CN111699019A - 植入的医疗设备的再充电 - Google Patents
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- A61B2560/0219—Operational features of power management of power generation or supply of externally powered implanted units
Abstract
系统、设备和方法允许在设备被植入患者体内时对位于植入式医疗设备内或耦合至植入式医疗设备的电源进行感应式再充电。在一些示例中，再充电系统/设备包括第一电线圈和第二电线圈，第一电线圈和第二电线圈被配置成生成相反的磁场，该相反的磁场形成在位于线圈之间的再充电包络内的合成磁场。植入式医疗设备的第三线圈可以被定位在再充电包络内，使得合成磁场被施加在第三线圈上，从而导致在第三线圈中感应出电能量，感应出的电能量用于为耦合到第三线圈的植入式医疗设备的电源再充电，和/或为植入式医疗设备的操作供电。
Description
技术领域
本公开涉及对位于已被植入患者体内的医疗设备内的电源进行再充电的方法和系统。
背景技术
临床上植入或提出了各种植入式医疗设备用于治疗性地医治或监测患者的一种或多种生理状况和/或神经系统疾病。这种设备可被适配成监测或医治与心脏、肌肉、神经、脑部、胃、内分泌器官或其他器官有关的病症或功能及其相关功能。微型电子和感测设备的设计和制造的进步使得能够开发具有治疗以及诊断功能的植入式设备，包括心脏起搏器、心脏复律器、除颤器、生化传感器、植入式循环记录器、和压力传感器等。此类设备可能与将电极或传感器定位在所期望的位置的引线相关联，或者可以是无引线的，其中具有集成在设备壳体中的电极。这些设备可具有如下的能力：将数据无线发射到植入患者体内的另一设备、或将数据无线发射至位于患者体外的另一仪器、或这两者。
虽然一些设备的植入需要外科手术(例如，起搏器、除颤器等)，但是其他设备可以足够小，以便以相对非侵入性的方式(诸如，通过经皮递送导管、或经静脉地)被递送并放置在预期的植入位置处。作为说明性示例，已经提出了植入式微型传感器并且已将其用于血管中，以直接测量舒张压、收缩压和平均血压，以及患者的体温和心输出量。作为一个示例，具有慢性心血管病症的患者(尤其是患有慢性心力衰竭的患者)可受益于使用被适配成监测血压的植入式传感器。作为另一示例，已经提出了皮下植入式监测器并将其用于监测心率和心律，以及其他生理参数，诸如，患者姿势和活动水平。这种生理参数的直接体内测量可向临床医生提供重要信息以促进诊断和治疗决策。此外，已经提出、制造并且适配可在需要或无需外部引线的情况下被直接植入患者的心脏内的微型起搏器，以用于向患者提供起搏和其他电治疗两者。
发明内容
本公开描述了植入式医疗设备、系统以及相关联的技术、结构和组件，其被配置成提供对已被植入患者体内的医疗设备内的电源的再充电。包括要被再充电的这些电源的植入的医疗设备通常是已被相对深地植入患者体内(例如被内部地植入患者心脏内)的小型设备。这种设备的一个示例是
自含式(self-contained)起搏器，该起搏器被设计为内部植入，例如植入患者的心脏的腔室内，并且在各种示例中，不需要被耦合到设备的外部引线来向心脏提供起搏和电刺激治疗。
由于需要将这些设备微型化以便可以将它们植入所期望的位置(诸如，心脏内)，或需要最小化一旦植入该设备而由该设备创建的例如对血液流动的任何阻碍，因此此类设备通常设置有单向或平面接收天线，以节省设备内的空间并且降低电池使用量。这些天线通常用于去往或来自该设备的遥测和通信。
天线用于设备的感应再充电的应用面临与将天线用于遥测和通信功能时所面临的约束相同的约束，例如大小和方向性约束。另外，因为在设备的植入之后植入式医疗设备(因此与植入式医疗设备一起的天线)的确切取向可能是未知的，和/或植入式医疗设备可能不容易被重新定位以允许优化操作(例如，在遥测的情况下的通信效率和在感应耦合再充电的情况下的再充电功率传递效率)，因此增加了确定用于对被包括在植入的设备内的一个或多个电源进行再充电的设备的正确或至少最有效的取向的挑战。由本公开中描述的系统、设备和方法解决这些因素(例如，具有为感应耦合再充电提供良好的耦合的有限的接收天线取向的深植入设备的组合)。
另外地，并且重要的是，该设备、系统和方法可以包括单对线圈，该单对线圈可以物理上被布置为亥姆霍兹线圈，但被配置成在线圈之间生成相反(opposing)的电磁场，使得植入的设备的天线围绕在该对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被消除作为确定感应耦合功率的效率的因素。另外，控制由再充电线圈中的每一个生成的磁场的相对强度可以被操纵，以使被施加在植入的设备的天线上的合成磁场的方向转向(steer)，从而进一步增大合成磁场与植入的设备的天线之间的耦合效率。当对植入患者体内的医疗设备的电源进行再充电时，本文所描述设备、系统和技术的使用可以减少对更复杂的对齐程序的需要，和/或消除对同时使用多组充电线圈的需要。为在植入的设备的单向或平面型天线中感应出电能的再充电系统的单对再充电线圈之间的感应耦合提供高水平效率的能力，在本文所公开的设备、系统和方法的性能方面可能是重要的优势。
本公开中描述的示例可以涉及一种用于对位于植入患者体内的植入式医疗设备中的电源进行再充电的方法，该方法包括：通过再充电电路系统对第一电线圈通电以生成具有第一磁场方向的第一磁场；以及通过再充电电路系统对第二电线圈通电以生成具有第二磁场方向的第二磁场，该第二磁场方向相对于在第一电线圈与第二电线圈之间延伸的纵轴与第一磁场方向相反，其中，当第一电线圈和第二电线圈被通电时，第一磁场和第二磁场之间的相互作用在位于第一电线圈与第二电线圈之间的区域中的再充电包络(envelope)内生成合成磁场。该方法进一步包括：当植入式医疗设备内的第三线圈位于再充电包络内并且第一电线圈和第二电线圈被通电时，通过将合成磁场施加到该第三线圈上，由该合成磁场在该第三线圈中感应出电流，其中在再充电包络中生成的合成磁场包括合成磁场方向，该合成磁场方向使第三线圈围绕在第一电线圈与第二电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为(render)相对于由合成磁场在第三线圈中感应出的电流水平的耦合效率不相关。该方法还包括：通过在第三线圈中感应出的电流来对植入式医疗设备中的电源进行充电。
本公开中描述的示例可以涉及一种用于对位于植入患者体内的植入式医疗设备中的电源进行再充电的再充电电路系统，该再充电系统包括：再充电电路系统，该再充电电路系统被配置成从一个或多个功率输出提供电功率；以及一对电线圈，该对电线圈被耦合到再充电电路系统，该对电线圈包括第一电线圈和第二电线圈，其具有在第一电线圈与第二电线圈之间延伸的纵轴，该对线圈被配置成通过来自一个或多个功率输出的电功率来被通电，并且被配置成当该对线圈被通电时生成相反的磁场，该相反的磁场包括在位于该对线圈之间的区域中的再充电包络内生成的合成磁场。当位于植入式医疗设备内的第三线圈位于再充电包络内并且第一电线圈和第二电线圈被通电时，合成磁场被配置成在该第三线圈中生成感应耦合电流，该感应耦合电流被配置成对植入式医疗设备的电源进行再充电，并且该合成磁场使第三线圈围绕在第一电线圈与第二电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为相对于由合成磁场在第三线圈中感应出的电流水平的耦合效率不相关。
本公开中描述的示例可以涉及一种用于对位于植入患者体内的植入式医疗设备中的电源进行再充电的再充电系统，该再充电系统包括耦合至再充电电路系统的一对电线圈，该对电线圈包括具有共同的纵轴并且沿该纵轴分开一分隔距离的第一电线圈和第二电线圈，其中，第一电线圈和第二电线圈中的每一个包括电导体的圆形绕组，该电导体的圆形绕组形成环绕纵轴的一部分的环形线圈(toroid)，该对电线圈被配置成被通电以生成相反的磁场，该相反的磁场包括当该对线圈被通电时在位于该对线圈之间的区域中的再充电包络内生成的合成磁场，并且其中，当位于植入式医疗设备内的第三线圈位于再充电包络内并且第一电线圈和第二电线圈被通电时，该合成磁场被配置成在该第三线圈中生成感应耦合电流，该感应耦合电流被配置成对植入式医疗设备的电源进行再充电，并且其中该合成磁场使第三线圈围绕在第一电线圈与第二电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为相对于由合成磁场在第三线圈中感应出的电流水平的耦合效率不相关。该系统还包括电耦合至该对线圈的再充电电路系统，该再充电电路系统包括：信号发生器，该信号发射器被配置为生成包括时变波形的电信号；第一功率放大器，该第一功率放大器耦合到信号发生器和第一电线圈，该第一功率放大器被配置成接收电信号并生成第一水平的电能量，以用于对第一电线圈通电；第二功率放大器，该第二功率放大器耦合到信号发生器和第二电线圈，该第二功率放大器被配置成接收电信号并生成第二水平的电能量，以用于对第二电线圈通电；以及位置控制电路系统，该位置控制电路系统被配置成当第三线圈位于该对线圈之间的区域中时，通过机械地耦合至该对线圈的一个或多个致动器设备来控制该对线圈相对于第三线圈的定位，该位置控制电路被配置成控制一个或多个机械致动器以至少定位该对线圈，以使得第三线圈位于再充电包络内。
本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概览。并不旨在提供对在下面的附图和描述内详细描述的装置和方法的排他的或穷尽的解释。在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。
附图说明
在下面的所附附图和说明书中阐述了本公开的一个或多个示例的细节。通过说明书和附图以及权利要求书，本公开的其他特征、目标、以及优点将变得显而易见。
图1是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者的示例医疗设备系统的概念图。
图2是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者的另一示例医疗设备系统的概念图。
图3是示出根据本公开中描述的各种示例的植入式医疗设备的示例配置的功概念图。
图4A和图4B示出了根据本公开中所描述的示例的压力感测设备的各种视图。
图5是根据本公开中描述的示例的心内起搏设备的示意图。
图6是示出根据本公开中描述的各种示例的植入式医疗设备的示例配置的功能框图。
图7是示出根据本公开中描述的各种示例的示例感应再充电系统的功能框图。
图8A示出了根据本公开中所描述的各种示例的成对的电线圈的示例布线(wiring)示意图。
图8B示出了根据本公开中描述的各种示例的包括示例的一对电线圈的再充电系统的一部分。
图8C示出了根据本公开中所描述的各种示例的可以在再充电系统中使用的电线圈的绕组(winding)技术的各种示例。
图9A是示出根据本公开中描述的各种示例的一对线圈和通过对该对线圈通电而生成的电磁场的概念图。
图9B是一组概念示意图，其示出了与贯穿本公开描述的位置角θ(theta)和取向角
有关的各个方面。
图10A-10B是示出根据本公开中描述的各个示例的一对线圈和通过对该对线圈通电而生成的再充电包络的附加概念图。
图11是示出根据本公开中描述的各种示例的一对线圈和放置在通过对该对线圈通电而生成的电磁场中的第三线圈的概念示意图。
图12是示出根据本公开中描述的各种示例的一对线圈和放置在通过对该对线圈通电而生成的电磁场中的第三线圈的另一概念示意图。
图13是示出根据本公开中描述的各种示例的用于对植入患者体内的一个或多个植入式医疗设备进行再充电的再充电系统的概念框图。
图14示出了根据本公开中所描述的各种示例的代表性波形的曲线图，该代表性波形可以由信号发生器生成并且被施加至再充电电路系统的再充电线圈。
图15是示出了根据本公开中描述的各种示例的方法400的流程图。
在附图中，当在相同附图或不同附图中使用时，使用相同的附图标记或具有字母扩展名的相同附图标记可以被用于表示相同或相应的设备或元件。此外，除非另有说明，否则不必将设备和/或其他对象(诸如患者、植入式医疗设备、或电气设备，诸如电线圈)相对于彼此和/或相对于被示出的项目的实际示例按比例示出。特别地，本公开提供的各种附图示出了由人形轮廓表示的“患者”，并且除非在附图中以其他方式特别地指出(例如通过尺寸指示器)，或者例如如在本公开的文本中以其他方式描述，否则不应认为该“患者”是相对于实际人类患者或相对于同一图中所示的其他对象按比例绘制的。
具体实施方式
小型、深度植入的医疗设备(诸如，
起搏器)经由透皮磁感应的快速再充电面临许多挑战。这些挑战包括在植入位置处以给定的频率提供足够的磁场强度，使得可以完成快速再充电而不超出患者的电场和磁场暴露安全极限，同时考虑到植入的设备的不受控制的取向，并且除了设备/天线取向之外同时考虑到设备的真实空间位置。在植入的医疗设备的各种示例中，原(不可再充电)电池具有有限的能量储存，该有限的能量储存基于其大小和能量密度(对于给定的能量使用率)限制其工作寿命。这限制了植入设备的有用持续时间。从概念上讲，可再充电电池提供对能量的半无限储存，其中电池的大小和充电能量密度确定再充电频率，而不是工作寿命(在可忽略的电池容量衰减的前提下)。半无限能量源的结果是有机会允许设备提供其他特征和功能，否则这些特征和功能在有限的能量源约束下可能会受到限制或不可用。这种半无限能量源的另一个结果是潜在地减少或消除对由于耗尽原(即，不可再充电)电池的容量而需要执行外科手术侵入性设备更换程序的需要。本公开中描述的设备、系统和技术解决了与在植入的医疗设备内为这些电源再充电相关联的许多挑战。
在本公开中描述的系统、设备和方法提供了对小型、深度植入的医疗设备(诸如，
无引线起搏器)中的电池或其他可再充电电源的快速再充电。在一些示例中，本公开的技术使用单对线圈，在一些示例中该单对线圈物理上被布置为亥姆霍兹线圈，但是其中该对线圈被配置成当线圈被通电时在位于该对线圈之间的体积中提供相反的磁场。由相反磁场的相互作用生成的合成磁场可以提供包络，被称为“估计最佳再充电包络”，或简称为“再充电包络”。再充电包络包括合成磁场的一部分，在该部分中，第三线圈(例如，植入的医疗设备的接收线圈)相对于在再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为(render)相对于通过合成磁场在接收天线中感应出的耦合电能(例如，电流)所实现的感应耦合效率水平不相关。
在一些示例中，在再充电包络内生成的合成磁场具有以与单对线圈中的两个电线圈的共同纵轴垂直的角度延伸的方向。当植入的医疗设备的接收天线位于估计最佳再充电包络内提供的合成磁场内时，只要接收天线的位置还被维持在再充电包络内，接收天线相对于在再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为相对于在合成磁场与被感应到接收天线中的电流的水平之间实现的感应耦合的水平(例如，耦合效率)不相关。
在一些示例中，可以例如通过使线圈倾斜来调整单对电线圈的位置，以相对于接收线圈的取向改变纵轴的方向，同时维持电线圈相对于彼此的位置。通过以这种方式调整该对线圈的位置，合成磁场的垂直取向可以被重新取向以与接收天线的取向轴对齐或至少更好地与接收天线的取向轴对齐。这种改进的对齐可以增大耦合效率的水平，并且因此增大通过合成磁场在接收天线中生成的感应电流的水平。可以基于反馈信号来进行对该对线圈相对于接收天线的位置的初始定位，和/或对线圈的定位的调整以控制合成磁场的方向的重新取向。反馈信号可以从植入的医疗设备被传送，并且可以包括指示在接收天线和合成磁场之间实现的耦合效率的水平的信息。
在一些示例中，在估计最佳再充电包络内生成的合成磁场以与单对线圈中的两个电线圈的共同纵轴不垂直的角度延伸。在这样的示例中，提供给该对线圈中的一个线圈的电能的水平不等于提供给该对线圈中的第二线圈的电能的水平。作为这种不相等的通电水平的结果，合成磁场的方向可能在相对于两个线圈的共有纵轴具有非垂直角度的方向上被“弯曲”或“转向”。弯曲的程度，以及由此在纵轴与合成磁场的方向之间形成的角度，可以通过控制分别提供给该对线圈中的每个线圈的相对电能水平来控制，例如，转向。当植入的医疗设备的接收天线位于估计最佳再充电包络内提供的合成磁场内时，对由再充电线圈中的每一个生成的相反磁场所生成的合成磁场的转向可用于将合成磁场与纵轴与第三线圈的法向轴的取向角
对齐。这种对齐可以增大在合成磁场与接收天线之间实现的感应耦合效率的水平。
可以基于反馈信号来进行对该对线圈相对于接收天线的位置的初始定位，和/或对提供给线圈的电能的相对水平的调整以控制合成磁场的方向的重新取向。反馈信号可以例如从植入的医疗设备被传送，并且可以包括指示在接收天线和合成磁场之间实现的耦合效率的水平的信息。因此，以下是可能的：在植入设备处建立与植入深度和植入位置无关的合成磁场，以及接收天线在再充电线圈的通电所生成的估计最佳再充电包络中的定位，该定位使第三线圈围绕在该对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为相对于通过合成磁场在第三线圈中感应到的电流水平的耦合效率不相关。
本文描述的系统、设备和方法提供了一种磁场，该磁场可用于有效地将电能(例如，电流)感应到植入的医疗设备中所包括的接收天线中，其中对发射天线与接收天线之间的复杂对齐的需要最小。感应到的电能可以用于使用外部提供的磁场来为植入的医疗设备的电源进行再充电，和/或用于为被包括在植入的医疗设备中或耦合到植入的医疗设备的电子电路系统供电，该植入的医疗设备包括可被认为是深度植入患者体内的设备(例如，被植入在患者的皮肤或外表面之下超过两到三厘米的设备)。
对植入的医疗设备的电源进行快速再充电(例如在一个小时的再充电时间段内)(例如，每月或每年的周期)而无需将设备移出(explant)的能力允许实现上述益处。这些益处可包括在植入式医疗设备本身内使用较小的电源以帮助使植入式医疗设备微型化，和/或使植入的医疗设备实现更高的功率功能。在一些示例中，本文描述的技术可以使用较小尺寸的电源为设备提供总体较长的工作寿命。
在本公开的一些示例中描述的系统、设备和方法通过使用被配置成生成相反磁场的单对电线圈来提供对在深度植入的医疗设备内的电源进行再充电的取向挑战的解决方案。这提供了与在植入的设备中使用三轴接收线圈类似的解决方案，但是由于现在可以在植入的设备中使用单轴(单向)接收线圈，因此它允许使植入的设备的设计更加简单并且更加节省空间。在本公开中描述的系统、设备和方法提供如下的能力：例如通过使所生成的合成磁场倾斜或转向所生成的合成磁场来将由单对再充电线圈提供的合成磁场的方向与植入的医疗设备的任何单轴接收线圈/天线相匹配，以在合成磁场与植入的医疗设备的接收线圈/天线之间提供最大的耦合。
贯穿本公开，术语“区域”的使用可以参考特定的空间范围来使用，该特定范围的空间可以包括三维空间，并且术语“区域”的使用不一定旨在限于二维表面，除非被明确描述为限于几何“区域”或另一实体，诸如，被明确描述为一维或二维实体的线。使用术语“区域”的的示例可以指代包括位于一对电线圈之间的“区域”的三维空间，和/或可以用于指代包括被包括在再充电包络内的“区域”的体积空间，如以下进一步描述的。
图1是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者12的医疗设备系统10的示例的概念图。在本公开中描述的系统、设备和技术提供对内部设备并且在某些情况下对深度植入的设备(包括诸如医疗设备系统10的IMD 15A、IMD 15B和/或传感器18之类的植入式医疗设备(IMD)，如以下进一步描述的)的电源的充电。出于本说明书的目的，假定知晓心血管解剖学的知识，并且除了解释本公开的技术的内容所需或期望的程度之外，省略了细节。本文描述的系统、设备和技术可以提供有效的耦合，以用于对IMD 15A、IMD 15B和/或传感器18内部的电源进行再充电。即使当这些设备被深度植入和/或包括平面天线或其他配置的天线时，这些优点仍然适用，所述其他配置的天线关于如下的耦合效率是取向特定的：被感应再充电的设备的天线与出于将电功率感应到天线中的目的而被施加到设备上的磁场(多个)的方向之间的耦合效率。
在所示的示例中，医疗设备系统10包括IMD 15A，也被称为植入式监测设备15A或植入式中枢(hub)设备或植入式循环记录器。医疗设备系统10还包括植入式压力感测设备15B，也被称为IMD 15B。IMD 15B可被植入心脏13的肺动脉14内。在一些示例中，心脏13的肺动脉14可包括左肺动脉，而在其他示例中，肺动脉14可包括右肺动脉。为清楚起见，图1中未描绘用于IMD 15B的固定组件。医疗设备系统10是医疗设备系统10的若干部件的示例，该医疗设备系统10被配置成实现本文所述的用于监测患者12的生理参数(诸如，活动计数、心率、呼吸速率、全身血压、体温(多个)、以及身体姿势)的技术，并且允许对位于被包括在系统10中的一个或多个植入的医疗设备15A、15B中的任一个内的电源(诸如，电池)进行再充电。医疗设备系统10通常包括提供用于使用外部“仪器”通过无线或其他通信协议来询问这些设备，该外部“仪器”包括患者体外天线和软件/固件接口以收集数据。
在所示示例中，IMD 15A是一种插入式心脏监测器(ICM)，其能够经由电极从心脏13外部的位置感测和记录心脏电描记图(EGM)信号(当外部电极被放置在皮肤上时也被称为ECG或EKG心电图)。在一些示例中，IMD 15A包括或被耦合到一个或多个附加的传感器(诸如，加速度计)，所述附加的传感器生成基于患者运动和/或姿势、血流或呼吸而变化的一个或多个信号。IMD 15A可监测指示患者状态的生理参数，诸如姿势、心率、活动水平和/或呼吸速率。IMD 15A可以例如皮下地或肌肉下地被植入在患者12的胸腔外部，诸如，图1中所示的胸部位置。在一些示例中，IMD 15A可以采用可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronicplc)获得的Reveal
ICM的形式。
在各种示例中，为了使IMD 15A的大小尺寸，特别是厚度尺寸保持尽可能小，可以在IMD 15A内提供平面天线17(接收/发射天线)，例如包括被印刷在诸如基板之类的平面表面上的传导迹线。与例如三维天线相比，平面设计的优点在于，天线的单向或平面格式可以在设备内占用更少的空间，并且在考虑到例如相对于IMD 15A的大小和空间时，可更容易被封装到设备中。与平面天线相关联的一个缺点可能是，关于接收从外部患者12发射到天线17的功率的耦合效率可能是取向特定(orientation specific)的。例如，被施加在IMD 15A上的电磁场和磁场相对于天线17的取向对来自通过在天线17中感应对应的电磁能而被施加在IMD 15A上的电磁场和磁场的功率传递的效率产生影响。IMD 15A的取向可能无法精确得知，或者可能会在植入患者12之后的某个时间点发生偏移，包括由于患者或患者心脏的运动所致的偏移。IMD 15A的取向的变化可能会引起问题，包括在对位于IMD 15A内的电源和/或电池进行再充电期间功率传递效率的变化。
如图1所示，作为一个示例，IMD 15B可以被植入患者12的肺动脉14内，并且可以包括被配置成测量患者12的肺动脉14内的心血管压力的压力感测电路系统。在一些示例中，IMD 15B可以是传感器组件的一部分。在一些示例中，IMD 15B可以包括无线通信电路系统，诸如组织传导通信(TCC)电路系统或天线，该无线通信电路系统被配置成接收信号，例如来自IMD 15A的触发信号。IMD 15B的压力感测电路系统可以被配置成响应于接收到触发信号而测量患者12的心血管压力。IMD 15B可以被配置成通过无线通信将测得的压力值发射到IMD 15A。例如，IMD 15B可以将与肺动脉压力有关的由IMD 15B获取的测量和数据以及由IMD 15B生成的其他信息发射至IMD 15A。在一些示例中，IMD 15B可以将数据和其他信息发射到诸如外部设备11之类的外部设备。外部设备11也可以被称为“仪器”，其可以包括贯穿本公开被描述为位于患者外部并被配置成与植入的医疗设备通信的设备的设备中的任一个，并且在一些示例中可以被包括作为被配置成对IMD 15A和/或IMD 15B内提供的电池或其他电源进行再充电的再充电系统的一部分。
因为IMD 15B可以被植入患者12的肺动脉14内，所以将IMD 15B微型化到可能的程度同时维持设备的所期望的功能是令人感兴趣的。这样，以与上文关于IMD 15A所描述的类似的方式，可能需要限制分配给IMD 15B内提供的天线的布置和空间，以执行例如如上所述的针对IMD 15B的通信功能。在一些示例中，这种天线可以附加地或替代地被IMD 15B使用，以接收感应地用于基于施加在IMD 15B上的电磁场和磁场来对IMD 15B内所提供的电源进行再充电的能量。对IMD 15B的大小和空间的限制可能需要使用如下的天线(诸如，平面天线)：基于距源(例如，位于患者12外部的一个线圈或一对线圈(在图1中未示出)，该线圈或该对线圈被配置成提供感应式充电)的距离并且还关于IMD 15B中的天线相对于由外部线圈(多个)提供的场的取向的取向，而受制于(subject to)耦合效率。
本公开中描述的系统、设备和方法提供对这些内部设备以及在某些情况下对深度植入的设备(诸如，IMD 15A和IMD 15B)的充电，即使这些设备包括平面天线或其他配置的天线，所述其他配置的天线关于天线与线圈(多个)的布置的取向之间的耦合效率是取向特定的，该线圈(多个)被用于提供出于对位于被感应充电的设备内的电源(诸如，电池)进行感应式再充电的目的而被施加到设备上的电磁场和磁场。
在各种示例中，IMD 15A和IMD 15B被配置成与外部设备11无线通信。外部设备11可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以与IMD 15A和/或IMD 15B无线地通信。外部设备11可以被耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的
作为示例，外部设备11可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。外部设备11可以用于将命令或操作参数编程到IMD 15A和/或IMD 15B中，以用于控制这些设备的功能。外部设备11可以用于询问IMD 15A和/或IMD 15B以检取数据，包括设备操作数据以及在这些设备中的任何一个中的存储器中累积的生理数据或神经数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令的。这些外部设备中的一个或多个也可被称为“仪器”或一组仪器。
在各种示例中，从IMD 15A和/或IMD 15B提供的通信可以包括与这些设备的感应充电有关的数据和/或其他信息。例如，当出于对这些设备进行感应充电的目的而在IMD15A和15B上施加电磁场或磁场时，与到设备的感应耦合的耦合效率有关的信息，和/或例如充电状态(例如，相对于充满电的充电百分比)可作为再充电过程的一部分从IMD 15A和/或IMD 15B中的一个或两个被发射到外部设备11。也可以提供其他信息(诸如充满电的时间、再充电的速率和设备的温度)作为从正在被再充电的设备(多个)发射的信息。在一些示例中，该信息可用于调整参数(诸如，用于在天线(多个)中感应能量以用于IMD 15A和/或IMD15B的再充电的场的场强)、或例如用于提供用于对线圈重新取向和/或重新配置用于对线圈通电的电参数的信息，这些电参数提供针对被提供给这些设备的感应再充电能量而使用的场。
另外，可以由IMD 15A和/或IMD 15B提供信息，该信息指示已实现或完成的IMD15A和/或IMD 15B中的一个或两个的再充电水平，该信息可以随后用来确定何时进一步调节、停止或以其他方式终止再充电过程。例如，在再充电过程期间，IMD 15A和/或IMD 15B可以发射数据或其他信息，该数据或其他信息分别指示该设备已充满电。该指示可随后由提供场(图1中未示出)的外部设备用来停止充电过程，这可以包括消除用于对IMD 15A和/或IMD 15B再充电的场，而不施加在这些设备上。另外，监测设备的温度可能是重要的，因为由于再充电过程而导致的植入的设备过热可能损坏该设备，或给患者带来安全问题。可以基于作为再充电过程的一部分而被监测的正被再充电的设备的温度，来对施加在设备上的场的强度进行调整，和/或完全终止再充电过程。由IMD 15A和/或15B以及外部设备11使用的通信技术的示例不限于任何特定的通信技术或通信协议，并且在一些示例中包括组织传导通信(TCC)或RF遥测，其可以是经由蓝牙
WiFi、或医疗植入通信服务(MICS)而建立的RF链路。
在各种示例中，一个或多个附加传感器电路可以位于IMD 15A的外部或相对于IMD15A分开定位。这些一个或多个附加传感器电路说明性地由传感器电路18表示。传感器电路18可以包括被配置成感测与患者12相关联的特定生理参数或神经参数的单个传感器电路，或者可以包括多个传感器电路，该多个传感器电路可以位于相对于患者12和/或相对于彼此的各种和/或不同的位置处，并且可被配置成感测与患者12相关联的一个或多个生理参数。
例如，传感器电路18可以包括传感器，该传感器可操作用于在传感器电路18的一位置中或者在患者的通过引线耦合到传感器电路18的温度传感器所在的位置处感测患者12的体温。在另一示例中，传感器电路18可以包括被配置成感测运动(诸如，由患者12迈出的步伐)和/或患者12的姿势或姿势的改变的传感器。在各种示例中，传感器电路18可以包括被配置成检测患者12所进行的呼吸的传感器。在各种示例中，传感器电路18可以包括被配置成检测患者12的心跳的传感器。在各种示例中，传感器电路18可以包括被配置成测量患者12的全身血压的传感器。
在一些示例中，包括传感器电路18的传感器中的一个或多个可以被植入在患者12体内，即植入在至少患者的皮肤水平以下。在一些示例中，传感器电路18的传感器中的一个或多个可以位于患者12的外部，例如，作为袖口(cuff)的一部分或者作为可穿戴设备，诸如，嵌入患者12所穿的衣服中的设备。在各种示例中，传感器电路18可以被配置成感测与患者12相关联的一个或多个生理参数，并且将与感知到的一个或多个生理参数相对应的数据发射到IMD 15A，如通过闪电(lightning bolt)将传感器电路18耦合到IMD 15A所表示的。如本领域技术人员将理解的，在各种示例中可以经由无线发射来执行从传感器电路18到IMD 15A的数据发射。在各种示例中，可以通过传感器电路18和IMD 15A之间的有线连接来执行从包括传感器电路18的传感器中的一个或多个到IMD 15A的数据发射。当传感器18中的一个或多个是被植入患者12体内的植入设备时，如贯穿本公开所描述的系统、设备和再充电技术也可以用于对位于植入的传感器(多个)内并且被配置成向传感器提供功率的电源(诸如电池)进行再充电。
在各种示例中，IMD 15A和/或IMD 15B可以与除了外部设备11之外的外部设备(例如，一个或多个仪器)无线通信，诸如，如图1所示的收发器16。在各种示例中，外部设备11是编程设备，诸如手持式编程器，或例如是用于对IMD 15A和/或IMD 15B编程和/或询问的计算设备。在各种示例中，如图1中所示的外部收发器16是接入点(诸如相对于图7示出和描述的接入点105)，其提供IMD 15A和/或IMD 15B与网络107(其也相对于图7被示出和描述)之间的无线通信链路。在各个示例中，收发器16用作图13中所示的再充电系统300的通信电路系统324，其中通信电路系统324被配置成在这些设备的再充电过程期间与IMD 15A和/或IMD 15B通信，如进一步描述的。由以上相对于图1描述的设备中的任何设备和收发器16所使用的通信技术的示例可包括射频(RF)遥测，其可以是经由蓝牙
WiFi或医疗植入通信服务(MICS)建立的RF链路。
图2是示出根据本公开中描述的各种示例的结合患者12的另一示例医疗设备系统20的概念图。如相对于图2示出和描述的，在本公开中描述的系统、设备和技术提供对这些内部的并且在某些情况下对深度植入的设备(例如，IMD 15C、IMD 15D和/或传感器18)的充电。出于本说明书的目的，假定知晓心血管解剖学的知识，并且除了解释本公开的技术的内容所需或期望的程度之外，省略了细节。本文描述的系统、设备和技术可以提供有效的耦合，以用于对IMD 15C、IMD 15D和/或传感器18内部的电源进行再充电。即使当这些设备被深度植入和/或包括平面天线或其他配置的天线时，这些优点也适用，所述其他配置的天线关于被感应再充电的设备的天线之间的耦合效率是取向特定的。在各种示例中，IMD 15C和/或IMD 15D可以表示除颤器、心脏再同步起搏器/除颤器、或起搏器。
在所示的示例中，医疗设备系统20包括耦合到心室引线20和心房引线21的IMD15C。在各种示例中，IMD 15C是能够向患者12的心脏13递送起搏、心脏复律和除颤治疗的植入式心脏复律除颤器(ICD)。心室引线22和心房引线21被电耦合到IMD 15C并延伸到患者12的心脏13中。心室引线22包括被定位在患者右心室(RV)中的引线上的电极(在图2中未标记)，以用于在RV中感测心室EGM信号和起搏。心房引线21包括定位在患者12的右心房(RA)中的引线上的电极(在图2中未标记)，以用于在RA中感测心房EMG信号和起搏。心室引线22和/或心房引线21还可包括用于递送心脏复律和除颤电击的线圈电极。术语“抗快速性心律失常电击”在本文中可用于指代心脏复律电击和除颤电击两者。IMD 15C可以使用心室引线22和心房引线21两者，以从患者12获取心脏电描记图(EGM)信号并且响应于所获取的数据而递送治疗。医疗设备系统20被示出为具有双腔室IMD配置，但是其他示例可以包括一个或多个附加的引线，诸如，冠状窦引线，该冠状窦引线延伸进入右心房中穿过冠状窦并进入心脏静脉中，以沿着左心室(LV)来定位电极以用于感测LV EGM信号并向LV递送起搏脉冲。在其他示例中，医疗设备系统可以是单腔室系统，或者以其他方式不包括心房引线21。
被配置用于执行本文相对于IMD 15C描述的技术的处理电路系统、感测电路系统以及其他电路系统可被容纳在密封壳体23内。壳体23(或其一部分)可以是导电的，以便在除颤期间用作用于起搏或感测的电极或用作有效电极。由此，壳体23在本文中也被称为“壳体电极”23。壳体23可包括具有高电容部分和低电容部分的一个或多个电极。可使用两种不同的材料形成高电容部分和低电容部分。
IMD 15C可将EGM信号数据和心律发作数据以及与通过IMD 15C进行的治疗的递送有关的数据发射到外部设备11。在各种示例中，外部设备11与相对于图1示出和描述的外部设备11基本相似，并且可以提供贯穿本公开相对于外部设备11示出和描述的特征中的任一个或所有特征并执行贯穿本公开相对于外部设备11示出和描述的功能中的任一个或所有功能，以及其任何等效物。例如，如图2中示出的外部设备11可以是例如用于家庭、门诊、诊所或医院环境中的计算设备，以经由无线遥测与IMD 15C通信。外部设备11可以被耦合到远程患者监测系统，诸如，可从爱尔兰都柏林的美敦力公司获得的
作为示例，外部设备11可以是编程器、外部监测器或消费者设备(例如，智能电话)。
例如当被配置为用于IMD 15C的编程器时，外部设备11可用于将命令或操作参数编程到IMD 15C中以用于控制IMD 15C的功能。外部设备11可用于询问IMD 15C以检取数据，包括设备操作数据以及IMD 15C存储器中累积的生理数据。询问可以是例如根据时间表而自动的，或者是响应于远程或本地用户命令的。由IMD 15C和外部设备11使用的通信技术的示例可包括TCC和RF遥测，其可以是经由蓝牙
WiFi或MISC而建立的RF链路。
此外，系统20可包括被无线地耦合用于与IMD 15C通信的收发器16。在一些示例中，收发器16是如以上相对于图1示出和描述的收发器16，并且可以提供相对于系统20相对于收发器16和/或外部设备11示出和描述的特征中的一些或全部并且执行相对于系统20相对于收发器16和/或外部设备11示出和描述的功能中的任何或全部以及其任何等效物。
在各种示例中，一个或多个附加传感器电路可以位于IMD 15C的外部或相对于IMD15C分开定位。这些一个或多个附加传感器电路说明性地由传感器电路18表示。传感器电路18可以包括被配置成感测与患者12相关联的特定生理参数的单个传感器电路，或者可以包括多个传感器电路，该多个传感器电路可以位于相对于患者12和/或相对于彼此的各种和/或不同的位置处，并且可被配置成感测与患者12相关联的一个或多个生理参数。在各种示例中，传感器电路18可以包括如以上相对于图1示出和描述的传感器18中的一个或多个，并且可以提供贯穿本公开相对于传感器18但是相对于IMD 15C和系统20描述的特征中的任一个并且执行贯穿本公开相对于传感器18但是相对于IMD 15C和系统20描述的功能中的任一个。
如图2所示，医疗设备系统20包括心内起搏设备IMD 15D。在示出的示例中，IMD15D被植入患者12的左心室中，例如，患者12的心脏13内部。在一些示例中，比如IMD 15D之类的一个或多个IMD(在图2中未示出)可附加地或替代地被植入心脏13的其他腔室内，或附接至心脏心外膜。IMD 15D可以被配置成感测心脏13的电活动并且向心脏13递送起搏治疗，例如，心动过缓起搏治疗、心脏再同步治疗(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)治疗、和/或电击后起搏。IMD 15D可经由穿透心脏组织的一个或多个固定元件(图2中未示出)附接到心脏13的内壁。这些固定元件可将IMD 15D固定到心脏组织，并且保持IMD 15D的壳体上的电极(例如，阴极或阳极)与心脏组织接触。除了递送起搏脉冲之外，IMD 15D可以能够使用IMD 15D的壳体上携载的电极感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的并指示心脏13在心动周期期间的各个时间处的去极化和复极化的电信号。
在一些示例中，IMD 15C和IMD 15D两者都可以被配置成递送起搏治疗。在此类示例中，IMD 15C和IMD 15D可分别将起搏治疗递送至心脏13的右心室和/或左心室以用于提供CRT起搏。额外地，IMD 15C和IMD 15D两者可被配置为检测快速性心律失常以及递送抗快速性心律失常治疗。IMD 15C和IMD 15D可以被配置成协调他们的心律检测和医治活动。在一些示例中，IMD 15C和IMD 15D可以彼此进行无线通信以促进这种协调活动。无线通信可以是经由TCC，并且可以是单向通信或者双向通信，在该单向通信中一个设备被配置成发射通信消息而另一个设备被配置成接收那些消息，在该双向通信中每个设备被配置成发射和接收通信消息。
对于本公开的其余部分，对医疗设备系统的一般引用可以统称为包括医疗设备系统10和20的任何示例，对IMD 15的一般引用可以统称为包括IMD 15A、IMD 15B、IMD 15C和IMD 15D的任何示例，对传感器电路的一般引用可以统称为包括传感器电路18的任何示例，对外部设备的一般引用可以统称为包括外部设备11的任何示例，并且对收发器的一般引用可以统称为包括收发器16的任何示例。
图3是示出根据本公开中描述的各种示例的植入式医疗设备(IMD 30)的示例配置的功概念图。在一些示例中，IMD 30是如相对于图1示出和描述的IMD 15A。IMD 30可以是植入式医疗设备的示例，其可以使用本公开中描述的系统、设备和技术来被感应地再充电。在图3中示出的示例中，IMD 30可以是植入式环路记录器诊断设备，诸如由位于爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic,plc)开发的Medtronic Reveal
的插入式心脏监测器。IMD 30可被实现为具有壳体31、近侧电极32和远侧电极33的监测设备。
壳体31可进一步包括第一主表面34、第二主表面35、近侧端36以及远侧端37。壳体31封围位于IMD 30内部的电子电路系统，并且当IMD 30被植入在患者体内时保护其中包含的电路系统免受体液的影响。电馈通件可提供电极32和33的电连接，或者，在一些示例中，电极33可包括导电壳体31的非绝缘部分。电源43，诸如在IMD 30内提供的电池，向IMD 30的电子电路系统提供功率，并且在IMD 30已经植入患者体内之后可能在某些时候需要被再充电而无需移除和重新植入IMD 30。本公开中描述的感应再充电设备、系统和方法可配置成提供对电源43的感应再充电同时IMD 30保持植入患者体内。
在图3中所示的示例中，IMD 30由长度L、宽度W以及厚度或深度D来限定，并且在一些示例中采取细长矩形棱柱的形式，其中长度L比宽度W大得多，宽度W又比深度D大。在一个示例中，IMD 30的几何结构—尤其，宽度W大于深度D－被选择成允许使用微创性手术将IMD30插入在患者的皮肤下并且在插入期间保持在期望的取向上。例如，图3中所示的设备包括沿着纵轴的径向不对称(尤其是，矩形/棱柱形状)，该径向不对称在插入之后使设备维持在合适取向上。在一个示例中，近侧电极32与远侧电极33之间的间隔可以在从30毫米(mm)至55mm的范围内、35mm至55mm的范围内、以及从40mm至55mm的范围内，并且可以在从25mm至60mm的任何范围内或是在从25mm至60mm的单个间隔。
另外，IMD 30可以具有从30mm至约70mm的范围内的长度L。在其他示例中，长度L可以在从40mm到60mm的范围内、45mm到60mm的范围内，并且可以是在大约30mm到大约70mm之间的任何长度或长度范围。另外，主表面34的宽度W可以在3mm至10mm的范围内，并且可以是3mm至10mm之间的任何单个宽度或宽度范围。IMD 30的深度D的厚度可以在从2mm至9mm的范围内。在其他示例中，IMD 30的深度D可以在从2mm至5mm的范围内，并且可以是从2mm到9mm的任何单个深度或深度范围。
此外，根据本公开的示例的IMD 30具有为容易植入和患者舒适所设计的几何形状和大小。本公开中描述的IMD 30的示例可具有3立方厘米(cm)或更小的体积、1.5立方cm或更小的体积、或3到1.5立方厘米之间的任何体积。此外，在图3中所示的示例中，近侧端36与远侧端37为圆形的，用于一旦被插入在患者的皮肤下面就减少不适和对周围组织的刺激。例如在美国专利申请公开第2014/0276928号中描述了包括仪器、引导器的IMD 30和用于插入IMD 30的方法。
在图3中所示的示例中，一旦被插入到患者体内，第一主表面34就面向外、朝向患者的皮肤，同时第二主表面35与第一主表面34相对地定位。因此，第一和第二主表面可以面向沿着患者12的矢状轴的方向(参见图1)，并且由于IMD 30的尺寸，因此可以在植入后始终实现这种取向。额外地，加速度计或加速度计的轴线可以被定向成沿着矢状轴。
近侧电极32和远侧电极33用于在胸腔内或胸腔外(其可以是肌肉下地或皮下地)感测心脏信号，例如，ECG信号。ECG信号可被存储在IMD 30的存储器中，并且ECG数据可经由集成天线41(接收天线)被发射到另一医疗设备，该另一医疗设备可以是另一植入式设备或外部设备，诸如，图1中示出的外部设备11。再次参考图3，在一些示例中，电极32和33可附加地或替代地用于感测感兴趣的任何生物电势信号，该感兴趣的任何生物电势信号可以是例如来自任何植入位置的电描记图(EGM)、脑电图(EEG)信号、肌电图(EMG)信号、或神经信号。在一些示例中，IMD 30可以被颅骨植入在患者的头部区域内的一位置中，并且近侧电极32和远侧电极33用于感测神经信号。
在图3中所示的示例中，近侧电极32紧邻近侧端36，并且远侧电极33紧邻远侧端37。在该示例中，远侧电极33不限于平整的(flattened)、面向外的表面，而是可从第一主表面34围绕圆形边缘38和/或端部表面39延伸到第二主表面35，使得电极33具有三维弯曲的构造。在图3中所示的示例中，近侧电极32位于第一主表面34上并且大体上是平坦、面向外的。然而，在其他示例中，近侧电极32可利用远侧电极33的三维弯曲的构造，从而提供三维近侧电极(未在该示例中示出)。相似地，在其他示例中，远侧电极33可利用类似于关于近侧电极32所示的位于第一主表面34上的大体平的、面向外的电极。各种电极构造允许其中近侧电极32和远侧电极33位于第一主表面34和第二主表面35两者上的构造。
在其他构造中，诸如图3中所示的构造，近侧电极32和远侧电极33中的仅一个位于主表面34和35两者上，并且在又其他构造中，近侧电极32和远侧电极33两者都位于第一主表面34或第二主表面35中的一个上(即，近侧电极32位于第一主表面34上，而远侧电极33位于第二主表面35上)。在另一示例中，IMD 30可包括在主表面34和35两者上在该设备的近侧端和远侧端处或附近的电极，使得总共四个电极被包括在IMD 30上。电极32和33可由多种不同类型的生物相容的导电材料(例如，不锈钢、钛、铂、铱、或者它们的合金)形成，并且可利用一种或多种涂料，诸如，氮化钛或分形(fractal)氮化钛。
在图3中所示的示例中，近侧端36包括头部组件40，该头部组件40包括以下项中的一个或多个：近侧电极32、集成天线41、抗迁移突出物(projection)42、和/或缝合(suture)孔44。集成天线41位于与近侧电极32相同的主表面(即，第一主表面34)上，并且也被包括作为头部组件40的一部分。
天线41可被耦合至再充电电路系统(在图3中未示出)，其中天线41被配置为实现通过施加在天线上的电磁场在天线41中感应生成的能量的感应功率传递，以用于通过再充电电路系统对IMD 30内提供的电源43进行再充电的目的。天线41还可被配置为作为被包括在IMD 30中的电子电路系统的一部分而被包括的通信电路系统和/或处理电路系统，其中，电子电路系统被配置成生成并输出由天线41发射到IMD 30外部的一个或多个设备的数据，该数据对应于在执行再充电会话以对电池43进行再充电期间，在再充电系统与IMD 30之间发生的耦合效率水平。
在图3中所示的示例中，抗迁移突出物42被定位成邻近集成天线41，并且从第一主表面34突出开来，以防止该设备的纵向移动。在图3中所示的示例中，抗迁移突出物42包括从第一主表面34延伸离开的多个(例如，9个)小隆起物(bump)或突出部(protrusion)。如以上所讨论的，在其他示例中，抗迁移突出物42可位于与近侧电极32和/或集成天线41相对的主表面上。此外，在图3中所示的示例中，头部组件40包括缝合孔44，该缝合孔44提供将IMD30固定到患者以防止插入之后的移动的另一方式。在所示的示例中，缝合孔44被定位成邻近近侧电极32。在一个示例中，头部组件40是由聚合材料或塑料材料制成的模制的头部组件，其可以被集成到IMD 30的主要部分或者与IMD 30的主要部分分开。
图4A和图4B示出了根据本公开中所描述的示例的压力感测设备50的各种视图。在一些示例中，设备50是如相对于图1示出和描述的IMD 15B。设备50可以是植入式医疗设备的示例，其可以使用本公开中描述的系统、设备和技术来被感应地再充电。如图4A和图4B所示，设备50包括容器(capsule)60。容器60可包括限定内腔61的细长主体。容器60的内腔61的大小和形状被设计为容纳电池57、以及传感器电路51的电子器件和传感器部件59、以及耦合到电子部件的通信电路的天线58。在一些示例中，天线58是被设计为节省设备50内的空间的平面天线，但是可关于到出于感应地对电池57进行再充电的目的而被施加在压力感测设备50上的电磁场和磁场的耦合是取向特定的。
容器60优选地被设计成具有患者的身体容易接受同时最小化患者不适的形状。例如，容器60的主体可以以具有圆柱形侧壁的圆柱形状形成。在各种示例中，侧壁的这种圆柱形形状用于使圆柱形再充电/接收线圈能够进行感应式功率传递，以对设置在压力感测设备50内的电源进行再充电。然而，可采用其他非圆柱形构造，在这种情况下，角和边缘可被设计成具有大的半径，以呈现具有平滑流线型(contoured)表面的容器。在所描绘的示例中，容器60的主体被形成为大致矩形结构，这意味着容器60的形状的轮廓类似于具有流线型边缘和角的矩形。
在一些示例中，容器60形成为具有两个部分55、56，其中一个(例如，部分55)可以包含传感器元件52(诸如，传感器电路51的压力感测膜片)，而另一个部分(例如，部分56)可以包含电池57以及传感器电路51的电子器件和传感器部件59。在一些示例中，容器60由一种或多种生物相容性材料形成，当部分55、56联结时，该材料可以是气密密封的。如将由熟悉本领域的技术人员所理解的，可采用许多这种生物相容性材料，包括金属和生物相容性塑料。例如，部分55、56可以由具有美国测试与材料协会(ASTM)等级1至等级4的非合金钛、或包括铝和钒的合金钛(等级5)、或等级23ELI(超低间隙)或等级9形成。
对于这些部分是金属的示例，容器60的金属材料可以可选地被选择为与固定组件53、54材料相容，以便允许固定组件53、54牢固地耦合到容器60。在其他示例中，容器60连同固定组件53、54可由相同或不同的材料中的一种或多种一体形成。在一些示例中，容器60以及固定构件53、54的一些部分可被封装在生物惰性介电阻挡材料中，诸如，以商标PARYLENE销售的硅树脂薄膜或聚对二甲苯聚合物薄膜。
如图4B中所示，容器60可包括分别位于第一侧壁SW1和第二侧壁SW2上的紧固件F1、F2，紧固件F1、F2限定用于分别接收固定组件53和54的一区段的通道。接收的区段可包括沿着固定组件53、54的长度的一部分、或固定组件53、54的自由端。紧固件F1、F2被耦合到容器60的外部，或者在一些示例中，与容器60一体形成。例如，如图4B的示例中所示的，在容器60的外部分别在侧向侧壁SW1、SW2处提供紧固件F1、F2。
在一些示例中，紧固件形成为成对的凸片，该成对的突片被布置成限定一个或多个通道(多个)，以用于接收固定组件53、54的一个或多个区段(多个)。每个紧固件可包括纵向对齐的一对凸片，例如，如在Beasley等人的美国专利8,864,676中描述的。例如，紧固件可以通过焊接被耦合到容器60。紧固件可以与容器60一体形成，优选地在容器的相对端上。然而，对紧固件F1、F2的描述不旨在是限制性的，而是被提供用于解释本公开的背景。在图4A-4B的一些示例中，紧固件F1、F2形成为限定通道的管状结构，该通道的大小被设计为用于接收固定组件53、54中的每一个的一区段。根据一些示例，紧固件F1、F2可形成为分立的部件(诸如，管)，例如，可以通过诸如焊接或粘合剂(诸如胶水)或卷边之类的耦合技术来将紧固件F1、F2耦合到容器60。紧固件可与容器60一体形成。固定组件53、54通过任何合适的耦合技术(诸如，焊接、卷边、诸如胶水之类的粘合剂、摩擦配合等)被耦合到紧固件F1、F2。
紧固件F1、F2的通道可以可选地被限定为以滑动(snug)配合布置接收固定组件53、54的一区段，以防止容器60与固定组件之间的相对移动。作为尺寸示例，固定组件53、54的横截面的厚度对于圆形形状可以在0.006英寸的量级上，或者对于矩形形状，可以在0.005英寸×0.010英寸的量级上。相比之下，紧固件中的每一个的通道的直径(或宽度)可以在0.010英寸至0.025英寸的量级上。固定组件53、54中的每一个的自由端可以在相反方向上被定向。例如，第一自由端可相对于侧向侧壁SW1、SW2向下定向，而另一端可相对于侧向侧壁SW1、SW2向上定向。尤其，这种取向可以提供一定程度的负载消除，所述负载消除最小化到传感器元件52的负载传递。
图5是根据本公开中描述的示例的心内起搏设备70的示意图。在一些示例中，设备70是如相对于图2示出和描述的IMD 15D。设备70可以被配置成植入患者的心脏的左心室中，如图2所描绘的，或者植入在心脏的其他腔室或位置之内或之上。再次参考图5，设备70可以是植入式医疗设备的示例，其可以使用本公开中描述的系统、设备和技术来被感应地再充电。在一些示例中，设备70是由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
经导管起搏系统。如图5中所示，设备70包括电子电路系统78，以及电源79，例如电池，电子电路系统78包括耦合至天线80的通信电路系统，该电源79被耦合至电子电路系统并且被配置为向电子电路系统提供功率。设备70的通信电路系统可以被配置成在设备70与其他设备(诸如外部设备11和/或收发器16)之间提供无线通信。
另外，设备70的天线80可以被配置成接收施加到设备上的作为电磁场的电能，并且使用从这些场感应耦合到天线80的能量来对电池79进行再充电(也称为无线功率传递)。为了节省空间并且保持设备70尽可能得小，天线80可以是平面天线，诸如形成为基板上的导电迹线的天线，或者可以是三维天线。在各种示例中，天线80可在关于如下是取向敏感的：相对于出于感应式功率传递(例如，以用于对电池79进行再充电、或用于对设备70内的电路系统供电)的目的而被施加在设备70上的场的取向的天线80的取向。
如图5所示的设备70包括外壳71、盖部74、电极72、电极73、固定机构75、凸缘76和开口77。外壳71和盖部74可以一起被认为是设备70的壳体。以此方式，外壳71和盖部74可以封围并保护设备70内的各个电部件，例如，电路系统。外壳71可以基本上封围所有的电部件，并且盖部74可以对外壳71进行密封并且创建设备70的气密密封壳体。虽然设备70通常被描述为包括一个或多个电极，但是设备70通常可包括至少两个电极(例如，电极72和73)以递送电信号(例如，诸如心脏起搏之类的治疗)和/或提供至少一个感测向量。
电极72和73分别被携载在由外壳71和盖部74创建的壳体上。以此方式，电极72和73可以被认为是无引线电极。在图5所示的设备70的示例中，电极73设置在盖部74的外表面上。电极73可以是被定位成在植入时接触心脏组织的圆形电极。电极72可以是设置在外壳71的外表面上的环形电极或圆柱形电极。外壳71和盖部74两者可由电绝缘材料组成。
电极73可以用作阴极并且电极72可以用作阳极(或者反之亦然)以用于递送心脏起搏，诸如，心动过缓起搏、CRT、ATP或电击后起搏。然而，电极72和73可被用于任何刺激配置中。此外，电极72和73可被用于检测来自心肌组织的固有电信号。尖端电极73可以被配置成接触心脏组织，诸如患者的心脏的左心室的内壁。
固定机构75可以将设备70附接到心脏组织。固定机构75可以是主动固定尖齿、螺钉、钳子、粘合构件、或用于将设备附接到组织的任何其他机构。如图5的示例中所示的，固定机构75可以由维持预成型的形状的记忆材料(诸如，形状记忆合金(例如，镍钛))来构建。在植入期间，固定机构75可以向前挠曲以刺穿组织并且被允许朝向外壳71向后挠曲。以此方式，固定机构75可以被嵌入在目标组织内。
凸缘76可以被设置在外壳71的一端上，以使得能够拴系或取出设备70。例如，缝合线或其他设备可以围绕凸缘76和/或通过开口77插入并且附接至组织。以此方式，凸缘76可以提供第二附接结构，以在固定机构75失效的情况下在心脏内拴系或维持设备70。一旦设备70需要被从患者体内移出(或移除)(如果这种动作被认为是必要的话)，则凸缘76和/或开口77还可以用于取出设备70。
图6是示出根据本公开中描述的各种示例的植入式医疗设备(IMD 15)的示例配置的功能框图。IMD 15可以对应于相对于图1、图3和图4A-4B描述和示出的IMD 15A(或IMD30)和IMD 15B(或IMD 50)中的任何一个，和/或相对于图2、图5描述和示出的IMD 15CA和IMD 15D(或IMD 70)或另一IMD，这些IMD中的任一个可被配置成使用本公开描述的设备、系统和方法被再充电。IMD 15包括电源89，电源89可被耦合至在IMD 15中设置的电子电路系统并且被配置为向这些电路提供电功率。IMD 15可以通过向IMD 15提供电磁能来感应地再充电，其中来自这些施加场的能量可以将电能量感应到被耦合到通信电路系统90和设备再充电电路系统91的天线94中，或感应到天线96中，除了天线94之外可以提供天线96，并且当提供天线96时，天线96被直接耦合到再充电电路系统91。设备再充电电路91耦合到电源89，并且被配置成接收通过施加在天线94(或在天线96，如果提供的话)上的一个或多个电磁场在该天线中感应到的电能量，并调节该能量以提供如下的电功率水平：出于对电源89进行再充电和/或向被包括作为IMD 15的一部分的其他电路系统供电的目的而被提供给电源89的电功率水平。
设备再充电电路系统91可执行对天线94(或天线96，当提供天线96时)中感应生成的能量的各种能量调节功能，例如，通过提供整流、电压水平调节、电流水平调节、和/或其他信号处理功能，以便于生成被提供至电源89的“再充电能量”。然而，天线94(和/或天线96，当提供天线96时)可关于对电源89的感应式充电的耦合效率是取向特定的，该耦合效率基于天线的取向相对于提供施加在天线上的电磁场的一个或多个线圈的取向。由此，IMD15可被配置成耦合由天线(包括但不一定是遥测天线94或天线96)捕获的电磁能量，并且引导所捕获的能量进入合适的整流电路，该整流电路向能量存储设备(诸如，再充电电池)递送电能量。开关95(其可以是晶体管开关)可被包括在IMD 15中，开关95被控制以用于选择是遥测活跃还是功率再充电系统活跃，以及天线94是被耦合至通信电路系统90还是被耦合至设备再充电电路系统91。在其他示例中，第二天线96被耦合至设备再充电电路系统91，并且被配置成接收向天线96提供的感应耦合能量，并且向设备再充电电路91提供感应耦合能量以对电源89进行再充电。
在所示的示例中，IMD 15包括处理电路系统85和相关联的存储器86、感测电路系统87、治疗递送电路系统88、一个或多个传感器92、以及耦合至如上文描述的天线94的通信电路系统90。然而，IMD 15无需包括所有这些部件，或可包括额外部件。例如，在一些示例中，IMD 15可不包括治疗递送电路系统88。存储器86包括计算机可读指令，该计算机可读指令在由处理电路系统85执行时使IMD 15和处理电路系统85执行归因于如本文所述的IMD15和处理电路系统85的各种功能，例如，准备用于从IMD 15发射的信息，该信息与电源中存在的电荷水平有关，诸如电池管理系统信息(BMS)，IMD 15被配置成提供包括与位于IMD 15中的电源89(例如电池)有关的电荷状态和/或温度信息。指令还可以使IMD 15和处理电路系统确定感应耦合的水平(例如，由于一个或多个电磁场被施加在IMD 15上而在位于IMD15中的天线中生成的能量水平)，并生成与此感应接收的能量有关的信息，以供通过通信天线或单独的天线以及IMD 15的相关联的功率调节电路系统来发射。
存储器86可包括任何易失性的、非易失性的、磁、光或电介质，诸如，随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)、闪存存储器或任何其他数字或模拟介质。存储器86可以存储针对一天中的时间、姿势、心率、活动水平、呼吸率和其他参数的阈值(多个)。存储器86也可存储指示心血管压力测量的数据。
处理电路系统85可以包括固定功能电路系统和/或可编程处理电路系统。处理电路系统85可包括以下各项中的任何一个或多个：微处理器、控制器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或等效的分立或模拟逻辑电路系统。在一些示例中，处理电路系统85可包括多个部件，诸如一个或多个微处理器、一个或多个控制器、一个或多个DSP、一个或多个ASIC、或一个或多个FPGA的任何组合，以及其他分立或集成逻辑电路系统。归属于本文的处理电路系统85的功能可以实现为软件、固件、硬件或其任何组合。
如所示的，感测电路系统87和治疗递送电路系统88被耦合到电极97。如图6所示的电极97可以对应于例如位于IMD 15C(图2)的引线21和22上的电极、IMD 15A(图1和图3)的近侧电极32和远侧电极33、或IMD 15D(图1和图5)的电极72和73。感测电路系统87可以监测来自电极97中的选定的两个或多个电极的信号，以便监测心脏的电活动、阻抗、或一些其他电现象。可进行对心脏电信号的感测，以用于确定心率或心率变异性，或用于检测心律失常(例如，快速性心律失常或心动过缓)或其他电信号。在一些示例中，感测电路系统87可以包括一个或多个滤波器和放大器，以用于滤波和放大从电极97接收到的信号。
在一些示例中，感测电路系统87可感测或检测生理参数，诸如心率、血压、呼吸和与患者相关联的其他生理参数。得到的心脏电信号可以被传递到心脏事件检测电路系统，该心脏事件检测电路系统在心脏电信号越过感测阈值时检测到心脏事件。心脏事件检测电路可以包括整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。响应于感测到心脏事件(例如，检测到的P波或R波)，感测电路系统87可向处理电路系统85输出指示。
以此方式，处理电路系统85可以接收与在心脏的相应腔室中的检测到的R波和P波的发生相对应的检测到的心脏事件信号。检测到的R波和P波的指示可用于检测心室和/或心房快速性心律失常发作，例如心室或心房纤颤发作。一些检测通道可被配置成检测心脏事件，诸如P波或R波，并向处理电路系统85提供发生这种事件的指示，例如如1992年6月2日公告的授予Keimel等人的题为“用于监测电生理信号的装置(APPARATUS FOR MONITORINGELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS)”的美国专利第5,117,824号中所描述的。
感测电路系统87还可包括开关模块，以选择使用可用电极97中的哪些电极(或电极极性)来感测心脏活动。在具有若干电极97的示例中，处理电路系统85可经由感测电路系统87内的开关模块选择用作感测电极的电极，即选择感测配置。感测电路系统87还可以将一个或多个数字化EGM信号传递到处理电路系统85以用于分析，例如用于心律辨别。
在图6的示例中，IMD 15包括耦合到感测电路系统87的一个或多个传感器92。尽管在图6中示出为被包括在IMD 15内，但是传感器92中的一个或多个可以在IMD 15的外部，例如经由一个或多个引线耦合到IMD 15，或者被配置成与IMD 15无线通信。在一些示例中，传感器92转换指示患者参数的信号，该信号可以被感测电路系统87放大、滤波或以其他方式处理。在这样的示例中，处理电路系统85基于该信号确定患者参数的值。在一些示例中，传感器92确定患者参数值，并且例如经由有线或无线连接将它们传送到处理电路系统85。
在一些示例中，传感器92包括一个或多个加速度计93，例如，一个或多个三轴加速度计。由一个或多个加速度计93生成的信号可指示例如患者的总体身体运动(例如，活动)、患者姿势、心音信号或与心脏的搏动相关联的振动或运动、或咳嗽、罗音或其他呼吸异常。加速度计93可产生信号并将信号发射至处理电路系统85以用于有关患者姿势的确定。在各种示例中，来自加速度计93的信号被处理以确定活动(诸如，当患者正迈出一个或多个步伐时，或者例如当患者正在跑步时)，以用于提供与患者的患者发起的身体活动相关联的活动计数。在一些示例中，传感器92可以包括被配置成转换指示血流、血液的氧饱和度、或患者温度的信号的传感器，并且处理电路系统85可以基于这些信号确定患者参数值。在各种示例中，传感器92可包括如前所述的传感器18中的一个或组合。
在一些示例中，处理电路系统85基于压力信号确定一个或多个患者参数值。基于压力确定的患者参数值可以包括例如收缩压值或舒张压值，诸如，肺动脉舒张压值。在一些示例中，诸如传感器电路18(图1和图2)之类的单独设备包括被配置成生成压力信号的一个或多个传感器和感测电路系统，并且处理电路系统85基于从IMD 15接收到的信息确定与血压相关的患者参数值。
当作为IMD 15的一部分被提供时，治疗递送电路系统88可以被配置成生成电治疗并向心脏递送该电治疗。治疗递送电路系统88可包括一个或多个脉冲发生器、电容器、和/或能够生成和/或存储能量以作为以下治疗进行递送的其他部件：起搏治疗、除颤治疗、心脏复律治疗、其他治疗、或者这些治疗的组合。在一些实例中，治疗递送电路系统88可包括配置成提供起搏治疗的第一组部件以及配置成提供抗快速性心律失常电击治疗的第二组部件。在其他实例中，治疗递送电路系统88可利用相同的一组部件来提供起搏和抗快速性心律失常电击治疗两者。在又一些其他实例中，治疗递送电路系统88可共享起搏和电击治疗部件中的一些部件，而将其他部件仅用于起搏或电击递送。
治疗递送电路系统88可包括充电电路系统、一个或多个电荷存储设备(诸如，例如一个或多个电容器)、以及控制(多个)电容器何时向电极97放电以及脉冲宽度的开关电路系统。治疗递送电路系统88可以根据从处理电路系统85接收到的控制信号来执行对电容器充电至编程的起搏脉冲振幅以及对电容器放电达编程的脉冲宽度，该控制信号由处理电路系统85根据存储在存储器86中的参数来提供。处理电路系统85例如根据存储在存储器86中的参数来控制治疗递送电路系统88经由电极97的一个或多个组合来将所生成的治疗递送到心脏。治疗递送电路系统88可以包括开关电路系统，用于例如如由处理电路系统85所控制的，选择使用可用电极97中的哪些来递送治疗。
通信电路系统90包括用于与另一设备(诸如，外部设备11、收发器16或另一IMD或传感器，诸如，传感器电路18，如图1和图2中所示的)通信的任何合适的硬件、固件、软件或其任何组合。再次参考图6，在处理电路系统85的控制下，通信电路系统90可在天线(诸如，天线94)的帮助下，从外部设备11或另一设备接收下行链路遥测并将上行链路遥测发送至外部设备11或另一设备，该天线可以是内部的和/或外部的。在一些示例中，通信电路系统90可以例如通过收发器16与本地外部设备通信，并且处理电路系统85可以经由本地外部设备和计算机网络(诸如由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
网络)来与联网计算设备通信。
如以上所描述的，在一些示例中(即，使用单个天线的示例中)，天线信号可从遥测通信电路系统被切换至再充电电路。在其他示例中，再充电天线/线圈与通信/遥测天线分开。例如，天线94可通过开关95在被耦合至通信电路系统90与被耦合至设备再充电电路系统91之间切换，其中，开关95可由处理电路系统85控制以确定天线94何时被耦合至通信电路系统90以及天线94何时被耦合至设备再充电电路系统91。
在各种示例中，处理电路系统85被耦合到设备再充电电路91，并且接收信息，诸如，由于电能量而在天线94或天线96中感应到的电流水平，该电能量经由出于对电源89进行再充电的目的而施加在IMD 15上的电磁能而被天线接收。处理电路系统85可以以输出信号的形式向通信电路系统90提供该信息和其他信息，例如与电源89相关联的充电速率和温度信息，以用于从IMD 15发射到一个或多个外部设备，例如收发器16。外部设备(多个)可以使用此发射的信息来控制再充电过程的一个或多个方面。例如，可以使用从IMD 15发射的该信息来控制位于IMD 15外部的一对线圈的定位和/或取向以及生成施加在IMD 15上的电磁场。
可以使用从IMD 15发射的该信息，来控制用于对该对线圈中的线圈通电的电参数的设置，出于对电源89进行再充电的目的，该对线圈生成施加在IMD 15上的电磁场。另外，从IMD 15发射的诸如温度和场强信息之类的其他信息可以用于控制再充电过程，例如通过调节由外部线圈生成的场强，或例如关闭外部线圈以停止再充电过程。
临床医生或其他用户可以使用外部设备11或另一本地或联网计算设备来从IMD15检取数据，该另一本地或联网计算设备被配置成经由通信电路系统90例如通过诸如收发器16之类的收发器与处理电路系统85通信。临床医生还可以使用外部设备11或另一本地的或联网的计算设备来对IMD 15的参数进行编程。
在各种示例中，处理电路系统85被配置成接收来自感测电路系统87、传感器92的信号和/或由IMD 15外部的传感器提供的传感器信号，以处理这些传感器信号，以直接地基于传感器信号生成一个或多个输入参数或生成从传感器信号导出的一个或多个输入参数。输入参数与一个或多个生理参数的(多个)当前值相关联，该一个或多个生理参数与患者(诸如，患者12)相关联。与输入参数相关联的生理参数可以包括活动计数、呼吸速率、呼吸速率、移动、姿势、以及与患者相关联的姿势的变化。与这些输入参数相关联的当前值可以是直接根据输入参数测得的值或从这些输入参数导出的值。例如，可以将例如以每分钟的心跳或每心动周期长度的心跳测得的心率的值确定为，在某个预先限定的时间段内测得的与患者心率相关联的输入参数的当前值(例如，最新值)。相似地，可以将例如以每分钟的呼吸或每呼吸周期长度的呼吸测得的呼吸速率的值确定为，如在某个预先限定的时间段内测得的与患者呼吸速率相关联的输入参数的当前值(例如，最新值)。
相似地，可确定其他输入参数的当前值，诸如活动计数(例如，基于例如以患者每分钟走的步数测得的患者的移动)、体温、以及例如患者姿势的当前值(例如，躺下、站立、坐下)。在一些示例中，生理参数的当前值可以是一时间段中的测得值的平均值或中位数。这些参数可以用于监测患者的身体状况，和/或用于基于对由IMD 15从一个或多个外部设备接收到的感知参数和/或指令的分析，来确定施加给患者的治疗的功效、和/或向患者施加新的或不同的治疗(例如新的或不同的电刺激治疗)的需要。
图7是示出根据本公开中描述的各种示例的示例感应再充电系统100的功能框图。根据本公开中描述的各种示例，系统100包括再充电电路系统101，该再充电电路系统101电耦合至一对线圈，该对线圈包括位于患者12外部的第一线圈102和第二线圈103。在一些示例中，如下面进一步描述的那样，线圈102、103被物理布置为将以类似于亥姆霍兹线圈的形式物理布置的一对线圈。当被通电时，线圈102和103可以配置成提供随时间变化的一组相反电磁场，所述电磁场可以被施加到植入的医疗设备上，例如IMD 15(示例性表示为植入患者12体内)，以便为IMD 15内的电源进行再充电。再充电电路系统101可以被耦合到计算设备106，该计算设备106包括显示器106A和一个或多个输入设备106B，诸如键盘和/或计算机鼠标，一个或多个输入设备16B允许用户通过计算设备106与再充电电路系统101交互。计算设备106可以通过有线连接106C和/或通过无线连接106D通信地链接到再充电电路系统101。
在各种示例中，计算设备106被配置成允许诸如医师或技术员(均未在图7中示出)之类的用户以如下的方式来操作和控制再充电电路系统101：分配由线圈102、103所生成的电磁场的相对强度，以此方式以便使峰值磁场强度的方向转向，从而最大化到位于IMD 15中的单个再充电线圈(例如接收天线)的功率传递，该单个再充电线圈被定位在由线圈102、103生成的电磁场中。。此外，从IMD 15接收的反馈，例如由计算设备106接收的反馈，可以用于控制和调整再充电电路系统101的各个方面，包括基于由IMD 15提供的反馈来物理地调整由电线圈102、103中的每一个生成的相反磁场的定位和相对强度。
例如，该组电线圈102、103可以布置成使得线圈的位置可以例如向上和向下移动、向左或向右移动、和/或围绕线圈102、103之间延伸的一个或多个轴线倾斜或旋转，以便将IMD 15的接收天线定位在估计的最佳再充电包络内，该估计的最佳再充电包络由通过对线圈102和103的通电而生成的电磁场形成。当接收天线位于估计的最佳再充电包络内时，第三线圈围绕在该对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)相对于由合成磁场在第三线圈中感应到的电流水平的耦合效率不相关。此外，由再充电电路系统101提供的对第一线圈102和第二线圈103中的每一个的通电的单独控制可以用于使施加在位于IMD 15内的再充电电路系统的接收线圈上的合成磁场的方向转向，以及该纵轴与第三线圈的法向轴之间的取向角
从而增大由再充电电路系统提供给接收线圈的感应耦合和功率传递的水平。
在一些情况下，可以重新配置对线圈102、103的通电，使得代替在线圈之间的体积空间中生成相反的磁场，而是对线圈通电以生成在线圈之间的整个空间中具有相同方向的均匀(uniform)磁场，并且该方向平行于在线圈的中心点之间延伸的纵轴的方向，如以下进一步描述的。可以基于被再充电的设备中的接收天线的相对取向以及线圈102和103的取向，来做出关于是对线圈102和103通电以生成相反的磁场还是生成均匀的磁场的确定。是使用在线圈102和103之间的整个空间中相反的磁场还是具有相同方向的均匀磁场的决定，可以基于在要被再充电的设备上执行的再充电程序期间由线圈102和103感应到接收线圈中的测得的电流水平。
在一些示例中，来自IMD 15的反馈包括通过由线圈102和103提供的能量的感应耦合而在IMD 15的接收线圈中感应的电流水平的值。由IMD 15提供的其他信息(诸如温度、充电速率、和由IMD 15生成的充电百分比信息)可以从IMD 15发射到计算设备106和/或其他外部设备，并由再充电电路系统101使用，以控制对线圈102和103的通电、和/或确定何时终止由再充电电路系统101在IMD 15上执行的再充电过程。
系统100进一步包括外部计算设备(诸如，服务器108)，以及可经由网络107通信地耦合至IMD 15、计算设备106、和/或外部设备104的一个或多个其他计算设备111A-111N。在该示例中，IMD 15可以使用其通信电路系统，以在不同时间处和/或在不同位置或环境中，经由第一无线连接与外部设备104通信和/或经由第二无线连接与接入点105通信。在图7的示例中，计算设备106、接入点105、外部设备104、服务器108、以及计算设备111A-111N互连，并且能够至少通过网络107彼此通信。
接入点105可包括经由各种连接(诸如电话拨号、数字用户线路(DSL)或线缆调制解调器连接)中的任一种连接至网络107的设备。在其他示例中，接入点105可通过不同形式的连接(包括有线或无线连接)被耦合至网络107。在一些示例中，接入点105可以与患者共同定位。接入点105可以例如周期性地或响应于来自患者或来自网络107的命令而询问IMD15，以从IMD 15检取生理测量和/或其他操作或患者数据。接入点105可经由网络107向服务器108提供检取到的数据。在各种示例中，接入点105可以是上文描述的收发器16的任何示例。在各种示例中，接入点105可以是上文描述的外部设备11的任何示例。在一些情况下，服务器108可以被配置成为已经从IMD 15、从再充电电路系统101和/或从外部设备104收集的数据提供安全存储位置。在一些情况下，服务器108可以将数据汇编在网页或其他文件中，以由受训练的专业人员(诸如临床医生)经由计算设备111A-111N来查看。可利用与由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
网络所提供的通用网络技术和功能类似的通用网络技术和功能来在一些方面中实现图7的所示系统100。
在一些示例中，计算设备106、接入点105、服务器108、或计算设备111A-111N中的一个或多个可以被配置成执行如下操作(例如可以包括被配置成执行如下操作的处理电路系统)：在本文例如相对于IMD15和外部设备104的处理电路系统所描述的、与位于IMD 15内的电源的再充电有关的技术中的一些或全部。在图7所示的系统100的示例中，服务器108包括存储器109和处理电路系统110，存储器109可以被配置成存储从IMD 15和/或外部设备104接收的生理数据和其他数据，处理电路系统110可以被配置成提供归因于如本文所述的IMD 15的处理电路系统的功能中的一些或全部。例如，处理电路系统110可以提供由再充电电路系统101使用的编程和/或参数，该编程和/或参数可以在向位于IMD 15内的电源提供感应式再充电的过程中使用。相对于本公开的图8A-8C、图9A-9B、图10A-10B、和图11-16进一步描述了线圈102和103以及再充电电路系统101的配置和操作特征。
图8A示出了根据本公开中所描述的各种示例的用于成对的电线圈的布线示意图120、130和140的示例。如布线示意图120所示的，电源123被配置成提供电流，电源123通过电导体(诸如，由诸如传导性金属之类的导电材料形成的导线)电耦合至第一电线圈121和第二电线圈122。如示意图120所示，第一电线圈121具有耦合到电源123的第一端子124的第一连接C1，以及耦合到第二电线圈122的第一连接C3的第二连接C2。第二电线圈包括耦合到电源123的第二端子125的第二连接C4。当如布线示意图120所示被耦合时，第一电线圈121和第二电线圈122串联电耦合，使得在任何给定时间处，由电源123提供的电流例如在端子124处从端子124流向第一电线圈121的连接C1，在连接C2处从第一电线圈121中流出，并在连接C3处流入第二电线圈122，在连接C4处退出第二线圈122，以通过第二端子125返回电源123。如布线示意图120所示的，该电流流动由箭头和相关联的字母“I”表示。
本领域的普通技术人员将理解，布线示意图120中所示的电流流动还可以在与布线示意图120中所示的方向相反的方向上流动，例如，从电源123流向第二线圈122，然后在返回到电源123之前流到第一电线圈121。在各种示例中，由电源123提供给第一电线圈121和第二电线圈122的电流的振幅、方向(例如，极性)和/或幅度(例如，频率变化和/或占空比)也可以以时间相关的方式变化，例如以具有正弦波形或以某种方式随时间改变电流的振幅、极性和/或幅度的某种其他波形的交流电的形式而变化。
如果布线示意图120中的第一电线圈121和第二电线圈122被以特定布置(诸如，近似于亥姆霍兹线圈的布置)进行物理构造并相对于彼此放置，则可能会在线圈之间的区域126中感应出相对均匀的磁场。当电源123使用由布线示意图120所示的布线布置向第一电线圈121和第二电线圈122提供变化的电流时，在线圈之间的区域126中生成的磁场可能相对于两个线圈共同的纵轴在同一方向上(平行方向)。在线圈之间的区域126中生成的该磁场在大多数情况下对于位于线圈之间的区域126基本上是均匀的，并且可以用于例如在位于第一电线圈121和第二电线圈122之间的区域126中的第三线圈(在布线示意图120中未示出)中感应出电流。
在一些示例中，第三电线圈可以是植入的医疗设备的天线和/或再充电线圈，并且在第三电线圈中感应出的电流可以用于对植入的医疗设备(在布线示意图120中未示出)的可再充电电源(例如电池或电容设备)(在布线示意图120中未示出)充电，该可再充电电源耦合至第三线圈。在被配置成仅具有单个取向轴的第三线圈的示例中，例如平面型天线，在区域126中提供的均匀磁场可能与第三线圈的取向轴对齐或不对齐，并且因此，在线圈121、122与第三线圈之间可能没有提供感应耦合，或者感应耦合的水平很低或效率很低。
在图8A的布线示意图130中示出了用于电源和一对电线圈的另一布线布置。如布线示意图130所示，电源133包括第一端子134，该第一端子134耦合至第一电线圈131的第一连接C1。第一电线圈131包括耦合到第二电线圈132的第二连接C4的第二连接C2。第二电线圈132的第一连接C3耦合到电源133的第二端子135。
当如布线示意图130所示被耦合时，第一电线圈131和第二电线圈132串联电耦合，使得在任何给定时间处，由电源133提供的电流例如在端子134处从第一端子134流向第一电线圈121的连接C1，在连接C2处从第一电线圈131中流出，并在连接C4处流入第二电线圈132，并且在连接C3处退出第二线圈132，以通过第二端子135返回电源133。如布线示意图130所示的，该电流流动由箭头和相关联的字母“I”表示。本领域的普通技术人员将理解，布线示意图130中所示的电流流动还可以在与布线示意图130中所示的方向相反的方向上流动，例如，从电源133流向第二线圈132，然后在返回到电源133之前流向第一电线圈131。在各种示例中，由电源133提供给第一电线圈131和第二电线圈132的电流的振幅、方向和/或幅度也可以以时间相关的方式变化，例如以具有正弦波形或以某种方式随时间改变电流的振幅、极性和/或幅度的某种其他波形的交流电的形式而变化。
如果第一电线圈131和第二电线圈132被以特定布置(诸如，近似于亥姆霍兹线圈的布置)进行物理构造并相对于彼此放置，则可能会在线圈之间的区域136中感应出磁场。当电源133使用由布线示意图130示出的布线布置向第一电线圈131和第二电线圈132提供电流时，在线圈之间的区域136中生成的磁场可以用于在第三电线圈(在布线示意图130中未示出)中感应电流，该第三线圈被放置在第一电线圈131与第二电线圈132之间的区域136中，以允许对可再充电电源或电容设备(在布线示意图130中未示出)进行再充电，该可再充电电源或电容设备以类似于以上相对于布线示意图120所描述的方式被耦合到第三线圈。
与以上相对于布线示意图120所述的布置相反，当通过电源133向第一线圈131和第二线圈132提供电流时，由第一线圈131和第二线圈132分别生成的磁场在两个线圈之间的区域136内，并且相对于两个线圈共同的纵轴，将不在同一方向上。由于第一电线圈131的布线布置相对于第二电线圈132的布线布置相反，因此第一电线圈131可以生成具有与由第二电线圈132所生成的磁场相反(例如，相对)的方向的磁场，同时具有与由第二电线圈132生成的磁场强度大致相同的磁场强度。如下面进一步详细描述的，由第一电线圈131和第二电线圈132的相反磁场生成的合成磁场可以提供位于第一电线圈131和第二电线圈132之间的合成磁场区域，该合成磁场具有垂直于或基本垂直于两个线圈共同的并且在两个线圈之间延伸的纵轴的取向。
在通常垂直于布线示意图130中的第一和第二电线圈两者共同的纵轴的这些合成磁场区域内，放置在这些区域内的第三电线圈相对于在线圈131和132之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)变得相对于用于将电流感应到第三线圈中的耦合效率不相关。因此，出于再充电的目的，第三电线圈相对于在再充电线圈131和132之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被消除作为相对于在由第一和第二电线圈131、132提供的合成磁场与第三线圈之间实现的耦合效率的因素。使第三线圈的旋转位置角θ(theta)呈现不相关降低了相对于线圈之间的纵轴的旋转位置角的数量，当出于在由线圈131、132生成的磁场与第三线圈之间提供有效的耦合水平的目的，而试图将第三电线圈在第一电线圈131和第二电线圈132之间生成的电磁场内进行定位和取向时，需要考虑这些旋转位置角。
例如，通过将第三线圈定位在区域136中的合成磁场垂直于或基本上垂直于线圈131、132共同的并在线圈131、132之间延伸的纵轴的各部分中，第三线圈的位置可以围绕在线圈131、132之间延伸的纵轴旋转到围绕纵轴的任何角度θ(theta)，同时维持在该纵轴与第三线圈的法向轴之间的相同的取向角
并且无论该旋转角θ(theta)如何，都可以实现相同水平的感应耦合。如上所述，第三线圈绕纵轴的旋转取向的位置角θ(theta)的消除可以允许使用更简单的系统(诸如，仅使用单对电线圈131、132的再充电系统)，来对耦合到第三天线的设备进行再充电，同时在线圈131、132与第三线圈之间实现高水平或最大水平的感应耦合。即使当第三线圈可以是深度植入的医疗设备的一部分时，和/或当第三线圈例如仅具有用于与施加在第三线圈上的磁场(多个)感应耦合的单个取向轴(例如，法向轴)时，也可以实现高水平或最大水平的感应耦合。
包括一对线圈(诸如线圈131、132)并按照布线示意图130所示进行布线的系统可用于将电流感应到第三线圈中，该第三线圈位于线圈之间的区域136的某些部分内，所述某些部分包括相对于在线圈之间延伸的纵轴的垂直或基本垂直的合成磁场。当第三线圈位于包括垂直或基本垂直的合成磁场的区域内时，第三线圈相对于在线圈131、132之间延伸的纵轴的旋转取向的位置角θ(theta)可通过生成垂直合成磁场的相反磁场而被呈现为不相关。可以例如通过移动/倾斜该对线圈相对于第三线圈的位置，和/或移动/倾斜第三线圈(例如通过相对于该对线圈重新定位患者)，来在该对线圈与第三线圈之间进行附加对齐(多个)。可以基于由耦合到第三线圈的电路系统提供的反馈来执行并且在一些示例中自动地控制这些附加对齐，该反馈指示在第三线圈处实现的感应电流的水平和/或耦合效率的水平。
上述的附加对齐可以允许第三线圈的一个或多个相关取向轴与由线圈131、132生成的合成磁场更好地对齐，以在被通电以生成合成磁场的该对线圈与第三线圈之间实现高水平或甚至最大水平的感应耦合。布线示意图130中所示的布线技术的使用可以简化再充电系统，该再充电系统用于例如通过提供如下的系统来为植入的医疗设备再充电：该系统仅需要单对再充电线圈来生成用于为植入的IMD的电源再充电的合成磁场，同时允许高水平或最大水平的耦合效率，即使IMD的接收天线(第三线圈)是单向线圈或平面型线圈。
在图8A的布线示意图140中示出了用于电源和一对电线圈的另一布线布置。如布线示意图140所示，第一电源143包括耦合到第一电线圈141的第一连接C1的第一端子143A。第一电线圈141包括耦合到电源143的第二端子143B的第二连接C2。第二电源144包括耦合到第二电线圈142的第一连接C3的第一端子144B。第二电线圈142包括耦合到电源144的第二端子144A的第二连接C4。当如布线示意图140所示进行耦合时，第一电线圈141和第二电线圈142相对于提供给每个线圈的电流彼此电隔离，使得在任何给定的时间处，在布线示意图140中，由电源143提供给第一电线圈141的电流可以用“I-1”示意性地表示，并且由电源144提供给第二电线圈142的电流可以用“I-2”示意性地表示。
因为第一电源143和第一电线圈141与第二电源144和第二电线圈142电隔离，所以流过第一电线圈141的电流量(在布线示意图140中被示意性地示为“I-1”)可在任何给定的时间处相对于流过第二电线圈142的电流(在布线示意图140中被示意性地示为“I-2”)在振幅、极性和/或幅度上是不同的。虽然在布线示意图140中被示为分开的电源，但是本领域的普通技术人员将理解，电源143和电源144可以是由单个电源或功率供应提供的单独可控制的输出，并且不一定需要由单独的或分开的功率供应设备提供。
本领域的普通技术人员将理解，布线示意图140中所示的这些电流流动还可以在与布线示意图140中所示的方向相反的方向上流动。例如，流过第一电线圈141的电流“I-1”可以从电源143流到第一电线圈141的连接器C2，并且通过连接C1返回到第一电源143，并且流过第二电线圈142的电流“I-2”可以从电源144流到第二电线圈142的连接器C3，并通过第二线圈142的连接器C4返回到第二电源144。在各种示例中，可以以时间相关的方式改变由电源143提供给第一电线圈141的电流的方向、极性和/或幅度，以及由第二电源144提供给第二电线圈142的电流的方向、极性和/或幅度，例如，以具有正弦波形、或诸如以某种方式随时间改变这些电流的振幅、极性和/或幅度的其他波形的交流电的形式。
如果第一电线圈141和第二电线圈142以特定布置(诸如，将近似于亥姆霍兹线圈的布置)被物理地构造并相对于彼此放置，则可以在线圈之间的区域148中感应出合成磁场。当使用由布线示意图140所示的布线布置，电源143向第一电线圈141提供变化的电流，并且第二电源144向第二电线圈142提供变化的电流时，在线圈之间的区域148中生成的合成磁场可用于在被放置于第一电线圈141和第二电线圈142之间的区域148中的第三电线圈(在布线示意图140中未示出)中感应出电流。感应的电流可以允许以类似于上文相对于布线示意图120所述的方式对耦合到第三电线圈的可再充电电源或电容设备(在布线示意图140中未示出)进行再充电。
与以上相对于布线示意图120所描述的布置相反，当分别通过电源143、144向这些线圈提供电流时，由第一电子线圈141和第二电线圈142生成的磁场可彼此相反，例如，在两个线圈之间的区域148内、并且相对于两个线圈共同的并在两个线圈之间延伸的纵轴不在同一方向上。由于第一电线圈141的布线布置相对于第二电线圈142的布线布置相反并且第一电线圈141与第二电线圈142电隔离，因此第一电线圈141可以生成具有与第二电线圈142生成的磁场相反(例如，相对)的方向的磁场。
如下面进一步详细描述的，由第一电线圈141和第二电线圈142的相反磁场生成的合成磁场可以提供位于第一电线圈141和第二电线圈142之间的合成磁场区域，该合成磁场区域在位于线圈之间的区域148的一些部分内垂直于两个线圈共同的并且在两个线圈之间延伸的纵轴。在这些合成磁场区域内，第三电线圈相对于在两个线圈141和142之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)变得相对于用于将电流感应到第三电线圈中的耦合效率不相关。因此，出于再充电的目的，第三电线圈相对于在再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被消除作为相对于提供第一电线圈141和第二电线圈142的磁场之间的耦合效率的因素。该特征降低当出于在第一和第二电线圈与可被放置在区域148内的第三线圈之间提供有效水平的耦合的目的而试图将第三电线圈在第一电线圈141和第二电线圈142之间生成的电磁场内进行取向时需要考虑的取向的数量。
此外，由于线圈141由相对于第二电线圈142(例如，由第二电源144供电)的分开的功率供应(例如，第一电源143)控制和供电，因此在第一电线圈141和第二电线圈142之间的区域148中生成的电磁场可被进一步控制成使得区域148内的相反磁场可以在如下的方向上被“弯曲”或“转向”：使得区域148的多个部分中的合成磁场具有不垂直于在第一和第二电线圈之间延伸的纵轴的方向角。例如，与提供给线圈141、142的一个线圈的电流水平相比，通过向线圈141、142中的另一线圈提供更大的电流或具有更高振幅的电流，区域148的多个部分内的合成磁场可以在特定方向上被进一步转向(例如弯曲)，以产生具有不垂直于两个线圈共同的纵轴的方向角的合成磁场。弯曲或转向可以允许以与已被放置在区域148内的第三线圈的特定取向轴更对齐的方向角来生成合成磁场，以便对耦合到第三线圈的植入的医疗设备(在布线示意图140中未示出)的电源进行再充电。
在一些示例中，在区域148的多个部分内对由第一电线圈141和第二电线圈142生成的相反磁场的转向可以被调整和控制，以产生与合成磁场的方向相对应的角度，该方向与第三线圈的法向轴和在线圈141和142之间延伸的纵轴之间的取向角
对齐。通过这样做，在第一和第二线圈141、142之间的区域148的一个或多个部分中提供的合成磁场的方向角被布置成使得在第一和第二电线圈141、142之间生成的合成磁场的方向更好地与放置在区域148内的第三线圈的法向轴的取向轴对齐。
使用例如如通过布线示意图130或通过布线示意图140所示地电耦合的一对线圈的布置，并且对这对线圈通电以在该对线圈之间的区域内生成相反的磁场，可以在该对线圈之间的区域的多个部分内生成合成磁场，该合成磁场可用于将电功率感应地耦合到放置在该对线圈之间的区域中的第三线圈，其中合成磁场使第三电线圈相对于在两个线圈之间延伸的纵轴的旋转取向的位置角θ(theta)呈现为相对于可在两个再充电线圈与第三线圈之间实现的感应耦合效率水平不相关。
如以下进一步描述的，用于生成提供这些特征的合成磁场的线圈之间的区域可以被称为“估计的最佳再充电包络”，或简称为“再充电包络”。另外，通过提供分别可控制的电源，或具有单独耦合到线圈141、142的分别可控制的功率输出的单个电源，在线圈之间的区域148的一部分中生成的合成磁场可被弯曲或转向以将合成磁场与第三线圈的法向轴和该纵轴之间的取向角
对齐，第三线圈耦合到IMD的电源，该IMD的电源将经由从合成磁场传递到第三线圈的能量进行再充电。
布线示意图130和140中所示的布线技术的使用可以简化再充电系统，该再充电系统用于例如通过提供如下的系统来为植入的医疗设备再充电：该系统仅需要单对再充电线圈来生成用于为植入的IMD的电源再充电的合成磁场，同时允许高水平或最大水平的耦合效率，即使IMD的接收天线(第三线圈)是单向线圈或平面型线圈。例如，如在布线示意图140中所示的，使在再充电线圈141、142之间生成的合成磁场弯曲或转向的附加能力可以通过如下方式来进一步简化系统：降低或消除重新定位(例如，旋转或倾斜)再充电线圈，以便将合成磁场与用于提供感应电流来对植入的IMD的电源进行再充电的接收线圈的取向的法向轴对齐的需要。
图8B示出了根据本公开中描述的示例实现和技术的包括示例的一对电线圈151和161的再充电系统150的一部分。在系统150的一些示例中，第一电线圈151和第二电线圈161以与用于形成亥姆霍兹线圈的方式相同或相似的方式物理地配置和定位，但是线圈151和161的示例不限于物理地配置为具体地形成亥姆霍兹线圈布置。例如，如图8B所示的，线圈151和161被示为对称线圈，每个线圈具有圆形的绕组，该圆形的绕组分别围绕中心点155和165缠绕，并且每个绕组沿着两个线圈共同的纵轴170以距离171彼此间隔开。在一些示例中，距离171等于每个线圈的径向尺寸，诸如线圈151的半径154和线圈161的半径164。距离171也可以被称为线圈151和161之间的分隔距离。用于一对电线圈的这种物理布置通常与亥姆霍兹线圈相关联。
如相对于图8B所示和所述的线圈151、161的示例旨在作为一对线圈的布置的非限制性示例，该对线圈可以包括根据本公开描述的设备、系统和技术的再充电系统的一部分。可以用作被配置成执行本公开中描述的技术的再充电系统的一部分的一对线圈的示例的变型不限于亥姆霍兹线圈，或者不限于图8B所示的示例。例如，线圈151、161的形状不限于圆形绕组，并且可以是其他形状，例如正方形、矩形或椭圆形绕组，以及在鞍形曲线或其他非平面曲线之上被“弯曲”的线圈，该非平面曲线具有与轴线170垂直并且相交的平面。
另外，线圈之间的间隔不限于需要是与该间隔尺寸相同的尺寸或以特定方式与该间隔尺寸成比例的尺寸的任何特定尺寸值。例如，沿着与两个线圈的绕组相交并且平行于轴线170的线测得的线圈之间的距离在围绕线圈的圆周或周边的不同位置处可以具有不同的值。在这些情况下，在线圈之间形成的再充电包络的横截面尺寸可以随着再充电包络围绕轴线170延伸而变化。例如，相比于该包络的其他部分，在该包络的某些部分处，再充电包络的某个部分可以“更宽”，例如针对轴线具有更大的尺寸值。另外，线圈151、161不必是一个线圈相对于另一线圈的大小和/或形状尺寸对称。在贯穿本公开(例如，相对于图7、图8A、图8C、图9、图10A、图10B和图11-13)描述并示出了与形成用于再充电系统的一对线圈的线圈结构、尺寸、以及相对物理定位和/或配置有关的其他可能的变化。
如图8B所示的，第一电线圈151包括绕组152，该绕组152包括一定长度的电导体，该电导体可以缠绕在绕组支撑结构153上。可以大体上以环形线圈的形状形成绕组152。支撑结构153支撑绕组152，使得形成绕组152的一个或多个电导体(诸如，多股导体(例如，利兹线(Litz wire))的各绕组中的每一个绕组以围绕并且环绕支撑结构153的中心点155定位的基本上圆形的构造被形成，其中绕组152位于距中心点155的最小距离处并以半径154环绕中心点155，或者位于基本上在围绕半径154的小距离变化内的第一距离和第二距离(例如，确定绕组152相对中心点155的厚度172的距离范围)内。
在一些示例中，绕组152的被包含纵轴170的平面以横截面切开的任何部分可以包括诸如正方形、矩形、圆形或椭圆形之类的形状，该形状沿着绕组在第一电线圈151的中心点155环绕的方向上延伸。被包括在第一电线圈151的绕组152中的电导体的每个单独的圆形绕组可位于垂直于纵轴170的一个或多个平面中，形成绕组151的宽度173，并且使每个绕组位于在与纵轴170的方向相对应的方向上距第二电线圈161的绕组至少最小距离171处。如图8B所示，纵轴170包括与第一电线圈151的中心点155和第二电线圈161的中心点165两者相交的线。
如图8B所示的，第二电线圈161包括绕组162，该绕组162包括一定长度的电导体，该电导体可以缠绕在绕组支撑结构163上。可以大体上以环形线圈的形状形成绕组162。支撑结构163支撑绕组162，使得电导体的各绕组中的每一个绕组以围绕支撑结构163的中心点165定位的基本上圆形的构造被形成，其中绕组162位于距中心点165的最小距离处并以半径164环绕中心点165，或者位于基本上在围绕半径164的小距离变化内的第一距离和第二距离(例如，确定绕组162相对中心点165的厚度177的距离范围)内。在一些示例中，绕组162的被包含纵轴170的平面以横截面切开的任何部分可以包括诸如正方形、矩形、圆形或椭圆形之类的形状，该形状沿着绕组在第二电线圈161的中心点165环绕的方向上延伸。被包括在第二电线圈161的绕组162中的电导体(或多股导体)的每个单独的圆形绕组可位于垂直于纵轴170的一个或多个平面中，形成绕组161的宽度178，并且每个绕组位于在与纵轴170的方向相对应的方向上距第一电线圈151的绕组至少最小距离171处。
绕组152和162中的每一个的形状的示例不限于分别围绕中心点155、165的任何特定形状。例如，代替圆形的形状，绕组152和162的形状在一些示例中可以是围绕绕组的相应中心点的正方形或矩形形状。通常，绕组151和161彼此分隔开距离171，其中在一些示例中，距离171的值等于半径154和164中的每一个的值。第一电线圈151的绕组152可以与形成在各自垂直于纵轴170并且彼此垂直的垂直轴175和水平轴176的相交处的原点间隔开一定距离，第二电线圈162的绕组162可以与纵轴170、垂直轴175和水平轴176相交的相同原点间隔开一定距离，其中原点与线圈151之间的距离的值等于原点与线圈161之间的距离的值。在各个示例中，第一电线圈151的形状和尺寸与第二电线圈161的形状和尺寸相同并且对称。相对于图8C示出和描述关于可分别用于形成第一和第二电线圈151、161的绕组152和162的附加示例和细节。
如图8B所示，第一电线圈151可以耦合到电功率供应(图8B中未示出，但是例如如图8A中所示的电源133或电源143)。如图8B所示，电功率供应可以耦合到被电耦合到绕组152的第一端的端子157，并且耦合到被电耦合到绕组152的与第一端相反的第二端的端子158，并且被配置成向第一电线圈151的传导性绕组152递送电流“I-1”。第二电线圈161可以被耦合到电功率供应(在图8B中未示出，但是例如在图8A中示出的电源133或电源144)，该电功率供应被配置成向第二电线圈161的传导性绕组162递送电流“I-2”。在一些示例中，同一功率供应被耦合到第一电线圈151和第二电线圈161，并且在这些示例中，作为电流“I-1”被提供给第一电线圈151的电流水平将与作为电流“I-2”被提供给第二电线圈161的电流水平相同。
在其他示例中，分开的功率供应或来自公共的功率供应的至少分别可控的输出被耦合成将电流“I-1”提供给第一电线圈151并将电流“I-2”提供给第二电线圈161。在使用分开的功率供应或来自耦合到第一和第二电线圈的同一功率供应的分别可控制的输出的示例中，供应给第一电线圈151的电流“I-1”可以相对于作为电流“I-2”被供应给第二电线圈162的电流具有不同的水平，例如，不同的振幅或相对于某个其他电参数的差异，诸如，占空比或幅度。
不管第一电线圈和第二电线圈是通过相同还是不同的功率供应来被提供电流，在被通电时，第一电线圈151可以被配置成在由第一电线圈环绕并且围绕中心点155的区域中生成第一磁场，该第一磁场具有通常由箭头156指示的方向，该第一磁场在朝向第二电线圈161的方向上沿着纵轴170延伸。此外，当被通电时，第二电线圈161可以被配置成在由第二电线圈环绕并且围绕中心点165的区域中生成第二磁场，该第二磁场具有通常由箭头166指示的方向，该第二磁场在朝向第一电线圈151的方向上沿着纵轴170延伸。这样，当第一电线圈151和第二电线圈161两者被通电以生成相反的第一磁场156和第二磁场166时，可以在位于第一和第二电线圈之间的区域150A内的一个或多个部分中生成合成磁场。合成磁场150B可以具有基于合成矢量的方向和场强，该合成矢量具有由第一磁场156和第二磁场166的相互作用所导致的由叠加原理所规定的方向和幅度。
在提供给第一电线圈151的电流I-1的水平等于提供给第二电线圈161的电流I-2的水平的一些示例中，合成磁场150B可以在区域150A的一个或多个部分中具有垂直于纵轴170的方向。区域150A中的合成磁场可以垂直于或基本垂直于纵轴170的这些部分可以包括区域150A中的靠近垂直轴175b并且还距纵轴170与水平轴176(如在图8B中所示的这些轴线)的交点最小距离的多个部分。说明性设备150C可以是植入式医疗设备，其包括接收天线(例如，以第三线圈的形式)，并且设备150C被配置成具有通过在区域150A内生成的磁场而被感应地耦合到该天线的电流，设备150C可以被定位在如在图8B中所示的第一电线圈151和第二电线圈161之间。在一些示例中，在由设备150C所定位的、在线圈之间的区域150A中的可由第一电线圈151和第二电线圈161生成的合成磁场150B可以基本上垂直于纵轴170，如在图8B中由箭头150B示意性示出的。因此，当由电流流动“I-1”和“I-2”通电时，线圈151和161可以分别被配置成生成相反的磁场156、166，相反的磁场156、166相互作用以在区域150A的一个或多个部分中形成合成磁场(150B)，该合成磁场在区域150A的某些部分内具有基本上垂直于纵轴170的方向角。
当设备位于提供合成磁场的区域150A的多个部分内时，合成磁场(150B)可用于向植入的医疗设备(诸如设备150C)提供能量。另外，接收天线(例如，放置在合成磁场150B内的植入的医疗设备的第三线圈)相对于在线圈151和61之间延伸的纵轴170的旋转取向的位置角θ(theta)可被呈现为相对于感应式耦合效率的水平不相关，当设备位于区域150A中的提供大体上垂直于纵轴170的合成磁场150B的多个部分内时，在由第一和第二电线圈151、161提供的合成磁场的电功率与设备150C的接收天线(第三线圈)之间实现该感应式耦合效率。
另外，如下文进一步描述的，可以通过控制磁场156、166的相对强度来进一步使合成磁场150B转向，使得合成磁场150B可以在具有不垂直于纵轴170的角度的方向上弯曲。该弯曲可用于通过将合成磁场150B进一步与纵轴170和设备150C的接收天线的法向轴之间的取向角
对齐，来进一步最大化由第一和第二电线圈151、161开始提供的电功率与在设备150C的接收天线中感应的电功率之间的耦合效率。针对由设备150C的区域中的合成磁场150B提供的给定的能量水平，合成磁场150B与设备150C的接收天线的法向轴的对齐提供了用于将电流感应到接收天线中的更高水平的耦合效率。
可以通过对第一和第二电线圈的物理定位(包括第一和第二电线圈相对于设备150C的接收天线的第三取向轴的旋转定位)来寻址(address)相对于通过对第一和第二电线圈151、161的通电而被生成的磁场的取向的、设备150C的接收天线的该剩余(第三)取向轴。这样，可以仅使用被通电以提供相反的磁场的一对(单对)线圈，以及通过在该单对线圈之间的区域150A中生成的合成磁场的某些部分内对第三线圈进行定位，来寻址第三线圈的每个取向轴，该第三线圈用于接收通过对第一电线圈151和第二电线圈161的通电所提供的磁场而被感应到线圈中的电功率。通过调整通过对第一和第二(再充电)线圈中的每个线圈的通电所生成的相反磁场的相对强度，可以在合成磁场与医疗设备的单向天线(诸如，平面天线)的取向轴之间实现有效耦合水平。
在各种示例中，用于在本文描述的示例的再充电系统中形成第一电线圈151或第二电线圈161中的一个的每个线圈可以被提供为如下的圆形绕组：具有在10到30英寸(25.4到76.2厘米)的范围中的半径(诸如，如图8B中示出的半径154、164)，并且线圈之间的间距(距离171)等于该半径，因此在10到30英寸(25.4到76.2厘米)的范围中。在各种示例中，半径154、164可以为大约15.4英寸(即39.0厘米)。在各种示例中，形成线圈151、161中的每一个的绕组提供在100至5,000mΩ的范围中的DC电阻或500至3,000kHz的自谐振频率。在各种示例中，由用于对线圈151、161通电的电源提供的电能量包括时间调制信号，该时间调制信号可以是正弦/余弦波形、方波波形、锯齿形波形或另一波形。在各种示例中，提供时间调制信号的振荡器被耦合到功率放大器，功率放大器的输出通过匹配网络被路由到第一和第二电线圈151、161。
在各种示例中，耦合至线圈151、161的一个或多个功率供应、或单独可控制的功率供应输出可通过一个或多个匹配网络被耦合至线圈。匹配网络(多个)可以被配置成通过最小化电压/电流反射来最大化向发射线圈的功率传递。递送到负载(例如，第一电线圈151和第二电线圈161)的功率可以在100至400W之间。在一些示例中，对应的峰值电流在5至15安培之间。线圈两端的峰值电压可高达40kV。在某些示例中，电压波与电流波很大程度上异相。在各种示例中，提供给线圈151、161的电能量是与同线圈相关联的电参数一起被确定的，以在区域150A的多个部分中提供在50至1,000A/m范围中并且为了患者的安全不超过预定值(例如，不超过1500A/m的值)的合成磁场强度。
图8C包括示出了绕组技术的各种示例的示意图，该绕组技术可以用于构造在本公开中描述的再充电系统中使用的电线圈中的一个或多个电线圈。图8C中提供的图示不一定按比例绘制，旨在示出用于电线圈的绕组技术，并且不一定示出所示出的设备的相对大小、尺寸和/或比例。为了示出的目的，在图8C的示意图中示出了第一电线圈151。在图8C所示的示意图150D中，线圈151被示出为从如下的方向观看：使线圈151的纵轴170翻转(turn)成使得如在图8C中所观看到的纵轴170被直接取向到图纸的平面中，垂直于垂直轴175和水平轴176两者，垂直轴175和水平轴176与线圈151的绕组152基本上共面并且彼此垂直。绕组152可以由一定长度的电导体(诸如导线)形成，由以半径154的距离环绕纵轴170的多个绕组围绕支撑结构153形成的，并且具有厚度172。相对于示意图150G进一步示出和描述了线圈151的绕组152的剖视图A-A。出于相对于如图8C所示的示意图150E、150F和150G中示出的视图的取向目的，下面将使用在第一电线圈151的示意图150D所示的轴线来描述在示意图150E、150F和150G所示的细节。
示意图150E是由线圈151的电导体形成的绕组152的说明性示例，该线圈151的电导体围绕支撑结构153的周边被“扁平(flat)螺旋缠绕”以形成线圈151。如示意图150E所示，线圈151被示出为从如下的方向观看：使线圈151的纵轴170翻转成使得纵轴170被直接取向到图纸的平面中，垂直于垂直轴175和水平轴176两者，垂直轴175和水平轴176与线圈151的绕组152基本上共面，并且垂直轴175和水平轴176彼此垂直。如示意图150E所示，线圈151的绕组152的每一层被缠绕成使得所有绕组相对于彼此共面，并且在具有最接近纵轴170的初始绕组并且与纵轴170间隔开为半径154的距离的第一输入引线157处开始。绕组152的附加绕组围绕(around)并绕着(surround)最接近第一输入引线157的初始绕组形成，并且当每个绕组被添加到线圈151时，形成以距纵轴170越来越大的距离绕着纵轴170的螺旋形状，延伸到第二输入引线158。如示意图150E中所示的，绕着支撑件153并在第一输入引线157和第二输入引线158之间延伸的绕组层具有在支撑结构153的外周边周围绕着纵轴的厚度172。
图8C中的示意图150F是示出绕组152的电导体被螺旋缠绕以围绕支撑结构153形成螺线管型绕组的示例。线圈151在示意图150F中被示出为从如下的方向观看：使纵轴170水平地横跨(across)该示意图被取向，并且水平轴176被翻转成使得水平轴176被直接取向到图纸的平面中，垂直于垂直轴175和纵轴170两者。如示意图150F所示的，绕组152的第一输入引线157在支撑结构153的一端153A附近缠绕，并且沿着支撑结构153在沿着纵轴170的方向上朝向支撑结构153的第二端153B到达第二输入引线158形成连续的绕组，使得如形成在第一输入引线157和第二输入引线158之间的绕组152的绕组与纵轴170相距基本上相同的距离。绕组152的各绕组因此沿着支撑结构153延伸一段距离，该距离形成绕组的宽度173。
在一些示例中，可以使用示意图150E和150F的绕组技术的组合。例如，如示意图150F所示，形成绕组152的电导体的第一层可以形成为螺线管型绕组，并且随后以类似于示意图150E所示的方式，在绕组的第一层之上形成绕组的另一层，从而形成绕组的各层，但是其中每一层包括缠绕在螺线管型绕组中的电导体的多个绕组。在各种示例中，形成为绕着另一组绕组的一组绕组的螺线管型绕组的这些层的总数不限于绕组的任何特定层数，并且可以包括形成线圈151的多个层。
图8C中的示意图150G是剖视图A-A，其示出了由线圈151的电导体形成的绕组152的示例，包括使用示意图150F中所示的螺旋绕组的组合的多个绕组，该螺旋绕组与如示意图150E所示的绕组的附加层层叠在一起。线圈151在示意图150G中被示出为以剖面并且从如下的方向观看：使纵轴170水平地横跨该示意图被取向，并且水平轴176被翻转成使得水平轴176被直接取向到图纸的平面中，垂直于垂直轴175和纵轴170两者。如示意图150G所示的，绕组152的部分150H位于纵轴170上方，并且与纵轴相距至少为半径154的距离。绕组152具有在垂直于纵轴170的方向上延伸的厚度172和在平行于纵轴170的方向上延伸的宽度173。绕组152在部分150H内的横截面形状可以由诸如具有厚度172和宽度173尺寸的正方形或矩形之类的二维形状限定。在部分150H中示出的绕组152的横截面形状不限于任何特定的形状，并且可以包括除正方形或矩形形状以外的形状，诸如圆形或椭圆形横截面。
类似地，绕组152的一部分150J可以位于纵轴170下方并且与纵轴相距至少为半径154的距离。部分150J中的绕组152可以具有与部分150H的形状相同的形状，并且具有在垂直于纵轴170的方向上延伸的相同厚度172，以及在平行于纵轴170的方向上延伸的相同宽度173。绕组152在部分150J内的横截面形状可以由诸如由厚度172和宽度173尺寸限定的正方形或矩形之类的二维形状限定。在部分150J中示出的绕组152的横截面形状不限于任何特定的形状，并且可以包括除正方形或矩形形状之外的与由部分150H提供的绕组152的横截面形状相对应的同一形状，诸如圆形或椭圆形横截面。
在各种示例中，用于缠绕线圈151的电导体是利兹线，例如单股或多股导线，其中，用于形成每个绕组152的电导体沿着电导体的外表面例如使用涂层(诸如，搪瓷)绝缘，以降低电导体的集肤效应。集肤效应是电流流过电导体的特性，该特性会导致电导体中的电流流动行进通过外部部分(例如导体的“皮肤”)，而不是通过电导体的内部部分。在较高的频率下，集肤效应更加明显。利兹线的使用有助于减少在高频下电导体中的集肤效应。另外，通过增加匝间距离来减小相应绕组/匝的匝间电容，从而增大组件的自谐振频率，并且使得能够将更高的调制频率应用于线圈。
与第一电线圈151有关的细节同样适用于如下的绕组技术的示例：可以用于构造第二电线圈(诸如图8B中所示的第二电线圈161)以及任何等效物，该第二电线圈可以被配对并布置成使用如贯穿本公开描述的相反的磁场生成合成磁场。示意图150D、150E、150F和150G中示出的绕组中的任一个以及本领域普通技术人员将理解的其他绕组技术被考虑用于形成线圈151、161，并且可以用于形成贯穿本公开被描述为被用作充电系统中的再充电线圈的线圈的任何其他示例。
图9A示出了根据本公开中描述的各种示例的包括示例性的一对电线圈190、194的再充电系统180的一部分的概念图。在各个示例中，该对电线圈190、194对应于相对于再充电系统100和图7示出和描述的一对线圈102、103，其中线圈190、194可以被配置成执行归因于作为诸如再充电系统100之类的充电系统的一部分的线圈102和103的功能中的任一个并且提供归因于作为诸如再充电系统100之类的充电系统的一部分的线圈102和103的特征中的任一个。线圈190和194可以被电耦合到单个电源，例如，如相对于布线示意图130和图8A所示出和描述的，或者可以被电耦合到不同的电源，或者被电耦合到功率供应的分别可调整的输出，如相对于布线示意图140和图8A所示出和描述的。如图9A所示的线圈190和194可以对应于如相对于图8B和图8C示出和描述的线圈151和161的示例中的任一个。
图9A包括说明性的三维坐标示意图181，该三维坐标示意图181包括在原点183处相交的X轴、Y轴和Z轴，并且X轴、Y轴和Z轴中的每个轴分别垂直于其他两个轴中的一个轴。为了说明的目的，在图9A中示出了点182，点182位于三维坐标示意图181内的一位置处。点182沿着线段184远离原点183定位，其中点182不在X轴、Y轴和Z轴中的任意两个轴都位于的平面所定义的平面中的任一个平面内。如示意图181所示，r的值表示径向段184，该径向段184具有在点182和原点183之间延伸的径向段的距离值。角度θ的值表示由径向段184形成的角度测量，该径向段184从原点183延伸到点182，并且在由X轴和Y轴形成的平面与点182在X/Y平面上方的该位置之间形成角度。
的值表示由从原点183延伸到点182的径向段184形成的角度测量，该角度表示点182的位置相对于包括Y轴和Z轴两者的平面的角度旋转量。
如图9A所示，三维坐标示意图181也被放置在第一电线圈190和第二电线圈194之间的位置中。如图9A所示，线圈190和194各自具有圆柱形绕组，该圆柱形绕组具有基本上圆形的形状，分别围绕延伸通过每个线圈的中心部分的中空开口或通孔开口形成。对于线圈190、194中的每一个，线圈本身可以由诸如导线之类的电导体形成，该电导体被缠绕成使得电导体的各绕组被形成在距离纵轴170一距离或至少最小距离处并且绕着纵轴170形成，该纵轴170延伸通过圆柱形绕组的中心部分，使得该各绕组处于基本相同的距离中或落入径向绕着纵轴170的一距离范围内。每个线圈的各绕组被形成以使得径向绕着纵轴170的距离或距离范围包括具有由半径尺寸191限定的值的距离，如图9A所示。第一电线圈190的各绕组包括多个圆形绕组，每个圆形绕组基本上位于与X/Z平面185共面的多个平面中的一个中，并且第二电线圈194的各绕组包括多个圆形绕组，每个圆形绕组基本上位于也与X/Z平面185共面的多个平面中的一个中，并且相对于第一线圈190的各绕组位于X/Z平面的相对侧。在各种示例中，线圈190的各绕组中相对于纵轴170的方向最接近线圈194的至少那部分彼此间隔开距离171。在一些示例中，距离171的值等于线圈190、194中的每一个的半径191的值。
如图9A所示，线圈190和194可以被耦合到一个或多个电源(图9A中未示出，但是例如如图8A中所示的电源133或电源143、144)。如图9A所示，线圈190可以被通电以生成具有大致由箭头192指示的方向的磁场，并且线圈194可以被通电以生成具有大致由箭头196指示的方向的磁场。当线圈190和194以使得线圈提供具有相反方向的磁场(例如相反的磁场)并且使得用于对线圈190、194中的每一个通电的电能量的强度被布置成基本上相等的方式布线和通电时，在线圈之间的区域的多个部分中生成的合成磁场可以被定向在相对于原点183的径向方向上，使得合成磁场的方向位于与图9A中所示的X/Z平面185共面的平面中，并且绕着纵轴170并且在远离纵轴170的所有方向上延伸。例如，由线圈190提供的磁场192的方向可以在被线圈190部分地封围的区域中与纵轴170(和示意图181的Y轴)共线。当磁场192朝向平面185延伸时，由线圈190生成的磁场192与由第二电线圈194生成的磁场196之间的相互作用可在所有方向上导致磁场192的取向弯曲远离纵轴170(坐标系统181的Y轴)，最终具有基本上垂直于Y轴且位于与平面185共面的平面中的取向。
以类似但相反的方式，由第二电线圈194提供的磁场196的方向可以在部分地被线圈194封围的区域中与纵轴170(和示意图181的Y轴)共线。当第二磁场196朝向平面185延伸时，与由第一电线圈190生成的第一磁场192的相互作用可在导致第二磁场196的取向所有方向上弯曲远离Y轴，最终具有基本上垂直于纵轴170并绕着纵轴170并且位于与平面185共面的平面中的取向。由于由线圈190和194生成的相反磁场的这种弯曲，在线圈190和194之间的区域的某些部分中并且在与纵轴170相距某个距离处的合成磁场可以在与平面185共面的一系列平面中处于垂直于纵轴170并且绕着纵轴170的方向上。
通常，对于单个线圈，当被通电时，所生成的磁场可以被表示为具有幅度和方向的矢量“H”。圆柱坐标中单个线圈的磁场强度的一般表达式(通常表示为H场或H)可以由如下的给出：
等式1)
等式2)
其中，I是流过单个线圈的电流，a是线圈半径，x和r是分别沿线圈的轴向轴线和径向轴线距线圈中心的距离。K(k)是第一类完全椭圆积分，而E(k)是第二类完全椭圆积分。小k由k2＝4ar/[(a+r)2+x2]给出。椭圆积分是函数-非常类似于正弦和余弦-它们的值通常在查找表中给出。(Tang，“A Low-Operating-Voltage Wireless Intermediate-Range Scheme for Energy and SignalTransmission by Magnetic Coupling for Implantable Devices(用于植入式设备的磁耦合的能量和信号传输的低工作电压无线中间范围方案)”，《IEEE Journal of Emergingand Selected Topics in Power Electronics》，第3卷，第1期，2015年3月，第242-251页)。各个磁场遵循叠加原理，因此可以对单个线圈的磁场强度的解进行矢量求和，以在存在多个线圈时提供磁场强度的解。
通过对线圈190的通电和对线圈196的通电而生成的磁场192的相互作用形成的合成磁场可以被提供在线圈190和194之间的区域的多个部分中，这些部分被称为估计的最佳再充电包络的区域，或简称为再充电包络。在一些示例中，这些区域对应于线圈190和194之间的区域的多个部分，这些部分使得植入的设备的天线围绕在一对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为相对于电功率从合成磁场到位于这些区域内的第三线圈的耦合不相关。下面相对于图9B进一步提供了对第三线圈的法向轴与在再充电线圈之间延伸的纵轴之间的位置角θ(theta)和取向角
的描述和示出。下面相对于图10A和图10B进一步示出和描述可被包括在再充电包络中的区域，这些区域用于在被引入到这些区域中的合成磁场中的第三线圈中感应出电流。
图9B是一组概念示意图180A–180D，其示出了与贯穿本公开描述的位置角θ(theta)和取向角
有关的各个方面。示意图180A示出了如图9A所示的线圈190和194的简化版本。如图9B的示意图180A所示的，纵轴170在线圈190和194的绕组的中心点之间延伸。第三线圈222也在示意图180A中被示出为位于线圈190和194之间的区域中。第三线圈222可以示出位于植入式医疗设备(图9B中未示出)中的平面接收天线或另一类型的接收天线，该植入式医疗设备可以具有耦合至第三天线222的电源(图9B中未示出)，并且可使用磁场而被再充电，该磁场由线圈190和194生成以将电流感应到第三线圈中。第三线圈222可以是相对于将电流感应到第三线圈中而是单向的一种线圈，其中，如示意图180A所示的，第三线圈222的Z轴表示第三线圈的法向轴。通常，对于由合成磁场施加在第三线圈上的给定水平的磁场强度，具有与第三线圈222的Z轴对齐的磁场方向(例如，与第三线圈的Z轴的取向相同的方向)的磁场应有效地在合成磁场与第三线圈之间提供最大水平的感应耦合。
如示意图180A所示，第三线圈222被取向成使得第三线圈的Z轴在线圈190和194之间沿着纵轴170大约在中心点227处与纵轴170相交。第三线圈222位于垂直于Z轴的X-Y平面中或与X-Y平面共面。如示意图180A所示，X-Y平面的Y轴平行于纵轴170，具有与纵轴170相同的取向。在示意图180A中，在第三线圈222的Z轴与纵轴170之间形成有角度226，也被称为取向角
在示意图180A中，Z轴和Y轴之间的取向角
形成90度角。第三线圈222的X-Y平面的X轴与第三线圈222的Z轴和Y轴两者正交且垂直，并且在示意图180A中将直接延伸进入示意图180A中的图纸中并直接从该图纸中延伸出去。第三线圈222的X轴和Y轴可以限定一平面(或一组共面的平面)，形成第三线圈222的电导体的绕组位于该平面中。第三线圈222的法向轴或Z轴与形成第三线圈222的绕组所在的该X-Y平面或一组共面的平面相交并垂直。
在示意图180A中，可以通过使用相反的磁场来生成合成磁场150B，合成磁场150B可以通过对线圈190和194通电而在第三线圈222的区域中生成。在第三线圈222所定位的区域中的合成磁场150B的方向在垂直远离纵轴170的方向上、在线圈190和194之间的纵轴170的中点(点227)处绕着纵轴170的所有方向上延伸。另外，在第三线圈222所在的区域中的合成磁场150B的方向具有与第三线圈222的Z轴的取向相同的方向。这样，针对用于将电流感应到第三线圈222中的合成磁场150B的给定磁场强度，合成磁场150B和第三线圈222的Z轴(法向轴)的相对取向应提供最大水平的感应耦合效率。
此外，对于在线圈190和194之间的点227处绕着纵轴170的所有旋转角度，合成磁场150B具有与如在示意图180A中的箭头所示的方向相同的磁场方向。这样，当使用点227作为Z轴的旋转中心点来使第三线圈222的Z轴围绕纵轴170旋转时并且在X-Y平面相对于纵轴170的相对取向没有任何改变的情况下，无论第三线圈222的旋转位置角θ(theta)如何，合成磁场150B相对于第三线圈222的Z轴的取向的合成相对取向将保持不变。这样，不论第三线圈222相对于纵轴170的旋转位置角θ(theta)如何，针对由合成磁场150B所表示的给定水平的磁场强度而可获得的与第三线圈222的感应耦合效率的水平将保持不变。换句话说，当一对再充电线圈(诸如，线圈190和194)被配置并被通电以在线圈之间生成相反的电磁场时，被定位在线圈之间的区域的某些部分(被称为估计的最佳再充电包络)内的第三线圈围绕在该对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被呈现为与确定感应耦合功率的效率不相关的因素。第三线圈222的该旋转位置角θ(theta)在示意图180A中被表示为双向箭头225，并且被称为接收线圈(诸如第三线圈222)围绕在该对再充电线圈(诸如，线圈190和194)之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)，如通过本公开描述的。
如示意图180A所示，点227与第三线圈222所在的X-Y平面之间沿Z轴的相对距离可以在如双向箭头228所表示的上下方向上变化。还如示意图180A所示，第三线圈222与线圈190和194中的每一个之间的相对距离可以如双向箭头229所表示的在左右方向(即，平行于纵轴170的取向)上变化。如示意图180A所示，不管第三线圈222在向上/向下或向左/向右方向上的位置变化如何，对于第三线圈相对于纵轴170的任何旋转位置角θ(theta)，线圈190、194与第三线圈222之间的感应耦合效率都将保持相同水平，只要第三线圈222的定位保持在估计的最佳再充电包络内。在一些示例中，估计的最佳再充电包络(或简称为“再充电包络”)包括环形(toroid-shaped)体积区域，该环形体积区域在大约点227处绕着纵轴，并且包括示意图180A中第三线圈22所定位的区域，以及当第三线圈222的Z轴使用点227作为旋转中心绕着纵轴170旋转时第三线圈222将被定位的任何位置。
可由相反磁场生成的估计的最佳再充电包络的实际形状和尺寸取决于包括如下的因素：用于生成相反磁场的再充电线圈的形状、大小、相对取向、以及由该对再充电线圈(诸如线圈190和194)生成的相反磁场的强度。下面相对于图10A和10B示出并描述了可以由诸如线圈190、194之类的一对再充电线圈生成的估计的最佳再充电包络的示例的附加示出和描述。
图9B的示意图180B示出了如相对于示意图180A示出和描述的线圈190、194和第三线圈222的布置的侧视图。在示意图180B中，纵轴170被取向成使得纵轴直接延伸进入图9B的图纸并且从该图纸延伸出去。在示意图180A中示出了第三线圈222的三个不同示例的旋转位置角θ(theta)。第一旋转位置角θ(theta)显示第三线圈222的Z轴从点227和纵轴170在垂直取向上延伸。第二旋转位置角θ(theta)显示第三线圈222的Z轴相对于第一位置以旋转角225A延伸。第三旋转位置角θ(theta)显示第三线圈222的Z轴相对于第一位置以旋转角225B延伸。对于第三线圈222的第一、第二和第三旋转位置中的每一个，第三线圈绕着纵轴的旋转(由Z轴的垂直位置以及角度225A、225B表示)位置角θ(theta)与由被施加在第三线圈222上的合成磁场150B所实现的感应耦合效率的水平不相关。第一、第二和第三位置中的每一个，以及第三线圈222围绕点227和纵轴170针对360度的任何旋转位置角θ(theta)将不会改变在线圈190、194与第三线圈222之间实现的感应耦合效率的水平。这样，第三线圈围绕在一对再充电线圈190、194之间延伸的纵轴170的旋转位置角θ(theta)保持被呈现为与确定再充电线圈190、190与第三线圈222之间的感应耦合效率的水平不相关的因素，只要第三线圈222被维持在由线圈190和194生成的相反磁场所生成的估计的最佳再充电包络内。
图9B中的示意图180C示出了图180A中呈现的线圈190、194和第三线圈222的布置的变化。如示意图180C所示，第三线圈222位于线圈190和194之间，并被假定在由线圈190和194生成的估计最佳再充电包络内。第三线圈222与点227和纵轴170间隔某个距离。与第三线圈222的Z轴垂直于纵轴170的示意图180A相反，在示意图180C中，第三线圈222的Z轴的取向围绕X-Y平面的X轴旋转，使得在第三线圈222的Z轴与纵轴170之间形成的角度226A小于90度(即，与纵轴不垂直)。结果，第三线圈222的Y轴的取向不再平行于纵轴222，并且如果在示意图180C中延伸Y轴，则Y轴将在某个点处与纵轴170相交。如下面进一步描述的(例如，参见与图12相关的描述)，由线圈190和191生成的各个磁场的相对强度可以变化，以便使在线圈之间的区域中生成的合成磁场150B的方向“转向”。如示意图180C所示的，关于合成磁场150B的方向，合成磁场150B已改变，如示意图180C所示，使得示意图180C中的合成磁场150B与同第三线圈222的Z轴相同的取向对齐。
这样，通过使合成磁场150B转向来补偿如示意图180C所示的Z轴处于角度226A处的不同取向，使得合成磁场150B与第三线圈222的Z轴的新取向重新对齐。这样，尽管角度226改变为角度226A，仍可以通过通过控制分别由磁场190和191中的每一个生成的各个磁场的相对强度来向合成磁场150B施加转向，来在示意图180C所示的布置中实现与使用示意图180A所示的布置所实现的水平相似的高水平或最大水平的感应耦合效率。尽管如在示意图180D中进一步示出的第三线圈222围绕在一对再充电线圈之间延伸的纵轴170的旋转位置角θ(theta)，但是对于线圈190、191和第三线圈222的布置，相同的高水平或最大水平的感应耦合效率被维持。尽管取向角
的值从示意图180A和180B中的垂直(角度226)到示意图180C和180D中所示的新角度226A发生了变化，但是该特征仍然成立。
图9B的示意图180D示出了如相对于示意图180C示出和描述的线圈190、194和第三线圈222的布置的侧视图。在示意图180D中，纵轴170被取向为直接延伸进入图9B的图纸并且从该图纸延伸出去。在示意图180D中示出了第三线圈222的三个不同示例的旋转位置角θ(theta)。第一旋转位置角θ(theta)显示第三线圈222的Z轴从点227和纵轴170在垂直取向上延伸，其中第三线圈222的Y轴被倾斜到角度226A。第二旋转位置角θ(theta)显示第三线圈222的Z轴相对于第一位置以角度225A延伸，其中第三线圈222的Y轴被倾斜到角度226A。第三旋转位置角θ(theta)显示第三线圈222的Z轴相对于第一位置以角度225B延伸，其中第三线圈222的Y轴被倾斜到角度226A。对于示意图180D中的第三线圈222的第一、第二和第三位置中的每一个，第三线圈222围绕在一对再充电线圈之间延伸的纵轴170的旋转(由Z轴的垂直位置以及旋转到角度225A、225B的Z轴表示)位置角θ(theta)与通过被施加在第三线圈222上的合成磁场150B所实现的感应耦合效率的水平不相关。第一、第二和第三位置中的每一个，以及围绕点227和纵轴170的针对360度的任何旋转角将不会改变在线圈190、194与第三线圈222之间实现的感应耦合效率的水平。这样，植入设备的天线围绕在一对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被呈现为与确定感应耦合功率的效率不相关的因素，只要第三线圈222被维持在由再充电线圈190和194生成的相反磁场所提供的估计的最佳再充电包络内，并且在Z轴和第三线圈的垂直于第三线圈222的Z轴(法向轴)的至少一个其他取向轴之间的取向角
的一些取向变化中。
在本公开中，第三线圈222的Z轴(法向轴)与在线圈190和194之间延伸的纵轴170之间的取向角被称为取向角
如示意图180C所示，可以通过使被施加在第三线圈222上的合成磁场“转向”来补偿取向角
的至少某个变化量。在示意图180A、180B、180C和180D中的每一个中，第三线圈222的第三取向轴(即X轴)保持相同的取向，而不论旋转位置角θ(theta)的变化以及取向角
的变化的改变如何。然而，X轴相对于纵轴170的取向角的变化也可能发生，并且将例如通过倾斜Z轴以更多地指向示意图180A和180C中的图纸中或更多地指向该图纸外(例如，通过将X轴和Y轴的交点用作旋转中心，围绕X-Y平面的Y轴旋转Z轴)，来表示该变化。可以通过如双向箭头230所示地围绕点227旋转线圈190、194以及纵轴170的取向，来补偿X轴的取向上的至少某个角度变化量。换句话说，并且举例来说，可以围绕点227旋转纵轴170，使得线圈190在从图纸延伸出去的方向上旋转，而线圈194在进入图纸的方向上旋转。线圈190和194围绕点227的最大旋转量是90度旋转，该最大旋转量可能需要针对纵轴170与第三线圈222的X轴之间的相对角度或取向的变化进行补偿。
如上所述，可以将使得合成磁场150B转向以补偿Y轴相对于纵轴170的取向角
的变化限制为角度226A的某个最小值。例如，当角度226A的值减小，从而减小了Z轴和纵轴170之间的取向角时，可需要以由线圈190和190生成的各个磁场的相对强度的较大差异的形式进行更多转向，以将合成磁场150B与较小的取向角
对齐。另外，当取向角
变小时，Z轴的取向角变得与纵轴170的取向更相似，例如，与纵轴170的取向更紧密地对齐。在取向角
变得足够小的某个点处，可以通过分别重新配置再充电线圈以提供具有同一方向的磁场而不是提供相反的磁场来实现再充电线圈190、194和第三线圈222之间更有效的感应耦合水平。在配置线圈190、194以提供具有同一方向的磁场时，线圈可以被配置成像亥姆霍兹线圈那样工作，并且提供具有从再充电线圈中的一个向另一个再充电线圈延伸的方向(例如，如由示意图180C中的箭头229所示的)的基本均匀的磁场。
如示意图180C所示，当操作再充电线圈190、194以生成具有方向229的均匀磁场时，第三线圈222相对于纵轴170的位置可能不再是相关的，只要第三线圈222保持在线圈190、194之间的区域(通常由区域231指示)内即可。当线圈190和194被配置成提供具有同一方向的磁场时，由线圈190和194提供的合成磁场的磁场强度和方向可以是基本均匀的磁场，该基本均匀的磁场在线圈190和194之间的整个区域231中具有相同的合成磁场强度和磁场方向(例如，如由示意图180C中的箭头229的方向所指示的，或与箭头229的方向相反的180度方向)。当示意图180C中的角度226A变小时，第三线圈222的X-Y平面获得与线圈190和194更加平行并且与纵轴170的取向更加垂直的取向。这样，当线圈190、194操作用于提供具有同一方向的磁场时，可由线圈190、194提供的合成磁场129之间的相对角度变得更相似地与第三线圈的Z轴的取向对齐，并且可以导致高水平或至少足够水平的感应耦合效率，以用于对耦合到第三线圈222的植入式设备的设备执行感应耦合再充电。
然而，当操作再充电线圈190和194以生成具有同一方向的磁场时，用于使用对由各个线圈190、194生成的磁场的相对强度的调整来使合成磁场的实际方向“转向”的选项。如示意图180C所示，当操作线圈190、194以生成具有同一方向的磁场时，合成磁场通常将在线圈190和194之间的整个区域中在与纵轴170平行的方向上延伸。
是操作线圈190、194以生成相反的磁场(在具有或不具有对合成磁场进行转向的情况下)，还是操作线圈190、194以生成具有同一方向的磁场的确定不限于取向角
(示意图180C中的角度226A)的任何特定值，并且在一些示例中，可以使用由设备提供的反馈来被经验地确定，该设备接收在使用再充电线圈190和194以将电流感应到第三线圈的再充电会话期间被感应到第三线圈222中的电流水平。
图10A是示出根据本文描述的示例技术的估计的最佳再充电包络(再充电包络)201的概念示意图200。如图10A所示，线圈190和194相对于纵轴170并且相对于彼此以以上相对于第一电线圈190和第二电线圈194示出和描述的(如相对于图9A和图9B示出和描述的)方式定位。如图10A所示，当被通电时，线圈190可产生通常由箭头192指示的磁场。当以使得线圈194提供与通过对线圈190的通电而生成的磁场相反的磁场的方式被通电时，线圈194可以产生通常由箭头196指示的相反的磁场。由相反的磁场192和196的相互作用生成的合成磁场可以在线圈190和194之间的区域的某些部分中在径向方向上延伸，该径向方向在垂直于纵轴的方向上在距纵轴某个距离处开始远离纵轴170成角度，并且绕着纵轴170。线圈190和194之间的区域的多个部分(包括具有垂直于纵轴170的方向的合成磁场)可以位于再充电包络201内。
在图10A中，示出了再充电包络201，其从与纵轴170垂直的方向以及在图10B截取的截面B-B中观看包络201的一部分。包络201内所包括的区域可以被称为估计的最佳再充电包络或简称为再充电包络。在再充电包络201内所包括的该区域内，可能存在合成磁场，其中在通过对线圈190、194的通电而提供的合成磁场和第三线圈(图10A中未示出)之间可以实现最佳水平的感应耦合，该第三线圈被放置在相对于线圈180和194之间的其他区域的包络201内。在各种示例中，再充电包络201具有环形形状，包括绕着纵轴170的开口或通孔，并且在包括延伸通过再充电包络的纵轴170的任何切割平面中具有椭圆形或圆形的横截面。
如图10A所示，在一些示例中，再充电包络201包括第一尺寸202和第二尺寸203，第一尺寸202在再充电包络的多个部分中垂直于纵轴170延伸，第二尺寸203在再充电包络的所有部分中垂直于第一轴线202并且平行于纵轴170延伸。在一些示例中，第一轴线202的长度大于第二轴线203的长度，从而在横截面中为再充电包络201提供椭圆形状。如图10A所示，再充电包络201可以被对称地定位在线圈190、194之间，并且在包括纵轴170的围绕整个再充电包络的任何横截面中相对于包络201的形状对称。在一些示例中，再充电包络的多个部分可远离纵轴170延伸至一定距离，该距离超过线圈190、194的绕组的最外面的部分远离纵轴延伸的距离。最后，如更早图11所描述的，可以经由线圈190、194中的不同电流来控制包络的形状。
图10B是图10A所示的估计最佳再充电包络201的侧视图。如图10B所示，再充电包络201在垂直于纵轴170的所有方向上延伸的第一径向距离205处开始，并延伸到在垂直于纵轴170的所有方向上延伸的第二径向距离206，具有在第一径向距离205和第二径向距离206之间延伸的横截面尺寸202。如图10B所示，在一些示例中，第一径向距离205可以小于纵轴170与形成线圈190和194的绕组之间的径向距离191，并且第二径向距离206可以是大于径向距离191的距离。
图11是示出根据本公开中描述的各种示例的一对线圈190、194和放置在通过对该对线圈通电而生成的电磁场中的第三线圈222的概念示意图220。如图11所示的示意图220包括第一电线圈190和第二电线圈194，第一电线圈190和第二电线圈194例如如相对于系统180和图9A示出和描述地被布置，并且被配置成当第一和第二电线圈以如以上相对于系统180和图9A描述的方式被通电时，生成被指示为磁场192和磁场196的磁场。当被通电时，由第一磁场192和第二磁场196的相互作用生成的合成磁场可以包括合成磁场的多个部分，该多个部分具有在绕着纵轴170并且处于距纵轴170某个距离范围之间的任何方向上垂直于或基本上垂直于纵轴170的方向的方向角。合成磁场的这些部分可以被包括在图11所示的再充电包络221内。被包括在再充电包络221内的区域可包括估计的最佳再充电包络，诸如，如相对于图10A和图10B示出和描述的估计的最佳再充电包络201。
再次参考图11，第三线圈222可以被定位在再充电包络221内。第三线圈222可以是被并入在植入式医疗设备内的接收天线，该植入式医疗设备诸如是本公开中示出和描述的IMD 15中的任何一个、或包括天线的任何其他IMD，该天线被配置成出于向耦合到该天线的设备提供电功率的目的而使得在该天线中感应出电功率。第三线圈222可以被耦合到IMD的功率供应和/或电子电路系统，并且可以被布置成感应地接收从由第一电线圈190和第二电线圈194生成的合成磁场感应耦合到的电功率。由第三线圈222接收的电功率可以用于对耦合至第三线圈的电源(诸如，电池或其他电容设备)进行再充电，和/或可以用于在功率被感应到第三线圈222中时，对被包括在IMD中或具有第三线圈222的设备中的电子电路系统的操作进行供电。
如图11所示，第三线圈222可以被定位成使得第三线圈在再充电包络221内，并且因此以其整体被包含在通过第一磁场192与第二磁场196相互作用而生成的估计的最佳再充电包络内。第三线圈222包括X轴和垂直于X轴的Y轴，并且位于与包括形成第三线圈222的绕组的一个或多个平面共面的平面中。第三线圈222的取向的Z轴垂直于X轴和Y轴两者，并且还垂直于包括形成第三线圈222的绕组的一个或多个平面。Z轴可以被称为第三线圈222的“法向矢量”。当第三线圈222被定位在估计的最佳再充电包络内并且施加在第三线圈222上的合成磁场的方向与第三线圈222的Z轴(法向矢量)的取向对齐(例如具有与该取向相同的方向)时，最大水平的磁通量可被感应到第三线圈222中。
在一些示例中，第一电线圈190和第二电线圈194和/或第三线圈222可以在由箭头223所指示的方向上移动，例如，向图11中的左侧或右侧移动，以相对于垂直轴175定位第三线圈222，使得第三线圈222被定位在再充电包络221内。另外，第一和第二电线圈190、194和/或第三线圈222可以在箭头224所指示的方向上移动，例如在图11中向上或向下，以将第三线圈222定位在例如在垂直轴175的方向上距纵轴170一定距离范围内，使得相对于从第三线圈222到纵轴170的距离，第三线圈被定位在再充电包络221内。在各种示例中，第一和第二电线圈190、194可以被移动，例如被倾斜，以改变纵轴170相对于第三线圈222的取向轴的角度(例如，围绕水平轴176旋转)，如由箭头225所指示的，同时维持线圈190与194之间、线圈190和194与第三线圈222的定位之间关于将线圈222的位置维持在再充电包络221内的相同位置关系。可以执行线圈190、194的倾斜，以将被施加在第三线圈222上的合成磁场的取向与第三线圈222的Z轴(法向矢量)对齐(例如，具有与第三线圈222的Z轴(法向矢量)相同的方向)，由此最大化被施加在第三线圈上的磁通量的水平，并由此最大化由线圈190、194生成的合成磁场与在第三线圈222中感应出的电能量之间的耦合效率。
由耦合到第三线圈222的IMD提供的反馈可以包括信息，该信息指示在任何给定时间处以及针对当线圈190、194被通电时线圈190、194的给定位置，被感应到第三线圈222中的电流水平。基于该反馈信息，可以做出对线圈190、194和/或第三线圈222的位置以及线圈190、194和/或第三线圈222的相对取向的调整，以便增大在线圈190、194与第三线圈222之间实现的耦合效率水平。可以作为正被执行以对可再充电设备(诸如耦合到第三线圈222的电池)进行再充电的再充电过程的一部分来做出这些调整，和/或当被感应到第三线圈222中的能量正用于对植入患者体内的IMD的操作供电时做出这些调整。
当被定位在估计的最佳再充电包络221内时，第三线圈222可具有相对于第三线圈的X、Y和Z轴的平面取向，如图11所示。当第三线圈222具有如图11所示的平面取向时，仅第三线圈的某些取向轴将导致高水平的能量通过被施加到第三线圈上的合成磁场而被感应耦合到第三线圈。如图11所示，布置线圈190和194以提供相反的磁场192、196的一个优点在于，植入的设备的天线围绕在一对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被呈现为与确定感应耦合功率的效率不相关的因素。
例如，如图11所示，第三线圈222被定位在估计的最佳再充电包络221内，并且具有被倾斜的X、Y和Z轴，例如，分别不与线圈190、194的水平轴176、纵轴170、或垂直轴175对齐。换句话说，第三线圈222的法向轴的取向相对于由线圈190和194形成的一对线圈的纵轴170、垂直轴175和水平轴176的取向可以是随机的。当如图11所示被定位时，植入的设备的天线围绕在一对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)被呈现为与确定感应耦合功率的效率不相关的因素。植入的设备的天线围绕线圈的纵轴的旋转位置角θ(theta)的值的任何变化都不会导致通过发生在包络221内的冗余(redundant)磁场在第三线圈中感应到的电功率的耦合效率水平的增大或减小。此外，线圈190和194围绕纵轴170的任何旋转重新定位(例如，线圈在包括垂直轴175和水平轴176的平面中围绕纵轴170的旋转，该旋转在线圈190和194之间保持相同的物理关系和间距)将不会导致通过发生在包络221内的冗余磁场在第三线圈中感应到的电功率的耦合效率水平的增大或减小。
另外，第一电线圈190和第二电线圈194可以被配置成相对于第三线圈222(如大体由箭头225所指示的)并且例如围绕水平轴176在物理位置上旋转和/或倾斜，同时维持第一电线圈190相对于第二电线圈194相同的相对取向和物理定位。通过使第一和第二电线圈190、194的位置旋转和/或倾斜，可以相对于第三线圈的取向轴改变在再充电包络221内的合成磁场的方向，并由此改变合成磁场相对于第三线圈222的Z轴(法向矢量)的取向的对齐。可以以使合成磁场的方向对齐以具有与第三线圈222的Z轴(法向矢量)的方向相同的方向/取向的方式，来提供由第一电线圈190和第二电线圈194的倾斜引起的合成磁场的倾斜的量和方向。当所得到的磁场的取向与同第三线圈222的Z轴的取向相同的方向对齐时，针对由被施加在第三线圈上的合成磁场所提供的任何给定水平的能量，可以关于被感应到第三线圈222中的电能量的量实现最大水平的耦合效率。
例如，当如上所述地实现了合成磁场与第三线圈222的Z轴的对齐时，在再充电包络221内的合成磁场的方向可以垂直于第三线圈222的X轴和X轴两者的方向，并因此垂直于包括第三线圈222的各绕组的一个或多个平面。该取向可以提供用于在线圈190、194与第三电线圈222之间耦合电功率的最大水平的耦合效率。通过将第三线圈222定位在估计的最佳再充电包络221内，并且在某些情况下，通过进一步倾斜第一和第二电线圈190、194的取向以将由第一和第二电线圈生成的在再充电包络221内的合成磁场与第三线圈222的第三取向轴对齐，可以仅使用被配置成生成被施加在第三线圈上的合成磁场的单对电线圈，来针对功率被感应到第三线圈中实现最大水平的耦合效率。
可以基于来自耦合到第三线圈222的IMD的反馈来控制线圈190、194的定位和/或倾斜，该反馈指示一个或多个参数，诸如被感应到第三线圈中的电流水平，该一个或多个参数指示在线圈190、194与第三线圈222之间实现的耦合效率的水平。对线圈190、194的定位和/或倾斜的控制可以由诸如技术员或医师之类的用户手动执行，或者可以由线圈定位系统自动执行，该线圈定位系统被配置成重新定位线圈190、194和/或具有包括第三线圈222的IMD的患者。
因此，通过使用被布置成提供相反磁场并因此生成线圈之间的区域中用于包括如上所述的估计最佳再充电包络的各部分的第一和第二电线圈190、194，可以利用仅包括单对电线圈的简单再充电系统，以提供可使用用于生成相反磁场的线圈与第三线圈之间的最有效的耦合而被感应到植入的医疗设备的第三线圈222的电功率，该第三线圈具有第三线圈的随机和/或未知取向。针对被深度植入患者体内的设备和/或针对其中不知道或不确切知道接收线圈(电功率被感应到该接收线圈中)的精确取向的设备，可以实现这种有效的耦合水平。
图12是示出根据本公开中描述的各种示例的一对线圈190、194和放置在通过对该对线圈通电而生成的电磁场中的第三线圈222的另一概念示意图240。如图12所示的示意图240包括物理上被布置和定位为例如以上相对于系统180和图9A示出和描述的第一电线圈190和第二电线圈194。再次参考图12，线圈190、194可以被配置成：当第一电线圈和第二电线圈被通电时生成分别被指示为第一磁场247和第二磁场248的相反磁场。当被通电时，由第一磁场247和第二磁场248的相互作用生成的合成磁场可以包括合成磁场的多个部分，该多个部分具有如下的方向：不平行于纵轴170并且不垂直或基本上不垂直纵轴170的方向，而是反而相对于纵轴170、垂直轴175和水平轴176中的每一个以非垂直角度延伸，同时绕着纵轴170。合成磁场的这些部分可以被包括在图12所示的再充电包络221内，其中被包括在再充电包络221内的区域可以包括如相对于图10A和图10B示出和描述的估计最佳再充电包络。
再次参考图12，第三线圈222可以被定位在再充电包络221内。第三线圈222可以是被并入在植入式医疗设备内的接收天线，该植入式医疗设备诸如是本公开中示出和描述的IMD 15中的任何一个、或包括天线的任何其他IMD，该天线被配置成出于向耦合到该天线的设备提供电功率的目的而使得在该天线中感应出电功率。第三线圈222可以被耦合到IMD的可再充电电源和/或电子电路系统，并且可以被布置成感应地接收从由第一电线圈190和第二电线圈194生成的合成磁场感应耦合到的电功率。由第三线圈222接收的电功率可以用于对耦合至第三线圈的电源(诸如，电池或其他电容设备)进行再充电，和/或可以用于在功率被感应到第三线圈222中时，对被包括在IMD或包括第三线圈222的设备中的电子电路系统的操作进行供电。
如图12所示，第三线圈222可以被定位成使得第三线圈在再充电包络221内，并且因此可以以其整体被包含在通过第一磁场247与第二磁场248相互作用而生成的估计的最佳再充电包络内。在一些示例中，第一电线圈190和第二电线圈194和/或第三线圈222可以在由箭头223所指示的方向上移动，例如，向图12中的左侧或右侧移动，以相对于垂直轴175定位第三线圈222，使得第三线圈222被定位在再充电包络221内。另外，第一和第二电线圈190、194和/或第三线圈222可以在由箭头224所指示的方向上移动，例如在图12中向上或向下移动，以将第三线圈222定位在例如沿着垂直轴175的方向距纵轴170一距离范围内，使得第三线圈222被定位在再充电包络221内。
如以上相对于图11中所示的示意图220所描述的，由对线圈190和194的通电而生成的在再充电包络221内生成的合成磁场可以垂直于纵轴170，并且可以执行物理运动(例如，使第一和第二电线圈190、194倾斜)，以将合成磁场与第三线圈222的Z轴对齐。相比之下，并参考如图12中所示的示意图240，可以通过控制相反的第一磁场247和第二磁场248的相对强度，来将通过对线圈190和194的通电而在再充电包络221内生成的合成磁场的该部分的方向的调整向某一非垂直方向“弯曲”或“转向”。
如图12中所示意性地示出的，以大于由第一电线圈190生成的第一磁场247的强度水平的相对强度水平提供通过对第二电线圈194的通电而生成的第二磁场248的强度。作为这些磁场的相互作用的结果，通过对第一电线圈190的通电而生成的第一磁场247的方向最初在靠近第一电线圈190的区域中在朝向第二电线圈194并且平行于纵轴170的方向上延伸。当第一磁场247进一步远离第一电线圈190并且朝向第二电线圈194延伸时，第一磁场247被弯曲或转向到最初垂直于纵轴的方向，并且随后在形成不垂直于纵轴170的角度的方向上进一步弯曲或转向，并且以某些非垂直和非平行的角度延伸远离垂直轴175和水平轴176，这些非垂直和非平行的角度朝着第一电线圈190延伸返回并且远离纵轴170、垂直轴175和水平轴176中的每一个并且绕着纵轴170延伸。
作为磁场的相互作用的进一步结果，通过对第二电线圈194的通电而生成的第二磁场248的方向最初在靠近第二电线圈194的区域中在朝向第一电线圈190并且平行于纵轴170的方向上延伸。随着第二磁场248进一步远离第二电线圈194朝向第一电线圈190，第二磁场248被弯曲或转向成形成不垂直于纵轴170的角度的方向，该方向绕着纵轴170，并且以相对于垂直轴175和水平轴176非垂直和非平行的角度朝着垂直轴175和水平轴176延伸远离。
第二磁场248的转向的量使得第二磁场248在被包括在再充电包络221内的区域中的角度的方向相对于纵轴170成小于九十度的角度，而从未到达第二磁场248的方向延伸到垂直于纵轴170的点，而是延伸超过原点，超出垂直轴175和水平轴176朝向第一电线圈190。结果，第二磁场248的方向以相对于纵轴170具有小于90度值的角度并绕着纵轴170越过(cross)垂直轴175和水平轴176两者。第二磁场248的方向的角度可以对应于在合成磁场中被包括在包络221内的多个部分内的第一磁场247的角度(例如，是与在合成磁场中被包括在包络221内的多个部分内的第一磁场247的角度相同或相似的角度，并且针对在合成磁场中被包括在包络221内的多个部分内的第一磁场247的角度具有相同或相似的方向集)，并因此与在包络221内的磁场247的角度的方向一致。
由于由第一电线圈190生成的第一磁场247和由第二电线圈194生成的第二磁场248之间的相互作用，合成磁场符合叠加原理，并且至少在包络221内具有如下的方向：该方向形成不垂直于并且不平行于纵轴170的角度，并且也不垂直于并且不平行于垂直轴175和水平轴176两者，并且在围绕纵轴的所有径向方向上绕着纵轴170并且延伸远离纵轴170。如图12所示，在包络221内生成的合成磁场的方向可以在远离第二电线圈194并且朝向第一电线圈190成角度的方向上延伸。可以通过第一磁场247和第二磁场248的相对强度来控制合成磁场的方向，第一磁场247和第二磁场248的相对强度进而可以通过控制分别被提供给第一和第二电线圈190、194的相对能量水平(例如，电流水平)来被控制。控制由线圈190和194所提供的“转向”的量可导致在再充电包络221内生成的合成磁场具有与纵轴和第三线圈的法向轴之间的取向角
相同的取向角。这样，对于被施加在第三线圈222上的任何给定水平的磁场强度，可以最大化合成磁场和第三线圈222之间的感应耦合的水平。另外，只要第三线圈222的位置也保持在再充电包络221内，合成磁场与第三线圈之间的耦合水平与第三线圈222围绕纵轴170的旋转位置角θ(theta)无关。
例如，如图12所示，提供给第二电线圈194的电流水平可以大于第一磁场247的电流水平，并因此第二磁场248的强度水平可以大于第一磁场247的强度水平。在该示例中，提供给第二电线圈194的更高水平的能量导致由第二电线圈194生成的第二磁场248比如由第一电线圈190生成的第一磁场247更强。由于叠加原理，相反磁场的相互作用导致较强的第二磁场248使较弱的第一磁场247转向，使得在包络221内形成的合成磁场可以以某个角度朝着第一电线圈190向后弯曲，该角度不垂直于并且不平行于垂直轴175和水平轴176两者并且绕着纵轴170。
使合成磁场转向的角度量可以是由第一磁场和第二磁场提供的磁场的相对强度的函数，并且因此可以通过控制被提供给第一和第二电线圈190、194的相对能量水平(例如，相对电流水平)来被改变或被控制。在另一示例中，提供给第一电线圈190的能量水平可以大于提供给第二电线圈194的能量水平，并且第一磁场247可以在垂直轴175与水平轴176的交点处延伸超过原点，使得第二磁场248反而在被包括在包络221内的区域中朝向第二电线圈194弯曲返回。
通过控制被提供给第一和第二电线圈190、194的相对能量水平，可以控制包络221内的合成磁场的角度和方向。在各种示例中，可以调整合成磁场的方向，使得在再充电包络221内并且在第三线圈222所定位的合成磁场的方向与被定位在包络221内的第三线圈222的轴(诸如Z轴)的取向对齐。一旦第三线圈222已被定位在再充电包络内，通过控制在再充电包络221内提供的合成磁场的方向，就可以实现合成磁场与被定位在再充电包络221内的第三线圈222的第三取向轴的对齐，而无需倾斜或以其他方式物理地重新定位第一和第二电线圈190、194。
在一些示例中，可以通过将第一电线圈190和第二电线圈194布线到分开的电源(例如，如布线示意图140中所示并且相对于图8A所描述的)，来实现控制被提供给第一电线圈190和第二电线圈194中的每一个的相对能量水平，并因此控制在再充电包络221内生成的合成磁场的方向。在一些示例中，如图12所示，耦合到第一电线圈190和第二电线圈194的电源可以是同一电源，但是具有分别可控制的输出，该分别可控制的输出被耦合到并配置成允许对被提供给第一电线圈190和第二电线圈194中的每一个的能量水平的单独控制。对提供给线圈190、194的相对能量水平的控制可以基于来自耦合到第三线圈222的IMD的反馈，该反馈指示一个或多个参数，诸如被感应到第三线圈中的电流水平，该一个或多个参数指示在线圈190、194与第三线圈222之间实现的耦合效率的水平。对提供给线圈190、194的相对能量水平的调整和控制可以由诸如技术员或医师之类的用户手动执行，或者可以由线圈定位系统自动执行，该线圈定位系统被配置成重新定位线圈190、194和/或具有包括第三线圈222的IMD的患者。
通过提供相反的磁场，该相反的磁场可被转向以生成具有被定位在一对电线圈(诸如线圈190和194)之间的估计最佳再充电包络(诸如再充电包络221)的区域内的特定角度的合成磁场，当第三线圈222被定位在再充电包络221的区域内时，线圈190、194的至少一个轴线相对于线圈222的法向矢量的取向，第三线圈围绕在该对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)可被呈现为不相关，并且取向角
可被补偿，以用于将合成磁场的方向与第三线圈的法向轴对齐，因此进一步最大化在再充电包络221内所提供的合成磁场与在第三线圈中感应到的电能量之间形成的感应耦合的效率的水平。在某些情况下，一旦第三线圈已被定位在被包括在一对电线圈之间的再充电包络221中的区域内，就可以实现该最大水平的耦合效率，而无需物理上重新定位(例如，通过倾斜)被布置成产生合成磁场的一对电线圈，并且无需使用附加的成对线圈来生成要被施加在第三线圈上的附加磁场。在一些示例中，对于第三线圈的(例如，以及X轴线圈)的附加补偿也可以通过线圈190、194和纵轴170围绕纵轴170与第三线圈222的法向轴(Z轴)相交的点旋转不超过90度来补偿，如以上例如相对于示意图180A-180D和图9B示出和描述的。
图13是示出根据本公开中描述的各种示例的用于对植入患者12体内的一个或多个植入式医疗设备15进行再充电的示例再充电系统300的概念框图。如图13中所示，系统300可以被配置成提供对可以被植入到患者(被示意性地表示为患者12)体内的一个或多个植入式医疗设备(被示意性地表示为IMD 15)的感应再充电。系统300包括耦合至一对线圈312、315的再充电电路系统302。如图13所示，线圈312和315相对于患者12的布置不一定旨在说明实际布置，例如关于当正发生对IMD 15的再充电的一时间段期间该对线圈312、315和患者12的定位和/或比例，并且旨在说明系统300的各个特征。线圈312、315相对于彼此以及相对于患者12和IMD 15的实际布置可以如图7所示相对于线圈102和103示出和描述的、如相对于线圈151、161和图8B示出和描述的、和/或相对于如相对于图9A–9B、图10A–10B、图11和图12示出和描述的线圈190和194示出和描述的。
如图13中所示，系统300包括耦合到再充电电路系统302的控制电路系统320，并且包括处理器电路系统321、例如通过总线/连接328(在本文中此后被称为“总线328”)被耦合到处理器电路系统321的存储器322。存储器322可以存储程序指令，该程序指令在由处理器电路系统321检取和执行时提供编程步骤，该编程步骤允许处理器电路系统321控制再充电电路系统302执行与感应地对位于植入患者12体内的IMD 15内的一个或多个电源进行再充电相关联的再充电过程。另外，存储器322还可以存储值，例如充电值、充电时间、与患者12特别相关的患者历史、通信协议、以及可能需要的或可能有助于允许处理器电路系统321根据本文所描述的技术中的任一个控制感应式再充电过程的任何其他信息、以及其任何等效物，该感应式再充电过程用于对被包括在IMD 15(当IMD 15被植入患者12体内时)中的一个或多个电源进行再充电。
控制电路系统320可以包括通信电路系统324。通信电路系统324可用于接收和处理来自植入患者12体内的IMD 15的信号，以供处理器电路系统321用于控制感应式再充电过程，包括但不限于监测和优化再充电过程的电池管理系统。通信电路系统324还可以提供与位于系统300外部的设备(例如，如相对于图7描述和示出的外部设备104或例如外部计算设备111A-111N和/或外部服务器108)的无线通信。在图13中，通信电路系统324也可以用于将诸如编程信息之类的信息下载到控制电路系统320，该信息随后可以被存储在存储器322中，并被处理器电路系统321访问。另外，存储器322可用于存储与由系统300执行的再充电过程有关的信息，诸如在再充电过程期间向线圈312和315提供的能量水平、在再充电过程期间发生的任何故障状况、以及可能与由系统300执行的再充电过程有关的被认为必要或有用的任何其他信息。如上所述，可以将存储在存储器322中的该信息提供给计算设备330，和/或通过通信电路系统324将该信息上载并传送给一个或多个其他外部设备。如图13所示的控制电路系统320还可以包括传感器电路系统323，该传感器电路系统323被配置为与一个或多个不同的传感器325、326耦合，并且从传感器接收信号，该信号可以由传感器电路系统323和/或由处理器电路系统321进一步处理，以提供和/或导出信息，该信息可被进一步用于控制和调节由系统300正在执行的感应式再充电过程。
在各种示例中，被示出为包括控制电路系统320的电路中的一个或多个可以替代地由计算设备330提供。在各种示例中，计算设备330包括显示器和一个或多个输入设备，诸如键盘和/或计算机鼠标，其允许诸如医师或临床医生之类的用户与系统300进行交互。该交互可以包括用于控制要由系统300执行或正由系统300执行的再充电过程的交互。在一些示例中，计算设备330是相对于图7示出和描述的计算设备106，并且被配置成提供由计算设备106提供的特征的某个组合或全部特征，并且执行归属于计算设备106的功能的某个组合或全部功能。在一些示例中，控制电路系统320和再充电电路系统302包括如相对于图7示出和描述的再充电电路系统101中的一些或全部，并且可以提供特征中的任何特征并且被配置成执行归属于再充电电路系统的功能中的任何功能。
如图13所示，再充电电路系统302包括功率供应303、信号发生器304(其可以由振荡器和信号发生电路系统组成)、多个功率放大器310和313以及对应的多个匹配网络电路系统311、314。再充电电路系统302的电路可以通过总线/连接306耦合。总线306可以是与总线328相同的总线，或者可通信地耦合到总线328。再充电电路系统302包括第一功率放大器310，第一功率放大器310耦合到信号发生器304并被配置成从信号发生器304接收信号。第一功率放大器310还被耦合到匹配网络电路系统311，并且被配置成基于从信号发生器304接收的信号向匹配网络电路系统311提供输出信号。匹配网络电路系统311可以被配置成在功率放大器310和线圈312之间提供阻抗匹配，并提供可以被耦合到线圈312以对线圈312通电的输出。在一些示例中，再充电电路系统302包括第二功率放大器313，第二功率放大器313耦合到信号发生器304，并被配置成接收由信号发生器304提供的信号。第二功率放大器313还被耦合到匹配网络电路系统314，并且被配置成基于从信号发生器304接收的信号向匹配网络电路系统314提供输出信号。匹配网络电路系统314被配置成在功率放大器313和线圈315之间提供阻抗匹配，并提供可以被耦合到线圈315以对线圈315通电的输出。在一些示例中，再充电电路系统302可以包括耦合到第二功率放大器313的第二信号发生器305，其中第二信号发生器305提供由功率放大器313放大并通过匹配网络314提供的输入信号，以对线圈315通电。当第二信号发生器305被用作系统300的一部分时，第二信号发生器305可以被配置成生成与由第一信号发生器304所生成的输出信号锁相的输出信号，因此，由第一信号发生器304和第二信号发生器305提供的输出信号是相同频率的信号，并且彼此同相。
在一些示例中，功率放大器310和313接收包括由信号发生器304生成的波形的信号，并提供对接收到的信号的功率放大，该接收到的信号随后分别通过匹配网络电路系统311、314施加以对线圈312和315通电。匹配网络电路系统311和314在匹配网络电路系统耦合到的相应功率放大器的输出级和由该功率放大器通电的线圈之间提供阻抗匹配。在各种示例中，作为来自功率放大器310、313中的一个或多个的输出而被提供的阻抗的典型范围可以在1至100欧姆的范围内，在一些示例中为50欧姆，其中，线圈312、315的输入阻抗的实部将在0.1至20欧姆的范围内，在一些示例中为0.5欧姆。线圈的复阻抗的虚部可以在60到几百欧姆的范围内，这取决于施加到线圈的信号的频率或信号。为了在功率放大器输出与这些输出被耦合到的相应线圈之间提供最大的功率传递，匹配网络电路系统311、314被配置成使功率放大器的输出的阻抗与每个功率放大器通过相应的匹配网络电路系统被耦合到的线圈匹配。
在一些示例中，匹配网络电路系统311、314包括阻抗匹配变压器，该阻抗匹配变压器被配置成将功率放大器的输出阻抗与耦合到该阻抗匹配电路系统的输出的线圈的输入阻抗相匹配。在一些示例中，匹配网络电路系统311和314包括变压器和/或电容器，该变压器和/或电容器的额定电压为组件的峰值电压并且具有适应线圈的感应性质的电容值。在一个实现中，将可调真空陶瓷电容器与50Ω至1Ω变压器串联放置。其他配置和设备可以用于执行匹配网络电路系统311和314的阻抗匹配功能，并且被构想用于提供本公开中所描述的匹配网络电路系统311和314。
在系统300的各种示例中，由于动态地调谐(tune)植入式医疗设备(诸如IMD 15)内的接收线圈的品质因素更加困难，或者更难地改变品质因素最大时所处的频率，因此可以通过如下操作来显著地提高递送给IMD 15的最大功率：基于接收线圈的特性来固定系统的频率，并使用位于功率放大器(以及后面的变压器之后)和线圈对(诸如，线圈312和315)之间的可调真空电容器，以便使功率放大器的输出与由线圈呈现的阻抗相匹配而无需改变振荡频率，这在其他可再充电无线功率传递系统(诸如，爱尔兰都柏林的美敦力公司的
设备)中被实践。如果将IMD 15的次级/接收线圈被调谐到与被发现使得到主/发射线圈(该主/发射线圈提供由系统300提供的感应能量)的功率传递最大化的频率不同的频率，则基于频率的最大化配置可能会导致非最佳功率传递。因此，本文描述的系统和方法的示例包括：与改变系统的频率相反地，在固定频率下调谐系统的阻抗，以便使递送到被系统再充电的植入的设备中的接收线圈的功率最大化。
如图13所示，功率供应303被耦合到功率输入301，并被配置成从输入301接收电功率。功率输入301可以是任何电功率源，诸如电力公司(electrical utility)提供的市售电功率供应，例如如在美国常见的频率为50-60Hz的具有110-120伏RMS单相功率的电源。在其他示例中，输入301可以以其他布置提供功率，诸如但不限于在50-60Hz下以非接地三角(delta)配置的480V三相，或在50-60Hz下的208三相Y型配置。如本领域的普通技术人员将理解的，其他电压、频率、配置和相数也可以被构想以用作给系统300的输入功率。功率供应303被配置成在输入301处接收电功率，并且可以对接收到的电功率执行各种操作，包括对输入功电压调节、滤波、以及将输入功率电压转换成一个或多个不同的电压，包括作为交流(AC)电压供应而被提供的不同电压和作为来自功率供应403的输出的直流(DC)功率供应两者。该输出通常由“至其他电路系统”输出箭头表示，该箭头示意性地被提供为来自功率供应303的输出，并且该输出可以包括为电路系统供电以用于系统300中所包括的并且由系统300供电的设备的操作所需的任何电功率输出。
在一些示例中，功率供应303还被配置成提供一个或多个分开的输出，被示意性地由来自功率供应303的“至功率放大器”输出箭头表示。来自功率供应303的这些输出可以被耦合到作为再充电电路系统302的一部分而被提供的功率放大器310和313，并且其中“至功率放大器”输出被配置成提供用于分别在功率放大器310和313控制下对线圈312和315通电的电能量。
在图13中，信号发生器304被耦合到总线306，其中信号发生器304可以被配置成生成一个或多个输出信号，该一个或多个输出信号用于控制用于对线圈312和315通电的电功率的波形。例如，信号发生器304可以生成具有正弦电压波形和特定频率的信号。该信号被提供给再充电电路系统302的功率放大器和匹配网络电路系统。在一些示例中，正弦波形被转换为方波，方波的频率与由信号发生器304所生成的正弦波的频率相同，或者在其他示例中，信号发生器304可以改变方波信号的频率。在一些示例中，方波的占空比可以与正弦波形所提供的占空比相同(例如，50％占空比)，并且在其他示例中，信号发生器304可以将占空比改变为除了50％占空比以外的占空比。
在一些示例中，信号发生器304放大信号例如以改变信号的电压电平。在一些示例中，信号发生器304被配置成处理信号以将经处理的信号保持为正弦波形，但是例如用作缓冲器或驱动器，以放大和/或驱动从信号发生器304到功率放大器310和313的输出信号，并且例如以防止功率放大器加载从信号发生器304提供的信号或以其他方式使从信号发生器304提供的信号失真。在一些示例中，功率放大器中的一个或多个包括D类放大器。在一些示例中，功率放大器中的一个或多个包括E类放大器。在一些示例中，信号发生器304可以提供再充电频率调谐(闭环或开环)，以优化线圈312、315与IMD 15的接收天线之间的无线功率传递。此调谐可能会或可能不会与电池管理系统以及遥测/通信系统集成并协调。
一旦由信号发生器304处理，信号发生器304被耦合到功率放大器310，功率放大器310被配置成使用由信号发生器304处理的信号来控制由匹配网络电路系统311向线圈312提供的电能的输出，该电能的输出可以通过将功率放大器310耦合到功率供应303的“至功率放大器”输出来被提供。来自功率放大器310的输出随后作为输出被提供到匹配网络电路系统311，以对线圈312通电。匹配网络电路系统311还可以包括反馈311A环路，该反馈311A环路提供反馈信号，诸如变化的电压电平，该反馈信号指示通过匹配网络电路系统311被提供给线圈312的能量(例如电流)水平。该反馈信号可以由系统300中所包括的一个或多个设备(例如，处理器电路系统321或计算设备330)或其他电池管理系统中所包括的一个或多个设备进行处理，以提供信息，该信息可用于控制和调节被提供以对线圈312通电的电能量的输出。此信息还可用于将功率分配给线圈对312、315中的适当线圈，以使被施加在IMD 15上的合成磁场转向，以最大化被递送到正被再充电的植入的设备的接收电路的功率。
以类似的方式，信号发生器304还可向功率放大器313提供信号，该功率放大器313从来自功率供应303的“至功率放大器”输出接收功率，并将输出提供给匹配网络电路系统314以使线圈315通电。功率放大器313和匹配网络电路系统314可以被配置成在提供用于对线圈315通电的电能量时操作并且提供以上相对于功率放大器310和匹配网络电路系统311所描述的特征和功能中的任何特征和功能。另外，匹配网络电路系统314包括反馈信号313A，反馈信号313A可以以与上文相对于反馈信号311A所述的方式相同或相似的方式被使用，但是用于相对于提供用于对线圈315通电的电能量而控制和调节功率放大器313和匹配网络电路系统314。此信息还可用于将功率分配给线圈对312和315中的适当线圈，以使被施加在IMD 15上的合成磁场转向，以最大化被递送到正被再充电的植入的设备的接收电路的功率。
在各种示例中，同一信号由信号发生器304提供给功率放大器310和功率放大器313两者。功率放大器310、313可以随后处理信号并分别控制匹配网络电路系统311和314，使得当线圈312和315被通电时，在任何给定时间处给两组线圈312和315提供相同水平的电能量。可以将被提供给线圈312和315的电功率的极性布置成使得线圈在线圈之间的区域中生成相反的磁场，使得作为线圈之间的区域的某个部分的合成磁场垂直于两个线圈共同的纵轴并且在所有方向上绕着该纵轴。在其他示例中，由信号发生器304将不同的信号提供给功率放大器310和功率放大器313，这可导致提供不同水平的电能量当在任何给定时间处被提供给线圈315时被提供用于对线圈312通电。
例如，相对于由功率放大器310或313中的一个作为输出提供的电压电平，具有更高的电压电平但是相同的频率的信号可以被提供作为另一相应的功率放大器的输出。电压电平的差异可以提供不同水平的电能量，以分别对线圈312和315通电，并因此使合成磁场转向，该合成磁场在图13中示意性地示出为场332。可以通过从IMD 15接收到的作为反馈信号的信息来控制功率放大器310和313提供的电压电平的相对差异，该信息指示耦合效率水平和/或通过由线圈312、315生成的合成磁场而被感应到IMD 15的接收天线中的总能量水平。在其他示例中，信号发生器304和/或功率放大器310和313可以改变分别提供给线圈312、315的信号的相对占空比，以便改变被提供以对线圈312、315通电的电能量的水平，并且因此使由线圈312和315提供的合成磁场332的取向角转向。
在一些示例中，信号发生器304将相同的信号提供给两个信号功率放大器310和313，但是功率放大器310和313不同地处理该相同信号以分别向匹配网络电路系统311和314提供不同的输出，从而导致在线圈被通电的任何给定时间处，与线圈315相比，被提供给线圈312的能量水平不同。信号发生器304向功率放大器310和313提供不同信号的能力，和/或功率放大器310和313在任何给定时间处向线圈312和315中的每个线圈提供不同水平的能量的能力允许系统300使在线圈312和315之间生成的合成磁场转向，以最大化线圈312、315与IMD 15的接收天线之间的耦合效率，该IMD 15通过由再充电线圈312、315生成的合成磁场而正经受再充电或被供电。
另外，在系统300的一些示例中，位置控制电路系统316被耦合到总线306。位置控制电路系统316被耦合到结构340，该结构340包括一个或多个机械致动器，被示意性地表示为电机341。结构340和电机341可以物理地耦合到线圈312、315，并且在一些示例中耦合到一结构(图13中未示出)，诸如当患者12被定位在线圈312、315之间时可以躺在或坐在其上的桌子。位置控制电路系统可以被配置成驱动电机341，以便控制结构340的移动，并且从而控制线圈312、315和/或患者12所定位(例如，躺或坐)的结构(图13中未示出)的定位。位置控制电路系统316可以从例如处理电路系统321接收指令并控制电机341，以便重新定位线圈312、315和/或具有IMD 15的患者12，同时保持线圈312、315相对彼此的相对定位相同。位置控制电路系统316可以例如被配置成操作电机341，以使线圈312、315和/或患者12和IMD15在如由箭头317所指示的向上或向下方向上和/或在如图13中的箭头318所指示的向左或向右方向上移动。由位置控制电路系统316控制的致动器不限于任何特定类型的一个或多个致动器设备，并且可以是联合工作以定位线圈312、315的两种或更多种不同类型的致动器设备的组合。致动器设备可包括：电致动器，诸如电机，包括但不限于步进电机或伺服电动机；气动致动器或液压致动器，诸如气动电机或液压电机、和/或气动缸或液压缸；以及机械致动器，该机械致动器可包括齿轮、导轨、滑轮或被配置成提供机械移动的其他机械设备。致动器设备可包括被配置成在线性方向上提供移动的线性致动器设备，以及被配置成提供旋转移动的旋转致动器。
另外，位置控制电路系统316还可被配置成例如相对于纵轴170的方向倾斜或旋转线圈312、315的位置，如图13中的箭头319所示。如上所述，线圈312、315和/或患者12和IMD15的移动和重新定位可以基于从IMD提供的一个或多个反馈信号，该一个或多个反馈信号指示被感应到IMD的接收天线中的电能量的水平。位置控制电路系统316可以被配置成接收该反馈信息、或者例如由处理电路系统321基于反馈信息生成的指令，并且基于所提供的反馈将线圈312、315和/或患者12和IMD 15移动到如下的位置：提供由线圈312和315所提供的磁场到IMD 15的天线的最有效的耦合。
在操作中，具有需要对位于至少一个IMD 15内的电源进行再充电的至少一个IMD15的患者12被定位成使得IMD 15位于当线圈312和315被通电时将由线圈312和315生成的合成磁场的区域内。基于由处理器电路321提供的控制和/或通过从计算设备330接收的指令，信号发生器电路304生成被提供给功率放大器310和313的一个或多个信号。功率放大器至少部分地基于接收到的信号，并且在一些示例中基于从处理器电路系统321接收到的指令，提供功率输出以对线圈312和315通电。当被通电时，所利用的线圈生成相反的磁场，该相反的磁场生成将合成磁场(诸如合成磁场331)施加到IMD(多个)15的接收天线上的合成磁场区域，该接收天线开始向位于IMD 15中的电源提供感应充电。
无论是由IMD 15提供给通信电路系统324的信号和/或还是作为反馈信号311A和313A被提供的信号都例如由处理器电路系统321和/或由位置控制电路系统316处理，并可用于对线圈312、315和/或如以上所描述的患者12正坐在或躺在其上的设备重新定位(如果被认为是必要的话)，以便在由线圈312、315提供的磁场与被再充电的IMD 15的接收天线之间提供更好的耦合效率。在一些示例中，线圈312、315和/或IMD 15的定位可以包括向上或向下(如箭头317所指示的)和/或向左或向右(如箭头318所指示的)移动线圈和/或患者/IMD，以将IMD 15的接收天线定位在由设置在线圈312、315之间的区域中的合成磁场331所生成的估计最佳再充电包络内。
在各种示例中，以如下的方式改变提供给线圈312、315中的每一个的相对功率水平：使合成磁场弯曲或转向，以在线圈312、315之间的区域中形成非垂直合成磁场332，该非垂直合成磁场332与IMD 15的接收天线的相关取向轴(例如，法向矢量)对齐。如上所述，可以基于从IMD 15接收到的、指示在任何给定的时间处被感应到接收天线中的能量强度或能量水平的一个或多个反馈信号，来控制线圈312、315和/或IMD 15的接收天线的定位，以将接收天线定位在由线圈312、315之间的区域中的合成磁场所生成的估计最佳再充电包络中。
在一些示例中，还可以基于从IMD 15接收到的反馈信号来提供对被提供给线圈312、315的电能量的相对水平的控制，以便使在线圈之间的区域中提供的合成磁场332转向，该反馈信号指示在任何给定时间处被感应到接收天线中的能量强度和/或能量水平。反馈信号或基于例如由处理器电路系统321生成的反馈信号而生成的指令可以被提供给位置控制电路系统316，以使位置控制电路系统316重新定位线圈312、315和/或重新定位患者12，以将IMD 15的接收天线定位在线圈312和315之间生成的合成磁场的估计最佳再充电包络内。还可将反馈信号或基于反馈信号生成的指令提供给信号发生器304和/或功率放大器310和313，以使再充电电路系统302控制由该电路系统提供给线圈312和315中的每一个的电能量的相对水平，以便使合成磁场(例如，如图13所示的合成磁场332)转向，以最大化合成磁场和IMD 15的接收天线之间实现的耦合效率。
在对位于IMD 15中的电源进行感应再充电的过程期间，可以监测各个传感器325、326，并且从传感器接收或从传感器导出的信息可用于进一步控制再充电过程。例如，位于线圈处的温度传感器可以提供指示线圈312、315的温度的信号，并且可以在再充电过程期间被监测，以确定线圈中的一个或多个是否可能过热。在一些示例中，传感器325、326中的一个或多个可以在线圈312和315之间的区域中的一个或多个位置处感测磁场强度和/或合成磁场的方向。来自一个或多个传感器325、326的信息可以在传感器电路系统323处被接收，并且可以例如通过处理电路系统321被进一步处理，以进一步控制由系统300执行的再充电过程。可以监测如由一个或多个传感器325、326感知到的由线圈312和315生成的磁场的强度的水平，以确保维持提供给患者的电磁场的安全暴露水平。
在一些示例中，可以在再充电过程期间监测患者12或IMD 15的温度。患者12和/或IMD 15的这些感知到的温度可用于例如通过以下方式来控制再充电过程：如果患者12或IMD 15的温度升高，则降低(减小)提供给线圈的能量水平，并且例如如果患者或IMD 15的温度超过被认为是对患者安全的温度，则关闭提供给线圈的能量。此外，可以在再充电过程期间监测被生成并被施加在IMD 15上的磁场的强度，并且感知到的磁场强度可以被处理并被用于进一步调节该过程，以例如提高或降低被提供被线圈的电能量的水平。可能需要监测施加在患者身上的磁场强度，以确保磁场强度的水平不超过预定水平，或者在预定时间段内不超过预定水平。监测可包括减小，包括：如果磁场的强度超过某个或某些预定值(无论是瞬间和/或在某个预定时间段内)，则出于安全原因而降低能量水平或关闭提供给线圈的电能量。
在各种示例中，处理器电路系统321调节与再充电过程有关的各种功能。处理器电路系统321可以包括定时器功能，该定时器功能用于控制和限制患者12在再充电过程期间可暴露于线圈312、315所生成的磁场的持续时间。计时功能可以由处理器电路系统321中所包括的一个或多个定时器提供，并且可以基于存储在存储器322中的一个或多个定时器值来倒计时(timeout)。处理器电路系统321还可以调节在再充电过程的持续时间内提供给线圈的电能量水平的分布(profile)，使得可以在再充电过程的持续时间内，基于可被存储在存储器322中并且由处理器电路系统321检取并且执行的分布，来设置和/或改变提供给线圈312和315中的每个线圈的电能量水平。在一些示例中，IMD 15可以向通信电路系统324提供信号(例如，无线信号327)，该信号指示已被提供给IMD 15内的电源的再充电水平。处理器电路系统321可以基于该信息进一步调节和/或终止对IMD 15的再充电过程。例如，由IMD15提供的无线信号327可以指示位于IMD 15内的电源已被充满电，并且患者12和IMD 15两者进一步暴露于磁场将不再提供对电源的进一步充电。在这种情况下，处理器电路系统321可以终止再充电过程，以使患者12暴露于由系统300生成的磁场的量最小化，而不管定时器是否指示用于对IMD 15的电源300进行再充电的时间已期满。
图14示出了根据本公开中描述的各种示例的代表性波形的示例曲线图350、360，该代表性波形可以由信号发生器(诸如，如相对于图13示出和描述的信号发生器304和/或信号发生器305)生成，并且被施加到耦合到再充电电路系统的线圈。曲线图350示出方波的示例波形351，该方波具有沿垂直轴352随时间(时间由水平轴353表示)绘制的振幅值。波形351包括峰-峰振幅354和循环周期355。在各种示例中，波形351的峰-峰振幅354可包括10mV至100伏的电压范围，在一些示例中为5伏。在一些示例中，峰-峰振幅取决于所选择的功率放大器，波形351被提供给该功率放大器，以便生成用于对被布置为再充电线圈的一对电线圈中的一个或两个线圈通电的输出。在某些示例中，由波形351驱动的功率放大器是固定放大功率放大器，能够基于具有峰-峰振幅10-200mV的可变输入信号来提供400瓦输出信号。在一些示例中，参考电压电平356可以包括零伏参考电压，其中波形351的一部分以比参考电压356更高的电压的电压电平被提供，并且波形351的一部分以小于参考电压356的电压电平被提供。在各个示例中，波形351在周期355内的占空比提供百分之五十的占空比。在各个示例中，波形351在周期355内的占空比提供除了百分之五十的占空比以外的占空比。在各个示例中，波形351的时间周期355在100微秒到10纳秒的范围内，代表波形351的10kHz到100MHz的频率范围。
在一些示例中，具有对应于波形351的波形的电流被施加到彼此串联电耦合的一对电线圈，诸如，如相对于布线示意图130和图8A示出和描述的电线圈131和132。当如图14所示的波形351被施加到这样的一对串联布线的线圈并且被耦合成使得该对线圈在线圈之间的区域内生成彼此相互作用的相反的磁场时，合成磁场的多个部分可具有垂直于两个线圈共同的纵轴的方向，例如如相对于图9A、图10A-10B、和图11示出和描述的。合成磁场的该部分可以用于将电流感应到被定位在合成磁场中包括垂直方向的多个部分内的第三线圈中。另外，通过施加以波形351的形式的电流而被通电的一对电线圈也可以被倾斜，使得合成磁场的方向与第三线圈的第三取向轴对齐，以便最大化在合成磁场与被感应到第三线圈中的电流之间发生的耦合效率水平。结果，可以仅使用用于生成合成磁场的单对电线圈，来实现经由波形351被提供给一对电线圈的电功率与被感应到第三线圈中的电流水平之间的最大水平的耦合效率。
在某些示例中，可以向一对电线圈中的线圈施加不同版本的电流，但是各版本的电流对应于波形351，但是被施加给各线圈的波形具有一个或多个电参数-例如，具有波形351的振幅354为第一值的第一版本的波形351被施加于第一电线圈(诸如线圈312)，并且具有振幅354为第二值的第二版本的波形351被施加以对第二电线圈(诸如电线圈315)通电，该第二值不同于第一值，例如具有较大或较小的振幅354的值。通过为电线圈中的每一个提供具有振幅354的不同值的波形351，使用相反磁场在线圈之间生成的合成磁场可被转向成，使得与在最佳再充电包络内生成的合成磁场相关联的方向可被定向为相对于两个电线圈共同的纵轴成某个非垂直角度。
施加到第一电线圈和同时施加到第二电线圈的波形351的电参数之间的差异的其他和/或不同组合不限于波形的振幅354的变化，并且可以包括其他变化，诸如，例如施加到例如第一电线圈的波形的占空比相比于施加到第二电线圈的波形的占空比的差异。
曲线图360示出了正弦波形的示例波形361，该正弦波形的示例波形361从信号发生器304生成，并且具有沿垂直轴362绘制的随时间变化的振幅值，时间由水平轴363表示。波形361包括峰-峰振幅364和周期365。在各种示例中，取决于期望的峰值磁场强度和所采用的功率放大器的容量，峰-峰振幅364可以包括10mV至100伏的电压范围，在一些示例中，峰-峰振幅为5伏。在一些示例中，功率放大器是固定的400瓦功率放大器，在其他示例中，功率放大器包括2瓦和1kW之间的可变输出。在一些示例中，参考电压电平366可以包括零伏参考电压，其中波形361的一部分提供高于参考电压电平366的电压电平，并且波形361的每个周期的另一部分包括低于参考电压电平366的电压值。在各个示例中，波形361在周期365内的占空比提供百分之五十的占空比。在各个示例中，波形361的时间周期365在100微秒到10纳秒的范围内，代表波形361的10kHz到100MHz的频率范围。
在一些示例中，具有对应于波形361的波形的电流被施加到彼此串联电耦合的一对电线圈，诸如，如相对于布线示意图130和图8A示出和描述的线圈131和132。当将如图14所示的波形361施加到这样的一对串联布线的线圈并且被耦合成使得该对线圈在线圈之间的区域内生成彼此相互作用的相反的磁场时，合成磁场的多个部分可具有垂直于两个线圈共同的纵轴的方向，如相对于图9A、图10A-10B和图11示出和描述的。合成磁场的该部分可以用于将电流感应到被定位在合成磁场中包括垂直方向的多个部分内的第三线圈中。另外，通过施加以波形361的形式的电流而被通电的一对电线圈也可以被倾斜，使得合成磁场的方向与第三线圈的第三取向轴对齐，以便最大化在合成磁场与被感应到第三线圈中的电流之间发生的耦合效率水平。结果，可以仅使用用于生成合成磁场的单对电线圈，来实现经由波形351被提供给一对电线圈的电功率与被感应到第三线圈中的电流水平之间的最大水平的耦合效率。
在某些示例中，可以向一对电线圈中的线圈施加不同版本的电流，但是各版本的电流对应于波形361，但是被施加给各线圈的波形具有一个或多个电参数-例如，具有波形361的振幅364为第一值的第一版本的波形361被施加于第一电线圈(诸如线圈312)，并且具有振幅361为第二值的第二版本的波形361被施加以对第二电线圈(诸如电线圈315)通电，该第二值不同于第一值，例如具有较大或较小的振幅364的值。通过为电线圈中的每一个提供具有振幅364的不同值的波形361，使用相反磁场在线圈之间生成的合成磁场可被转向成，使得与在最佳再充电包络内生成的合成磁场相关联的方向可被定向为相对于两个电线圈共同的纵轴成某个非垂直角度。
施加到第一电线圈和同时施加到第二电线圈的波形361的电参数之间的差异的其他和/或不同组合不限于波形的振幅364的变化，并且可以包括其他变化，诸如，例如施加到例如第一电线圈的波形的相位相比于施加到第二电线圈的波形的占空比的差异。
图15示出了流程图，该流程图示出了根据本公开中描述的各种示例的方法400。尽管参考相对于图13的系统300所示出的设备和系统描述了方法400，但是方法400不限于由系统300执行，并且可以全部或部分地由本公开中描述的示例设备和/或系统中的任一者以及其等效物执行。方法400包括用于对位于植入患者12体内的植入的医疗设备15中的电源进行再充电的方法。
方法400包括通过电源向第一电线圈312通电以生成第一磁场(框402)。在各种示例中，第一电线圈包括圆形绕组，该圆形绕组环绕中心点，并且具有以至少是圆形绕组的半径的值的距离形成的第一电线圈的各绕组中的每一个。电源可以包括功率放大器310，该功率放大器310被耦合为从信号发生器304接收信号，该功率放大器被配置成放大接收到的信号，并通过阻抗匹配网络311提供输出信号，以对第一电线圈312通电。
方法400包括通过电源对第二电线圈315通电，以在第一电线圈和第二电线圈之间的区域中生成与第一磁场相反的第二磁场(框402)。第二电线圈可包括圆形绕组，该圆形绕组环绕中心点，并且具有以至少是圆形绕组的半径的值的距离形成的第一电线圈的各绕组中的每一个。第二电线圈的圆形绕组可以具有与第一电线圈的圆形绕组相同的一组尺寸，并且具有包括第一和第二电线圈两者的中心点的共同的纵轴。第一电线圈和第二电线圈之间的距离可以具有等于第一电线圈和第二电线圈两者的圆形绕组的半径的值。耦合到第二电线圈315的电源可以包括功率放大器313，该功率放大器313被耦合以从信号发生器304接收信号，该功率放大器313被配置成放大接收到的信号，并通过阻抗匹配网络314提供输出信号，以对第二电线圈315通电。
方法400包括通过将由相反的第一磁场和第二磁场的相互作用生成的合成磁场施加在接收天线上，来在被放置在第一电线圈和第二电线圈之间的植入的医疗设备的接收天线(第三线圈)中感应出电流(框406)。施加由相反的第一磁场和第二磁场的相互作用生成的合成磁场可以包括，将接收天线定位在第一电线圈和第二电线圈之间的区域中形成的估计最佳再充电包络(再充电包络)内。接收天线在估计最佳再充电场内的定位使得第三线圈围绕在该对再充电线圈之间延伸的纵轴的旋转位置角θ(theta)呈现为相对于由合成磁场在第三线圈中感应到的电流水平的耦合效率不相关。
方法400包括使用在接收天线中感应到的电流来对植入的医疗设备的电源进行充电(方框408)。为植入的医疗设备的电源充电可以包括提供反馈信号，该反馈信号指示被感应到植入的医疗设备的接收天线中的电能量的水平。在一些示例中，第一线圈312和第二线圈315相对于接收天线(第三线圈)的位置的移动可以由位置控制电路系统执行，该位置控制电路系统基于由IMD 15提供的反馈信号来控制被布置用于定位线圈312、315的定位设备，诸如电机或其他类型的致动器设备，诸如，气动缸或液压缸。在一些示例中，线圈312、315的移动包括该线圈相对于第三线圈的位置在向上或向下的方向上和/或在向左或向右的方向上的移动，以便将第三线圈的位置定位在线圈312、315之间的区域中生成的再充电包络内，同时维持线圈312和315之间的相同的相对间隔和定位。在一些示例中，线圈312、315的移动包括线圈312、315相对于两个线圈共同的纵轴170的取向的倾斜，以将在线圈312、315之间生成的合成磁场与植入式医疗设备15的接收天线(第三线圈)的法向矢量对齐。
从IMD 15接收到(例如，通过通信电路系统324)的反馈信号可以包括信息和/或数据，该信息和/或数据指示在由系统300对IMD 15执行的再充电过程期间被感应到IMD的接收天线中的电能量的水平。基于由IMD 15提供的反馈信号的线圈312、315的移动可以由诸如医师或临床医生之类的用户例如通过向计算设备330提供输入来手动控制。在一些示例中，基于由IMD 15提供的反馈信号的线圈312、315的移动可以例如通过由处理器电路系统321生成的并被提供给定位控制电路系统316的指令自动控制。可以执行线圈312、315的移动，以便将IMD 15的接收天线定位在包括在线圈312、315之间的区域中生成的合成磁场的再充电包络内，和/或一旦接收天线已被定位在合成磁场内，就进一步提高在合成磁场与接收天线之间实现的耦合效率的水平。
将由线圈312、315生成的合成磁场施加到IMD 15的接收天线(第三线圈)上可以包括：基于由IMD 15提供的反馈信号，调整由线圈312生成的第一磁场和由第二电线圈315生成的第二磁场的相对强度。可以执行对第一磁场和第二磁场的相对强度的调整，以使合成磁场转向或弯曲，以更好地与IMD 15的接收天线的法向矢量(例如，第三取向轴)对齐。使合成磁场转向可用于补偿纵轴与第三线圈的法向轴之间的取向角
以在再充电线圈312、315与IMD 15的接收线圈之间实现更好水平的感应耦合效率。
可以基于由IMD 15提供的反馈信号来控制调整水平，该反馈信号指示通过由线圈312、315生成的合成磁场被感应到接收天线中的耦合效率的水平和/或电能量水平。对第一磁场和第二磁场的相对强度的调整可以由诸如医师或临床医生之类的用户例如通过向计算设备330提供输入来手动地控制。在一些示例中，基于由IMD 15提供的反馈信号的对第一磁场和第二磁场的相对强度的调整可以例如通过指令自动控制，该指令由处理器电路系统321生成，并到达信号生成器304和/功率放大器310和313，以控制通过这些设备被提供以对线圈312、315通电的电能量的一个或多个电参数。
本公开的技术可在各种计算设备、医疗设备或其任何组合中被实现。描述的单元、模块或部件中的任一个可以一起被实现，或者分开地实现为分立但可互操作的逻辑设备。将不同的特征描绘为模块或单元旨在强调不同的功能方面，且并不一定暗示这种模块或单元必须由分开的硬件或软件部件来实现。而是，与一个或多个模块或单元相关联的功能可由分开的硬件或软件部件来执行，或可集成在共同或分开的硬件或软件部件内。
本公开内容中所描述的技术可至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合来实现。例如，这些技术的不同方面可以在以下各项中实现：一个或多个微处理器中、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)、或任何其他等效集成或离散逻辑电路系统，以及此类部件的任何组合，这些技术的不同方面体现在编程器中，诸如医师或患者编程器、刺激器、或其他设备。术语“处理器”、“处理电路”、“控制器”或“控制模块”一般可指独立的或结合其他逻辑电路的任何前述逻辑电路系统、或独立或结合其他数字或模拟电路系统的任何其他等效电路系统。
对于在软件中所实现的各方面，归属于本公开中描述的系统和设备的功能中的至少一些可以体现为计算机可读存储介质上的指令，该计算机可读存储介质诸如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、非易失性随机存取存储器(NVRAM)、电可擦写可编程只读存储器(EEPROM)、闪速存储器、磁性介质、光学介质、或其他有形的可读存储介质。计算机可读存储介质可被称为非瞬态的。服务器、客户端计算设备或其他任何计算设备也可包含更多的便携式可移除存储器类型，以实现简单的数据传输或离线数据分析。可执行该指令以支持本公开内容中描述的功能的一个或多个方面。
在一些示例中，计算机可读存储介质包括非瞬态介质。术语“非瞬态”可指示存储介质没有被实现在载波或传播信号中。在某些示例中，非瞬态存储介质可存储可以随时间变化的数据(例如，在RAM或高速缓存中)。
已经描述了本公开的各个方面。这些方面和其他方面落在所附权利要求的范围内。
Claims (14)
1.一种为位于植入在患者体内的植入式医疗设备中的电源再充电的方法，所述方法包括：
通过再充电电路系统对第一电线圈通电，以生成具有第一磁场方向的第一磁场；
通过所述再充电电路系统对第二电线圈通电，以生成具有第二磁场方向的第二磁场，所述第二磁场方向相对于在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间延伸的纵轴与所述第一磁场方向相反，
其中，当所述第一电线圈和所述第二电线圈被通电时，所述第一磁场和所述第二磁场之间的相互作用在位于所述第一电线圈和所述第二电线圈之间的区域中的再充电包络内生成合成磁场；
当第三线圈被定位在所述再充电包络内并且所述第一电线圈和所述第二电线圈被通电时，通过将所述合成磁场施加到所述第三线圈上，来由所述合成磁场在所述植入式医疗设备内的所述第三线圈中感应出电流，
其中，在所述再充电包络内生成的所述合成磁场包括合成磁场方向，所述合成磁场方向使所述第三线圈围绕在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间延伸的所述纵轴的旋转位置角θ(theta)相对于通过所述合成磁场在所述第三线圈中感应到的所述电流的水平的耦合效率不相关；以及
通过在所述第三线圈中感应到的所述电流来对所述植入式医疗设备中的所述电源进行充电。
2.如权利要求1所述的方法，其特征在于，所述第一电线圈和所述第二电线圈包括分开的圆形绕组，所述分开的圆形绕组彼此分开一分隔距离，使得包括所述植入式医疗设备的所述患者的至少一部分可以被设置于在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间的所述区域中生成的所述合成磁场中。
3.如权利要求1或权利要求2所述的方法，其特征在于，对所述第一电线圈和所述第二电线圈通电进一步包括：
通过所述再充电电路系统耦合相同水平的电能量以对所述第一电线圈和所述第二电线圈两者通电，以在所述再充电包络内生成所述合成磁场，所述合成磁场在所述再充电包络内具有方向，所述方向垂直于所述第一电线圈和所述第二电线圈两者共同的所述纵轴，并且绕着所述纵轴。
4.如权利要求1或权利要求2所述的方法，其特征在于，对所述第一电线圈和所述第二电线圈通电进一步包括：
通过所述再充电电路系统，耦合第一水平的电能量以对所述第一电线圈通电，并且将第二水平的电能量耦合至所述第二电线圈，所述第一水平的电能量不同于所述第二水平的电能量；以及
通过控制所述第一水平的电能量和所述第二水平的电能量之间的相对差异，来由所述再充电电路系统使在所述估计最佳再充电包络内生成的所述合成磁场的所述合成磁场方向转向，以将所述合成磁场的方向与所述纵轴和所述第三线圈的法向轴之间的取向角
对齐，所述纵轴在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间延伸。
5.如权利要求4所述的方法，其特征在于，所述合成磁场方向形成一角度，所述角度相对于所述第一电线圈和所述第二电线圈两者共同的所述纵轴不垂直且不平行，并且绕着所述纵轴。
6.根据上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，进一步包括：
通过通信电路系统接收由所述植入式医疗设备发射的反馈信号，所述反馈信号指示在所述合成磁场和所述植入式医疗设备的所述第三线圈之间实现的所述耦合效率的水平；
至少部分地基于所述反馈信号，通过耦合到所述通信电路系统的处理器电路系统确定所述第一电线圈和所述第二电线圈相对于所述第三线圈的初始位置，其中，所述初始位置将所述第三线圈放置在所述再充电包络内，当所述第一电线圈和所述第二电线圈被通电时在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间生成所述再充电包络；以及
通过所述位置控制电路系统控制一个或多个移动，以将所述第一电线圈和所述第二电线圈定位在所述初始位置处，从而将所述第三线圈定位在所述再充电包络内。
7.如权利要求6所述的方法，其特征在于，进一步包括：
通过通信电路系统接收所述反馈信号，所述反馈信号指示：一旦所述植入式医疗设备的所述第三线圈被定位在所述再充电包络内，在所述合成磁场和所述植入式医疗设备的所述第三线圈之间实现的所述耦合效率的水平；
通过耦合到所述通信电路系统的所述处理器电路系统，确定所述第一电线圈和所述第二电线圈相对于所述第三线圈的最终位置，所述最终位置使垂直于所述纵轴的所述合成磁场倾斜，以使得在所述再充电包络内生成的所述合成磁场方向与所述第三线圈的法向矢量对齐；以及
通过所述位置控制电路系统控制所述一个或多个移动，以将所述第一电线圈和所述第二电线圈定位在所述最终位置处，以使施加在所述第三线圈上的所述合成磁场方向与所述第三线圈的所述法向矢量对齐。
8.如上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述第三线圈包括单向平面天线。
9.如上述权利要求中任一项所述的方法，其特征在于，所述植入式医疗设备包括设备，所述设备包括所述第三线圈，所述第三线圈植入在所述患者的心脏的腔室内或植入在所述患者的肺动脉内。
10.一种用于为位于植入在患者体内的植入式医疗设备中的电源再充电的再充电系统，所述再充电系统包括：
再充电电路系统，所述再充电电路系统被配置成提供来自一个或多个电功率输出的电功率；以及
一对电线圈，所述一对电线圈耦合到所述再充电电路系统，并且包括第一电线圈和第二电线圈，所述第一电线圈和所述第二电线圈具有在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间延伸的纵轴，所述一对电线圈被配置成通过来自所述一个或多个电功率输出的所述电功率而被通电，并且当所述一对电线圈被通电时生成相反的磁场，所述相反的磁场包括在位于所述一对电线圈之间的区域中的再充电包络内生成的合成磁场；
其中，所述合成磁场被配置成，当第三线圈被定位在所述再充电包络内并且所述第一电线圈和所述第二电线圈被通电时，在位于所述植入式医疗设备内的所述第三线圈中生成感应耦合电流，所述感应耦合电流被配置成对所述植入式医疗设备的电源进行再充电，并且
其中，所述合成磁场使所述第三线圈围绕在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间延伸的所述纵轴的旋转位置角θ(theta)相对于通过所述合成磁场在所述第三线圈中感应到的所述电流的水平的耦合效率不相关。
11.如权利要求11所述的再充电系统，其特征在于，所述第一电线圈和所述第二电线圈彼此分开一分隔距离，使得包括所述植入式医疗设备的所述患者的至少一部分位于所述合成磁场内，当所述第一电线圈和所述第二电线圈被通电时，在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间生成所述合成磁场。
12.如权利要求11或权利要求12所述的再充电系统，其特征在于，所述再充电电路系统被配置成向所述第一电线圈递送第一水平的电能量，并且向所述第二电线圈递送与所述第一水平的电能量不同的第二水平的电能量，所述再充电电路系统被配置成：通过控制所述第一水平的电能量和所述第二水平的电能量之间的相对差异，来使在所述再充电包络内生成的所述合成磁场的方向转向，以将所述合成磁场的方向与所述纵轴和所述第三线圈的法向轴之间的取向角
对齐，所述纵轴在所述第一电线圈和所述第二电线圈之间延伸。
13.如权利要求13所述的再充电系统，其特征在于，进一步包括：
通信电路系统，所述通信电路系统被配置成接收从所述植入式医疗设备发射的反馈信号，所述反馈信号包括在所述合成磁场与所述植入式医疗设备的所述第三线圈之间实现的耦合效率的水平的指示；以及
处理器电路系统，所述处理器电路系统耦合到所述通信电路系统并且被配置成：至少部分地基于所述反馈信号，确定用于使在所述再充电包络内生成的所述合成磁场的所述方向转向以将所述合成磁场的所述方向与所述取向角
对齐所需的所述第一水平的电能量和所述第二水平的电能量之间的所述相对差异的水平，
其中，所述再充电电路系统被配置成：从所述处理器电路系统接收指令，所述指令对应于用于使在所述再充电包络内生成的所述合成磁场的所述方向转向以与所述第三线圈的所述法向轴对齐所需的所述相对差异的所述水平；并且向所述第一电线圈递送所述第一水平的电能量，并且向所述第二电线圈递送所述第二水平的电能量，所述第一水平的电能量和所述第二水平的电能量具有用于使所述合成磁场的所述方向转向以与所述第三线圈的所述法向矢量对齐所需的所述相对差异的水平。
14.如权利要求11所述的再充电系统，其特征在于，进一步包括：
一个或多个致动器设备，所述一个或多个致动器设备机械地耦合到所述一对线圈并且被配置成：当所述植入式医疗设备位于所述第一电线圈和所述第二电线圈之间的所述区域中时，生成移动并且调整所述一对线圈相对于所述植入式医疗设备的所述第三线圈的定位的力；以及
位置控制电路系统，所述位置控制电路系统耦合到所述一个或多个致动器设备，所述位置控制电路系统被配置成：基于由所述植入式医疗设备提供的反馈信号控制所述一个或多个致动器设备以定位所述一对线圈，使得所述第三线圈被定位在所述再充电包络内，所述反馈信号包括信息，所述信息指示当所述一对电线圈被通电时，在所述第三线圈和所述一对电线圈之间开始实现的耦合效率的水平。
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