磁化电绝缘材料构成的主屏蔽，以及由可磁化的电绝缘材料构成的屏蔽壁，其围绕主轴线并且从主屏蔽的背离初级线圈的后表面突出。在这种示例中，屏蔽壁和主屏蔽协同地限定大致杯状的结构，其中驱动电路的至少一部分设置在屏蔽壁内。

在一些示例中，驱动电路可以包括主屏蔽，主屏蔽由在初级线圈附近横向于主轴线延伸的可磁化电绝缘材料构成，并且主屏蔽可以包括与主轴线对齐并延伸穿过主屏蔽的孔。视需要，该孔可以为正方形。

驱动器可以包括在无线能量传输系统中，该系统还包括受驱动器驱动的元器件。受驱动元器件可以包括具有次轴线和围绕次轴线以螺旋形延伸的次级导体的次级线圈，以及电连接至次级线圈的电力消耗装置。在一些示例中，次级导体可以具有基本布置在垂直于次轴线的共同径向线上的内端和外端。无线能量传输系统还可以包括具有生物相容性外表面的可植入式线圈壳体。壳体可以包含次级线圈，并且可以具有前侧和后侧，使得次级线圈的前侧面向线圈壳体的前侧。视需要，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上可感知的标记。

在一些示例中，包括驱动器的这种无线能量传输系统还可以包括具有次轴线和围绕次轴线以螺旋形延伸的次级导体的次级线圈，次级线圈具有前侧和沿次轴线面朝相反方向的后侧。该系统还可以进一步包括由可磁化的电绝缘材料构成的次级屏蔽，该次级屏蔽在次级线圈附近和次级线圈的后部横向于次轴线延伸。在一些示例中，次级屏蔽可以具有延伸穿过其自身并与次轴线对齐的圆孔。

本公开的另一方面提供了一种经皮能量传输系统，其包括：驱动器，其具有初级线圈和用于驱动初级线圈的驱动电路，初级线圈具有主轴线和和围绕主轴线以基本平坦螺旋形延伸的初级导体;可植入式次级线圈，其具有次轴线和围绕次轴线以基本平坦螺旋形延伸的次级导体;以及电连接至次级线圈的可植入能量消耗装置。初级线圈和次级线圈中的每一个可以具有至少70毫米的外径。驱动器可用于驱动初级线圈，以便向能量消耗装置提供至少约5瓦特的功率、至少约10瓦特的功率、至少约15瓦特的功率、至少约20瓦特的连续功率、至少25瓦特的连续功率，或至少30瓦特的连续功率。

本公开的另一方面还提供了一种用于无线能量传输系统的受驱动元件。受驱动元件可以包括次级线圈，与次级线圈电路连接以形成谐振电路的一个或多个电容器，连接至谐振电路的整流器电路，具有连接至整流器的输入端并具有输出端的DC-DC转换器，连接至DC-DC转换器的输出端的一个或多个电力消耗装置，以及被构造和布置成控制DC-DC转换器的特性的控制电路。例如，控制电路可以控制转换器，使得得当电力消耗装置的电力消耗增加时，DC转换器的输出端处的输出电压或电流之一保持基本上恒定（例如，当电力消耗装置的电力消耗增加时，DC转换器的输出电压增加；当电力消耗装置的电力消耗增加时，DC转换器的输入阻抗减小。

本公开的又一方面提供了一种可植入式血泵系统，包括：可植入式线圈壳体；谐振电路（包括次级线圈，耦合至次级线圈的一个或多个电容器，以及一对负载端子），其完全设置在线圈壳体内；与线圈壳体分离的可植入整流器壳体；内部控制器电路（包括设置在整流器壳体内的整流器和电连接至整流器的驱动电路）；在线圈壳体和整流器壳体之间延伸的第一电缆；以及电连接至驱动电路的泵。第一电缆可以包括电连接在谐振电路的负载端子和整流器之间的导体，从而只有负载电流从谐振电路沿着第一电缆的导体流到整流器。在一些示例中，驱动电路还可以设置在整流器壳体内。此外，在一些示例中，所述一个或多个电容器被布置成大体位于所述次级线圈轴向上的圆形图案或构造。视需要，可植入式血泵系统可以进一步包括与可植入式血泵分离的可植入式控制器壳体，以及内部控制器电路，其设置在可植入式控制器壳体内，并且经由第一电缆电连接至可植入式线圈，并且经由第二电缆电连接至血泵。

可植入式血泵系统可以包括在经皮能量传输系统中，用于向植入动物体内的可植入式血泵提供电力。这种经皮能量传输系统还可包括适于安装至动物体并与可植入式线圈壳体相对（例如，在皮肤外部并与可植入式线圈壳体对齐）的外部线圈。

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。该驱动器可以包括初级线圈，用于驱动初级线圈的驱动电路，用于确定初级线圈和次级线圈之间的耦合度的检测器电路，以及连接至检测器的信号输出元件，其设置为提供表示由检测器电路确定的耦合度的人类可感知信号。在一些示例中，检测器电路可以包括遥测接收器，其用于接收表示传输到次级线圈的电力传输的遥测信号。在一些示例中，检测器电路可另外地或替代地包括电流监视器，其用于测量初级线圈中的电流。在另外的示例中，检测器电路用于从加速度计接收指示初级线圈的移动方向的信号。检测器电路可至少部分地基于所监视的电流和初级线圈与次级线圈之间耦合度中的一个的变化，并且还基于从加速度计接收的信号来确定重新对齐方向。

本公开的又一方面提供了一种可植入式血泵，包括：基本上平坦的次级线圈，其具有朝向相反方向的前侧和后侧；包含次级线圈并具有前侧和后侧（次级线圈的前侧朝向线圈壳体的前侧）的可植入式线圈壳体；以及血泵，其电连接至次级线圈以用于从次级线圈接收电力。血泵包括至少一个平坦端。可植入式线圈壳体的后侧可适于安装到血泵的平坦端。

在一些示例中，可植入式血泵可以进一步包括由铁磁性或亚铁磁性材料构成的屏蔽件。在这种示例中，屏蔽件可以容纳在可植入式线圈壳体中，并且定位在可植入式线圈壳体的后侧与次级线圈之间。

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6A是根据本公开一个方面的如图1所示TET系统的外部模块的另一示例的分解图。

图6B是根据本公开一个方面的如图1所示TET系统的外部模块的又一示例的分解图。

图7A是根据本公开一个方面的如图1所示TET系统的的外部元器件的示意图。

图7B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8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9A和9B是根据本公开一个方面的包含在图8所示植入式线圈模块中的电路板的实施方式的俯视图。

图10是根据本公开一个方面的植入式线圈模块和心室辅助装置的立体图。

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通过电磁场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，使得能量通过电磁场从外部线圈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。这种控制可以由微控制器来执行，并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122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、警报、泵数据、患者健康数据等）。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、无流量或抽吸状况、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包括电耦合至相应电源（例如，外部电池125和建筑物电源112，两个外部电池等等）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20nF至200nF之间。外部线圈130产生电磁场，其以调谐的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未连接至建筑物电源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连接至建筑物电源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（例如降压开关转换器，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）。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。在其他实施例中，一些无线通信信道可以用导线（例如，信道312）替换，反之亦然。

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。这样的温度传感器可以例如位于控制电路122的微控制器内部和/或定位在外部模块的印刷电路板420上，下面将结合图4更详细地描述。可以设置附加的传感器，以监测外部模块110相对于植入式电子器件150的移动并测量这种移动的方向和大小。这样的传感器可以例如包括加速度计。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。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，以便为患者的皮肤毛孔提供可透气的表面，并在初级线圈与患者皮肤之间提供附加的热障。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。

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130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425的环形PCB板420的俯视图，所述缺口425位于PCB板420的中心且位于主轴线A上，该缺口425具有约20mm至约35mm之间的直径。在缺口425周围的PCB板420的表面上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425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425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连接至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，由图4的壳体包围的腔体具有大于70mm的直径。 在一些示例中，壳体内部的腔体的直径可以选择成使得在初级线圈的外周与壳体之间存在余量空间。 例如，腔体的直径可以为约80mm或更大。 总的来说，壳体的外径（即，包括壳体的厚度）可以是约75mm，约80mm、约85mm、约90mm或更大。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，约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130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至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包括第一环形盘453和第二环形盘455，每个环形盘都以主轴线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，所述壁分别从第二环形盘455的内边缘和外边缘沿向外的方向平行于主轴线A延伸。第二环形盘455与环457、458可以例如通过粘合而彼此附接，从而形成围绕PCB 420和内环457与外环458之间的空间的杯形屏蔽件。

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）完全设置在由杯形屏蔽件所形成的半环形腔体内。

盘453、455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0.3×10^6 σ的电导率和在约2000和约12000之间的相对磁导率。第一盘453可以是具有约0.3mm至约2mm之间厚度（在主轴线A方向上）的刚性板，并且第二盘455和环457/458可以由柔性箔制成，每个具有约0.5mm至约5mm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130之间。屏蔽件450的第一盘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。

第一盘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40mm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1mm厚（即，沿着主轴线A）。以上述方式对盘453进行分段可提高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的尺寸可以在从约20mm到约40mm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130的导线端432和434连接至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至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，以便连接至PCB板420的连接点436和438。

图4中还示出了设置在第一盘453和第二盘455之间的间隔件440。间隔件440在PCB板420和第一盘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），最好是在约1毫米至约5毫米之间的厚度（例如，约2毫米厚）。图4的示例性模块描绘了四个间隔件，每个间隔件设置在第一盘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，1个间隔件，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）。图6A示出了与图4和图5A-5C所示的模块110相比具有替代性配置的外部模块610的配置。正如图4，图6A示出了替代性外部模块610的分解图，其示出了PCB板620上的外部电子器件和完全设置在具有基部606和盖607的壳体605内部的初级线圈130。替代模块610的壳体605的材料可以与壳体405相同，但可具有不同的尺寸。具体地，盖607的侧壁被配置为与基部606的侧壁重叠，从而减小模块610的总厚度（即，沿主轴线A的方向）。盖607的侧壁还包括狭缝608，以防止内置在基部606的侧壁中的端口609与重叠于基部606侧壁的盖607的侧壁发生干涉。另外，盖607的顶部是圆形的，从而形成模块610的圆顶形状。盖可以是圆形的，使得模块610的厚度范围从模块中心处的约20mm到模块外周处的约10mm（即，在盖/基部的侧壁处）。

在替代模块610中，将初级线圈130和PCB板620分离的屏蔽件650包括具有不同高度（即，在轴线A的方向上）的内环657和外环658。外环658足够短以装配在壳体的圆顶形盖的下方，但是足够高以向PCB板130的电路提供足够的保护，以免受初级线圈620的磁场的影响。如图6A所示，内环高约7mm，外环高约4mm。

内环和外环中的每一个可以包括与初级线圈130的线端632和634径向对齐的狭缝662和664.。线端632和634可以配置为延伸穿过屏蔽件650的内环和外环中的相应的狭缝662和664，以便将初级线圈130连接至PCB板620的连接点（相对于在相应的环657和658上方和周围延伸的线端632/634，如图4所示的外部模块110）。狭缝662和664中的每一个可以具有大约与初级线圈的导线端部的厚度相等的宽度（例如，大约2mm），并且可以延伸至相应环的整个高度。

壳体605的内径可以近似等于或者略微大于初级线圈130的直径（例如，大约或者刚好大于70mm）。在这方面，基部606的侧壁也可以包括与外部线端634径向对齐的狭缝666。此外，屏蔽件650的第一盘653可以包括也与外部线端634径向对齐的凹口668。线端634的沿着主轴线A从初级线圈130延伸至PCB板620的部分可占据狭缝666和凹口668中的每一个的空间。

在图6A的示例中，模块610包括设置在第二盘655和PCB板620之间的单组间隔件640。如图6B所示，模块610也可以配置成包括设置在第一盘653和第二盘655之间的第二组间隔件642。第一组和第二组间隔件640/642都在PCB板620和第一盘653之间提供足够的距离，以防止由于盘653的导电性而可能产生的短路。

外部模块610还包括在盖607的表面上的视觉指示器680。作为LED的替代，外部模块610包括了能够向用户显示关于模块610或系统100的信息的圆形显示器。该显示器可以进一步能够帮助用户使外部模块610与植入式电子器件150对齐或重新对齐。例如，显示器可以指示外部模块610与植入式电子器件150之间的未对齐的程度以及未对齐的方向或重新对齐的方向。在其他示例中，外部模块可以包括圆形显示器以及LED。

现在转到TET系统100的植入式元器件，图7A示出了安装在患者体外的元器件的示例性布置的示意图，图7B示出了植入在患者140体内的元器件的示例性布置的示意图。

如图7A所示，外部模块110和初级线圈120中的每一个可以设置在单独的壳体中。外部模块110可以位于患者的臀部周围（例如，在患者衣服的口袋中，或安装到患者的皮带上），初级线圈120可以位于患者胸部并且由患者所穿的衣服固定在适当位置，例如图7A所示的吊带705。外部模块110和初级线圈120还通过电线彼此连接。图7A所示为临床监视器160，其可以佩戴在患者的手腕上。在其他示例中，临床监视器160可以位于其他地方，例如在外部模块中，或者在患者的智能手机中，或者不在患者身上。

在图7A的示例中，外部电池和外部电子器件设置在相同的外部模块壳体中。在其他示例中，外部电池可以设置在单独的壳体中（例如，单独安装到患者的外部），并且有线连接至外部模块110。

如图7B所示，植入式线圈140、植入式医疗装置102和植入式电子器件150中的每一个可以设置在单独的壳体中并分散在整个患者体内，以便适应患者的解剖结构。 例如，在图7B的示例中，植入式线圈140安装在患者的胸部中。然而，在其他示例中，植入式线圈140可以安装到患者的肋骨、背部或腹部。

植入式线圈140和植入式医疗装置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。 在图7B的示例中，植入式电池包括在植入式电子器件150的壳体中。然而，在其他示例中，植入式电池可以被单独地容纳，并且可以用附加的导线将植入式电子器件150连接至植入式电池。

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（或610）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，以使得外部模块的安装更为容易。在图7B的示例中，次级线圈140被定位成靠近患者胸部的前部，使得外部模块能够容易地安装到患者胸部，并且使外部模块紧密靠近次级线圈140。在植入式线圈140安装到患者的肋骨、背部或腹部的那些实例中，线圈140可类似地位于靠近患者皮肤的位置，使得外部模块可以紧邻地安装。值得注意的是，在任何上述示例中，当定位于用户的胸部、背部或腹部时，图6A和6B所示的外部模块的圆顶形壳体对于用户来说可能相对比较舒适。

图8示出了包含次级线圈140的植入式线圈模块800的分解图。次级线圈140可以使用生物相容性材料制成，并且还可以或者可选地包括一层或多层生物相容性涂层（例如，钛合金，硅树脂，胶原等）。

如图7B所示，次级线圈140设置在模块800的壳体805内，该壳体805具有装配在一起的盖810和基部820。可以采用本领域中已知的任何合适的方式来使盖810和基部820配合在一起，诸如上面针对外部模块110/610所描述的那些方式，并且可以与外部模块110/610的盖407/607和基部406/606的装配方式相同或不同。壳体805可以由具有适于避免使模块800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845（例如，共同用作高压大容量电容器）的电路板840，屏蔽件830和次级线圈140中的每一个都完全设置在壳体805内，并横向于或垂直于模块800的次轴线C。次轴线C沿向内方向延伸，即从基部810的中心延伸到盖820的中心。次级线圈140优选地设置为靠近壳体805的基部820，其适于植入为更靠近患者的皮肤（因此更靠近外部模块110/610），并且具有电容器845的电路板840优选地设置成靠近壳体805的盖810，该盖810距离患者皮肤较远。另外，壳体805的盖810和/或基部820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805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845环绕电路板840均匀分布，以便将热损失分布在更大更一致的区域上。图9A和9B示出了电路板和电容器的替代布置。如图9A所示，电容器845位于环形电路板840的外周边810，该环形电路板840的中心具有开口920。每个电容器通过引脚（例如，912、914）电连接至环。如图9B所示，电容器845以圆形图案设置在实心（中心没有开口）电路板840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830设置在板840和次级线圈140之间。与外部模块110的屏蔽件450/650一样，屏蔽件830有益于对板840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8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70mm或更大。导线可以通过内部线端部842和外部线端部844中的每一个电耦合至电容器845。为了将线端部842和844连接至电容器845，线端部可以远离线圈840的平面（其横向于次轴线C）向上并且大致沿轴向地朝向板840而卷曲。线端部842、844与电容器845之间的电连接可以通过将每个线端焊接到保持电容器845的板840上的相应连接点846和848而实现。如图8所示，线端部842、844以及连接点846、848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840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840可以包括耦合至次级线圈140并具有大约50nF至150nF之间的电容的一个或多个电容器845。次级线圈140和电容器845一起形成谐振电路。谐振电路具有设置在壳体805内的一对负载端子（其可以是连接点946和948）。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800的温度。图8示出的板840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8中还示出了构造在壳体805的盖810和基部820中的端口815。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805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815，以便将设置在壳体805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800中），以改善共振，并减小与植入式线圈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7B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, 例如一个或多个MOSFET（例如包括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8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，例如反映泵的反电动势的电压，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800的壳体805（上面结合图8所描述）延伸的电缆电连接至整流器壳体的输入端子，并且从那里连接至整流器电路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945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805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7B的示例性布置的另一个替代实施例中，植入式线圈可以设置在安装至植入式医疗装置的壳体中。例如，图10示出了植入式医疗装置102（在该示例中是用于辅助患者的心脏功能的心室辅助装置或VAD）的立体图，该植入式医疗装置102具有安装到VAD 102的平坦端部1002的植入式线圈壳体和植入式电子器件1005。 VAD 102的平坦端部1002优选地定位成背离心脏并且朝向患者的胸部，使得植入式线圈定位成靠近患者的皮肤。此外，植入式线圈壳体和植入式电子器件1005优选地安装成使得设置在其中的植入式线圈140面向患者的胸部，使得线圈屏蔽件位于植入式线圈和VAD 102之间。这使得植入式线圈140被定位成靠近安装至患者胸部的外部模块110，使外部线圈和植入式线圈之间的耦合最大化，同时进一步将VAD的磁性元器件和导电表面与电磁TET场屏蔽。图9的替代性布置还有利于提供用于VAD的散热器。这种布置的另一个优点在于可以使得VAD和TET系统的植入明显地更简单，没有附加的装置腔（device pockets），在植入式线圈壳体、植入式电子器件和VAD之间没有布线。

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、临时关机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电磁场而伤害患者（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电力消耗，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。

在临时关机例程中，可以基于测量的电流或测量的温度之一而暂时停止无线电力的传输（例如，将功率信号的脉冲宽度减小到0）。在初级线圈130处感测到过大电流的情况下，临时关机例程可以防止外部模块被过电流损坏。在外部模块中感测到过热的情况下，临时关机例程可以防止外部模块的电路120过热。

在测量电流的情况下，外部控制电路122可以被编程为基于在初级线圈130处测量的电流量与阈值电流值（例如最大电流电平，如6A、10A、16A）之间的比较来临时停止在初级线圈处生成电流。在一些示例中，测量的电流可以与阈值电流值和阈值时间跨度（例如，250ms）的组合进行比较，使得测量的电流必须超过阈值时间跨度的阈值电流电平以触发临时关机。在其他示例中，可以保持每个心跳的测量电流的连续平均值（例如，在阈值时间跨度上的平均值）并将其与最大电流电平进行比较。如果达到或超过阈值电流值（以及在一些情况下，阈值时间跨度），则外部控制电路122可停止电力传输，直到满足另一条件，例如经过预设时间量（例如，5秒）。在当前时间量之后，控制电路可以重新启动外部模块，以便继续向植入式装置102提供电力。

在测量温度的情况下，外部控制电路122可以被编程为基于测量的温度和阈值温度值之间的比较暂时停止在初级线圈130处产生电流。测量的温度可以通过位于控制电路的微控制器内部的温度传感器或位于外部模块的印刷电路板420（或620）上的温度传感器来测量。如果达到或超过阈值温度值，则外部控制电路122可以停止电力传输，直到满足另一条件，例如测量的温度下降到阈值冷却水平。每个温度传感器可以与相应的阈值温度值和相应的阈值冷却水平相关联。例如，位于控制电路122的微控制器内部的温度传感器可以具有约50℃的阈值温度水平和约48℃的阈值冷却水平，而定位在PCB板420/620上的温度传感器可以具有约60ºC的阈值温度水平和约58ºC的阈值冷却水平。

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。确定外部电子装置124和植入式电子装置154没有正确地彼此通信，可以包括外部控制电路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。或者，确定外部电子装置124和植入式电子装置154没有正确地彼此通信可以包括外部控制电路122基于来自外部模块的加速度计的反馈来检测外部模块的位置变化。 基于这样的确定，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。

在一些示例系统中，外部控制电路可以能够确定植入式线圈和外部线圈是否耦合，以及耦合的程度，而不监视在外部线圈中流动的电流。 例如，外部控制电路可以从电压检测器接收指示外部线圈中的电压量的信息，并且可以基于检测到的电压来确定线圈之间的耦合。 或者，外部控制电路可以从植入式电子器件接收遥测信号，所述遥测信号用于指示电流、电压或者指示线圈之间耦合效率的其他测量参数。然后， 外部控制电路可以基于遥测信号来确定线圈之间的耦合（除非那些没有接收遥测信号的示例）。

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。另一信号可以由包括在外部电子器件中的加速度计提供，并且可以指示外部电子器件的移动方向。

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之间的耦合度以及为提高耦合度外部线圈130所需移动方向的警报。可以基于线圈之间的耦合变化（由感测的电压、感测的电流和/或遥测信号表示）以及在这种耦合变化期间电子器件的移动方向来确定外部线圈130应该移动的方向。例如，如果外部线圈移动到患者的左侧，作为其结果，外部线圈和植入式线圈之间的耦合度减小，则可以确定外部线圈应当移动到患者的右侧以恢复或增加耦合度。然后，外部控制电路122向患者警示当前的耦合度，并且外部线圈应当移动到患者的右侧。对于另外的示例，如果作为将外部线圈移动到患者左侧的结果，增加耦合度（但没有达到最大耦合度），则可以确定外部线圈应当进一步移动到患者的左侧以进一步增加耦合度。然后，外部控制电路122向患者警示当前的耦合度，并且外部线圈应当移动到患者的左侧。

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）。外部控制电路122还可以被编程以根据确定的重新对齐方向（即，外部线圈130应当被移动以便改善外部线圈和内部线圈之间对齐情况的方向）来激活某些灯。 例如，如果外部线圈130应当移动到患者的右侧，则最左侧（或者，最右侧）的灯可以被激活。

TET系统100的又一个特征是用于在调节所提供的功率的同时向植入式医疗装置102提供稳定量的电压或电流的一组例程。因为植入式医疗装置102的电力消耗和/或电流消耗随时间而增加或减少，所以经常需要调节植入式电子器件150的输出以适应植入式医疗装置102的电力消耗需求。如果从植入式线圈140提供电力，可以在降压转换器252进行这种调节。或者，如果从植入式电池155提供电力，则可以在升压转换器254进行这种调节。

因为植入式电子器件150配置为在特定电压（例如18伏特）下操作，最好在不影响转换器254/256的输出电压的情况下调整植入式电子器件的输出功率。在本公开的一个例程中，通过增加输入电压同时保持基本恒定的输出电压来满足植入式医疗装置102处的增加的功率需求。在这种例程下，转换器的输出电流相应地升高。相比之下，可以通过减小输入电压而使得输出电流相应地减小来满足降低的功率需求。

或者，可能需要以恒定电流运行植入式医疗装置102，同时调节所提供的功率以适应植入式医疗装置102的功率需求。这可以通过增加用于驱动外部线圈130的电压来实现（由此基于电磁感应在植入式线圈140处产生更大的功率量），同时还增加降压转换器252的输入端子的输入阻抗。降压转换器252处的阻抗的突然增加可以反映到将植入式电子器件150连接至植入式线圈140的电缆，从而使得电缆上的阻抗增加。即使当在植入式线圈140处产生的功率增加时，这种升高的阻抗仍沿着电缆保持稳定的电流，同时仍然允许从外部线圈130向植入式医疗装置120提供增加的功率。相比之下，可以通过减小输入阻抗来适应提供给植入式医疗装置102的功率的较小。

上述一套例程可以由植入式控制电路152控制。如前所述，控制电路能够经由来自传感器、监视器和其他电子器件的输入信号接收关于TET系统100的信息。在本示例中，控制电路可以基于从耦合至植入式医疗装置102输入端的电流监视器接收的输入信号来确定植入式医疗装置102当时的电力消耗。基于诸如转换器输出端处的电压、植入式医疗装置102处的输入电压和/或在植入式医疗装置102处测量的电流等这样的参数，植入式控制电路152可以确定降压转换器252所需设置的适当的输入阻抗或输入电压。植入式控制电路152然后可以相应地调整降压转换器252。

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，传感器、助听器、起搏器、人造心脏、刺激器，除颤器等）。

在相似的方面，上述公开总体描述了包括植入式线圈、植入式电子器件、植入式电池、植入式传感器和植入式装置当中每一个的TET系统。然而，本公开的许多方面可类似地应用于上述组件的任何子集组合（例如：植入式电子器件和植入式器件；植入式电子器件、植入式电池和植入式器件；植入式电子器件和植入式电池；植入式电子器件和植入式传感器等）。

在另一方面，上述公开总体描述了设计为从外部电源向植入式装置无线地提供电力的TET系统。然而，本公开的许多方面（例如，临时关机例程、安全模式例程、对齐协议、用于提供稳定量的电压或电流的例程等）类似地适用于有线TET系统，例如在共同拥有和共同审理中的序列号为14/151,720的美国申请，其公开内容通过引用整体并入本文。

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 (2)

1.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，包括电力消耗装置、电连接至所述电力消耗装置的内部线圈以及遥测发射器，所述遥测发射器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；

(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和遥测接收器，所述遥测接收器适于从所述遥测发射器接收所述遥测信号；

(c)控制电路，其配置为执行启动例程并具有耦合检测电路，该耦合检测电路包括电流监视器，所述电流监视器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，所述启动例程在启动模式和正常模式之间确定所述经皮能量传输系统的运行模式，在所述启动例程中，所述经皮能量传输系统首先运行所述启动模式，所述控制电路基于所述指示来确定是否继续运行所述启动模式或转换到所述正常模式；

(d)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；

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，其中当所述驱动电路不施加所述功率电平交变电势时，所述驱动电路用于间歇地施加所述测试电平交变电势；以及所述启动例程用于首先将所述测试电平交变电势施加到所述外部线圈，以测试所述外部线圈与所述内部线圈之间的耦合度；其中

所述耦合检测电路用于提供表示所述耦合度的信息，并且当所述耦合度超过阈值时，所述驱动电路用于施加所述功率电平交变电势。

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。

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