CN112312963A - 用于可植入医疗装置的接收线圈配置 - Google Patents
用于可植入医疗装置的接收线圈配置 Download PDFInfo
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Abstract
系统、装置和方法允许在装置植入患者体内时对定位在可植入医疗装置内或耦接到所述可植入医疗装置的电源进行感应再充电。在一些实例中，所述可植入医疗装置包含接收天线配置，所述接收天线配置可以包含至少一个无穷大形状的接收线圈。所述接收线圈中的一个或多个接收线圈可以形成有符合所述可植入医疗装置的壳体的一部分的内表面上的曲率的弯曲形状，使得所述一个或多个接收线圈可以被定位成邻近于且在一些实例中直接接触弯曲内表面的某个部分。
Description
技术领域
本公开涉及用于对定位在已经植入患者体内的医疗装置内的电源进行再充电的装置和系统。
背景技术
临床上已经植入或提出各种可植入医疗装置以有疗效地治疗或监测患者的一种或多种生理学和/或神经学病状。此类装置可以适于监测或治疗与心脏、肌肉、神经、脑、胃、内分泌器官或其它器官以及其相关功能有关的病状或功能。微型化电子和感测装置的设计和制造的进步使得能够开发具有治疗功能以及诊断功能的可植入装置，如起搏器、心律转变器、除颤器、生物化学传感器、可植入循环记录器和压力传感器等。此类装置可以与将电极或传感器定位在期望位置处的引线相关联，或者可以与集成到装置壳体中的电极无引线。这些装置可以具有将数据无线传输到植入患者体内的另一个装置或定位在患者体外的另一个仪器或两者的能力。
尽管植入一些装置需要外科程序(例如，起搏器、除颤器等)，但是其它装置可以足够小以便以相对非侵入性的方式(如通过经皮递送导管)或经静脉递送并且放置在预期的植入位置处。通过说明性实例的方式，已经提出了可植入微型传感器并且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。作为一个实例，患有慢性心血管病状的患者(特别是患有慢性心力衰竭的患者)可以受益于使用适于监测血压的可植入传感器。作为另一个实例，已经提出了可皮下植入监测器并且将其用于监测心率和心律以及其它生理学参数，如患者姿势和活动水平。对生理学参数的此类直接体内测量可以向临床医生提供重要信息以促进诊断决策和治疗决策。另外，已经提出、建立可以在需要或不需要外部引线的情况下直接植入患者的心脏内的微型化起搏器并且使其适于向患者提供起搏和其它电疗法两者。
发明内容
本公开描述了可植入医疗装置、包含用于可植入医疗装置的接收天线配置和相关联技术的系统、结构和被配置成提供对定位在已经植入患者体内的医疗装置内的电源的再充电的组合件。包含要再充电的这些电源的植入式医疗装置通常是已经相对较深地植入患者体内(例如，内部植入患者的心脏内)的小型装置。此种装置的一个实例是被设计成内部植入例如患者的心脏的腔室内并且在各个实例中不需要耦接到装置以便向心脏提供起搏和电刺激的外部引线的
MicraTM自含式起搏器。
可植入医疗装置可以包含接收天线，所述接收天线包括定位在所述装置的壳体的一部分内的一个或多个接收线圈。单独的接收线圈可以由绕组制成，所述绕组可以由分别耦接到再充电电路系统并且被配置成使电流感应到线圈绕组中的一个或多个线圈绕组中以提供用于对可植入医疗装置的电源进行再充电的再充电电流的单独的电导体形成。可以用于将电导体(如多股导线)布置到接收天线的接收线圈中的构造的配置包含扁平螺旋缠绕线圈以及可以包含形成为两个或三个环路的线圈绕组的呈无穷大符号或数字八的形状形成的线圈。配置可以进一步包含形成二环路线圈绕组的双绕组线圈配置。如本文中所描述的接收天线的实例提供了可以定位在可植入医疗装置的壳体内的紧凑且高效的接收天线配置，其包含微型化可植入医疗装置的版本，如
MicraTM自含式起搏器。
在一些实例中，接收天线的接收线圈可以具有对应于可植入医疗装置的一部分的壳体的内表面的弯曲形状。在一些实例中，一个或多个接收线圈可以放置成与壳体的内表面直接接触，使得一个或多个接收线圈的绕组在装置的纵向轴线周围延伸并围绕所述纵向轴线。接收线圈的这种布置允许在一个或多个接收线圈与施加到接收线圈上的外部生成的磁场之间实现高水平的感应耦接效率，其可以出于提供对定位在可植入医疗装置内的电源(如电池或超级电容器)的感应再充电的目的。
当需要对包含如本公开中所描述的接收天线配置的实例的可植入医疗装置的电源进行再充电时，可以将包含接收天线配置的装置放置在由外部供电的装置和一个或多个再充电线圈生成的磁场内(或在由多个磁场形成的合成磁场内)，使得磁场(或合成磁场)施加到植入式医疗装置的接收天线配置上。施加在装置上的一个或多个磁场可以被布置成将一个或多个电流感应到接收天线的线圈绕组中的一个或多个线圈绕组中。一个或多个感应电流可以用于对植入式医疗装置的电源进行再充电和/或提供用于直接操作所述装置的电力。如本公开中所描述的接收天线的实例可以为在介于植入式装置与施加到所述装置上的一个或多个磁场的方向之间的宽范围的相对定向上施加在多轴线天线上的磁场的给定能量水平提供感应到接收天线的一个或多个线圈绕组中的至少最小水平的再充电电流。
在一些实例中，通过接收线圈的变化的磁场强度通量包含无论施加在装置上的一个或多个磁场的方向相对于装置和接收天线的定向的定向如何都可以出于再充电目的而驱动用于电源的充电电流的电动势(emf)。这种能力可以允许使用简化的再充电系统对植入式医疗装置进行再充电。在一些实例中，对植入式医疗装置的再充电可以仅使用生成一个或多个磁场的单个平面再充电线圈或例如仅使用生成一个或多个磁场的单对再充电线圈来完成，以在不需要精心设计的定向程序和/或复杂的定向设备的情况下实现对植入式医疗装置的快速再充电。另外，这个特征可以允许在装置的确切位置和/或定向可能不是精确已知的或可能例如由于在植入之后和/或对装置执行的再充电会话期间的装置的移动或装置的定向的变化而改变的情况下对植入式装置进行再充电。如本公开中所描述的接收天线配置在对深度植入式装置(例如，在距患者的最近的外表面三厘米处或超过三厘米植入的装置)的再充电中特别有用。作为实例，如本公开中所描述的接收天线配置可以在施加在已经在患者的心脏的心脏组织内部或外部植入的植入式装置上的一个或多个外部生成的和所施加的磁场之间提供高水平的感应耦接效率，其中与植入位点处或其附近的心脏组织相关联的心跳和其它心脏活动可能会导致植入式装置的位置和/或定向在对所述植入式装置执行再充电过程的时间段期间变化或改变。
本公开中所描述的实例涉及可植入医疗装置，所述可植入医疗装置包括：可再充电电源，所述可再充电电源耦接到定位在所述可植入医疗装置的壳体内的一个或多个电路，所述可再充电电源被配置成向所述一个或多个电路提供电力；接收天线配置，所述接收天线配置包括至少一个接收线圈，所述至少一个接收线圈包括形成线圈绕组的电导体，所述线圈绕组定位在由所述可植入医疗装置的所述壳体包围的内腔内，所述线圈绕组形成为符合所述壳体的内表面的至少部分地包围所述内腔的至少一部分的曲率的弯曲形状，所述线圈绕组定位成邻近于所述内表面的曲率，使得所述线圈绕组沿所述内表面的所述至少一部分的所述曲率弯曲并且被定位成邻近于所述曲率，所述接收线圈被配置成在外部生成的磁场施加到所述至少一个接收线圈上时生成感应到所述至少一个接收线圈中的电流；以及再充电电路系统，所述再充电电路系统耦接到所述至少一个接收线圈并且耦接到所述可再充电电源，所述再充电电路系统被配置成接收感应到所述至少一个接收线圈中的所述电流并且向所述可再充电电源提供再充电电流，其中所述至少一个接收线圈和所述再充电电路系统被配置成针对磁场方向相对于所述可植入医疗装置的定向的多个定向为由施加在所述至少一个接收线圈上的所述磁场提供的给定水平的磁场强度至少提供最小水平的再充电电流。
本公开中所描述的实例还包含一种用于形成用于可植入医疗装置的接收天线配置的方法，所述方法包括：将电导体形成为至少一个接收线圈，所述至少一个接收线圈包括形成第一环路的第一组线圈绕组、形成第二环路的第二组线圈绕组以及将所述第一环路的所述线圈绕组与所述第二环路的所述线圈绕组耦接以将所述至少一个接收线圈形成为无穷大形状的交叉区域；将包括所述无穷大形状的所述至少一个接收线圈附连到所述可植入医疗装置的壳体的天线窗口部分的内表面，使得所述至少一个接收线圈的纵向轴线的曲率符合所述内表面的曲率；将所述至少一个接收线圈电耦接到所述可植入医疗装置的再充电电路系统；以及将所述天线窗口与所述壳体的一个或多个另外的部分耦接以将所述至少一个接收线圈和所述再充电电路系统包围在所述可植入医疗装置的所述壳体内。
本公开中所描述的实例还包含一种用于对定位在植入患者体内的植入式医疗装置中的电源进行再充电的系统，所述系统包括：电力来源；至少一个再充电线圈，所述至少一个再充电线圈耦接到所述电力来源并且被配置成在由所述电力来源电激励时生成具有磁场方向的磁场；接收天线配置，所述接收天线配置包括至少一个接收线圈，所述至少一个接收线圈包括形成线圈绕组的电导体，所述线圈绕组定位在由所述可植入医疗装置的所述壳体包围的内腔内，所述线圈绕组形成为符合所述壳体的内表面的至少部分地包围所述内腔的至少一部分的曲率的弯曲形状，所述线圈绕组定位成邻近于所述内表面的曲率，使得所述线圈绕组沿所述内表面的所述至少一部分的所述曲率弯曲并且被定位成邻近于所述曲率，所述接收线圈被配置成在外部生成的磁场施加到所述至少一个接收线圈上时生成感应到所述至少一个接收线圈中的电流；以及再充电电路系统，所述再充电电路系统耦接到所述接收天线配置，所述再充电电路系统被配置成对感应到所述至少一个接收线圈中的电流进行求和并且生成再充电电流以对定位在植入式医疗装置中的所述电源进行再充电；以及耦接到多轴天线和植入式医疗装置的电源的切换装置，所述切换装置被配置成受再充电电路控制，所述再充电电路用以将再充电电流耦接到电源，以对存储在电源中的电能进行再充电，其中所述至少一个接收线圈和所述再充电电路系统被配置成针对磁场方向相对于所述可植入医疗装置的定向的多个定向为由施加在所述至少一个接收线圈上的所述磁场提供的给定水平的磁场强度至少提供最小水平的再充电电流。
本公开中所描述的实例还包含一种用于对定位在植入患者体内的可植入医疗装置中的电源进行再充电的方法，所述方法包括：在所述可植入医疗装置的接收天线配置处接收由定位在所述患者体外的至少一个再充电线圈生成的磁场，其中所述磁场包含形成所述接收天线配置的至少一个接收线圈中的一个或多个电流，其中所述接收线圈中的至少一个接收线圈包括定位在由所述可植入医疗装置的所述壳体包围的内腔内的线圈绕组，所述线圈绕组形成为符合所述壳体的至少部分地包围所述内腔的内表面的至少一部分的曲率的弯曲形状，所述线圈绕组定位成邻近于所述内表面的曲率，使得所述线圈绕组沿所述内表面的至少一部分的所述曲率弯曲并且被定位成邻近于所述曲率；使用所述接收天线配置在所述至少一个接收线圈处接收到外部生成的磁场时生成感应到所述至少一个接收线圈中的一个或多个电流；由再充电电路系统对所述一个或多个电流进行求和以形成再充电电流；以及由所述再充电电路系统将所述再充电电流施加到所述可植入医疗装置的所述电源以对存储在所述电源中的能量水平进行再充电。
本发明内容旨在提供对本公开中所描述的主题的概述。并不旨在提供对在以下附图和描述中详细描述的设备和方法的排他性或详尽解释。在以下的附图和描述中阐述了本公开的一个或多个方面的细节。
附图说明
在以下的附图和描述中阐述了本公开的一个或多个实例的细节。本公开的其它特征、目的和优点将根据所述描述和附图以及权利要求变得明显。
图1是展示了根据本公开中所描述的各个实例的与患者结合的示例医疗装置系统的概念图。
图2A是展示了根据本公开中所描述的各个实例的可植入医疗装置的示例配置的概念图。
图2B是展示了根据本公开中所描述的各个实例的可植入医疗装置的另一个示例配置的概念图。
图3A是根据本公开中所描述的各个实例的用于图2A-2B的可植入医疗装置的接收天线配置的横截面视图。
图3B是根据本公开中所描述的各个实例的用于图2A-2B的可植入医疗装置的接收天线配置的另一个横截面视图。
图4A-4B展示了根据本公开中所描述的各个实例的被配置成形成用于可植入医疗装置的接收线圈的电导体。
图5A-5C展示了根据本公开中所描述的各个实例的被配置成形成用于可植入医疗装置的接收线圈的电导体。
图5D展示了根据本公开中所描述的各个实例的被配置成形成用于可植入医疗装置的接收线圈的电导体的实例。
图6是根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置的示例接收天线配置的另一个横截面视图。
图7A-7B展示了根据本公开中所描述的各个实例的对电导体执行以形成用于可植入医疗装置的接收线圈的一系列操作。
图7C展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置的示例接收天线配置。
图8A展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置的示例接收天线配置的剖面和分解视图。
图8B是包含图8A的接收天线配置的可植入医疗装置的横截面视图。
图9A展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置的示例接收天线配置的剖面和分解视图。
图9B是包含图9A的接收天线配置的可植入医疗装置的横截面视图。
图10是展示了根据本公开中所描述的各个实例的心脏内起搏装置的功能框图。
图11是包含根据本公开中所描述的各个实例的耦接到可植入医疗装置的可再充电电源的接收线圈的示意图。
图12是展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于对可植入医疗装置进行感应再充电的系统的示例配置的功能框图。
图13展示了根据本公开中所描述的各个实例的可以由信号发生器生成并且施加到再充电系统的一个或多个再充电线圈的代表性波形的曲线图。
图14是展示了根据本公开中所描述的各个实例的方法的流程图。
图15是展示了根据本公开中所描述的各个实例的另一种方法的流程图。
在附图中，使用相同的附图标记或具有字母扩展名的相同的附图标记在用于相同附图或不同附图中时可以用于指示相同的或对应的装置或元件。另外，除非另有说明，否则装置和/或如患者、可植入医疗装置或电气装置(如电线圈)等其它对象不一定相对于彼此和/或相对于所展示的项的实际实例按比例展示。具体地，本公开提供的各个附图展示了由人形轮廓表示的“患者”，并且除非在附图中例如通过尺寸指示器另外明确说明或例如在本公开的文本中另外描述，否则不应认为其是相对于实际人患者或相对于同一图中所展示的其它对象按比例绘制的。
具体实施方式
一旦装置已经植入患者体内，传统的起搏器、神经刺激器和可植入环路记录器就可以使用具有有限能量的一次电池作为内部电源以便为装置的操作电力供电。在植入式医疗装置的各个实例中，一次(不可再充电)电池具有基于其大小和能量密度(针对给定的能量使用率)来限制其工作寿命的有限的能量存储。这限制了植入式装置的有用持续时间。一旦一次电池耗尽，则可能需要更换装置，并且尽管更换装置的侵入性程度最低，但是仍可能对患者造成创伤。例如，在植入物的区域中可能发生囊袋感染的风险，这进而可能导致较长的住院时间并且增加患者和/或保险公司的成本负担。
另外，对可用电池能量的限制可能导致对装置和/或患者的疗法选项的限制。进一步地，与植入式医疗装置有关的问题可能导致需要更多的能量消耗装置配置，这可能会进一步缩短植入式装置的工作寿命。例如，对于一定比例的患者，例如对于植入有左心室(LV)引线的百分之二十五的患者，患者由于次佳的引线放置而对心脏再同步疗法(CRT)无应答，这导致需要应用更高水平的刺激阈值，从而导致过多的电池消耗并且降低植入式装置的寿命。
可以定位在可植入医疗装置内并且用于为装置的操作供电的可再充电电池或其它可再充电电源的使用并不是用于克服能量有限的一次电池的问题的新颖概念。然而，可再充电电池或其它可再充电电源的使用可以包含另外的技术挑战，特别是如果装置深度植入患者的身体内(例如，超过三厘米)。可再充电电池在概念上提供半无穷大能量存储，其中电池的大小和带电的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假设下)。半无穷大能量来源的结果是有机会提供可以以其它方式在有限的能量来源约束下受到限制或无法使用的另外的特征和功能。这种半无穷大能量来源的另一个结果是潜在地减少或消除对由于耗尽一次(即，不可再充电)电池的容量而需要执行的手术侵入性装置更换程序的需要。
在一些实例中，到植入式医疗装置的常规感应电力传递可以限于以距患者的表面(例如，皮肤)大约两英寸或更小的深度植入式装置。在装置植入例如在患者的心脏的腔内时通过透皮的磁感应对小型的、深度植入式装置(如
MicraTM起搏器)进行快速再充电呈现了很多挑战。这些挑战包含在植入物位置处提供足够的磁场强度和频率使得快速再充电可以实现而不会超出针对患者的电场和磁场暴露安全极限，同时还考虑植入式装置的不受控制的定向，并且同时考虑除装置/天线定向之外的装置的真实空间位置。
进一步地，在植入装置之后，装置本身的确切定向可以是未知的和/或可以在植入程序之后改变。因此，包含可能对所施加的磁场的方向与天线的轴线的定向的对准敏感的如单向天线或平面天线等接收天线的植入式医疗装置可能需要更精心设计的程序和/或更复杂的再充电设备以实现磁场与接收天线之间的高效水平的感应耦接。这个需求可能需要使用更精心设计的对准程序以将磁场的方向与接收天线的定向对准，或可能需要使用更复杂的多对再充电线圈的布置以在再充电程序期间实现磁场与接收天线之间的可接受水平的感应耦接效率。
本公开中所描述的装置、系统和方法解决了与对植入式医疗装置内的这些电源进行再充电相关联的许多挑战。本公开中所描述的系统、装置和方法提供了包含可以结合在可植入医疗装置内的一个或多个接收线圈的接收天线配置的实例。这些接收天线配置可以允许在小型的、深度植入式医疗装置(如MicraTM无引线起搏器)内的电池或其它可再充电电源进行快速再充电。在一些实例中，用于再充电的系统可以使用单个再充电线圈或在一些实例中单对再充电线圈以生成用于对植入式装置进行再充电的磁场。如本公开中所描述的接收天线配置可以被布置成为在磁场相对于植入式装置的定向的定向的宽范围的变化上由磁场施加在接收天线配置上的给定水平的功率生成至少最小水平的再充电电流。因此，如本公开中所描述的接收天线配置的使用可以减少或消除对复杂的对准程序和/或一个或多个再充电线圈的更复杂的布置的需要以便实现植入式医疗装置与施加在作为再充电程序的一部分的装置上的一个或多个磁场之间的最小水平的感应耦接效率。
因此，有可能在如本公开中所描述的示例植入式医疗装置中所提供的接收天线配置的接收线圈中建立可以独立于施加在接收天线配置上的再充电磁场的定向的再充电电流，并且因此出于对装置的电源进行再充电的目的仅使用单个外部再充电线圈或仅使用单对外部再充电线圈来提供接收天线与施加到装置上的磁场之间的高水平的感应耦接效率。
本文中所描述的系统、装置和方法提供了允许一个或多个磁场在对接收天线与磁场之间的复杂的对准和定向的需要最小的情况下将电能(例如，电流)高效地感应到植入式医疗装置内包含的接收天线配置中的方式。所感应的电能可以用于使用外部提供的磁场来对植入式医疗装置的电源进行再充电，和/或用于为植入式医疗装置内包含的或耦接到所述植入式医疗装置的电子电路系统供电，所述电子电路系统包含可以被认为是深度植入患者体内的装置(例如，在患者的皮肤或外部表面下方超过两到三厘米植入的装置)。
在不需要外植装置来进行再充电的情况下对植入式医疗装置的电源进行快速再充电(例如，按月或按年的周期的一个小时再充电时间段内)的能力允许至少上文所描述的益处，包含使用较小型电源以帮助使可植入医疗装置本身微型化，并且通过使用较小大小的电源为装置提供整体较长的工作寿命来允许更多功率以及因此更大功能用于植入式医疗装置。已经示出了如本公开中所描述的用于在在患者的身体内约十五厘米处植入的装置中提供再充电电流并且用于向植入式装置的可再充电电池安全地递送超过30毫瓦的功率的接收天线配置的实例。此类实例包含沿可植入医疗装置的壳体的天线窗口部分的内表面的曲率定位的一对无穷大形状的接收线圈。
贯穿本公开，对“接收线圈”的引用是指由可以或可以不与一个或多个另外的“接收线圈”耦接以形成用于可植入医疗装置的接收天线的电导体形成的线圈绕组。术语“接收天线”的使用可以在涉及耦接到可植入医疗装置的再充电电路系统并且可以被配置成具有出于提供电能以对可植入医疗装置的可再充电电源进行再充电的目的而感应到线圈绕组中的电流和/或出于操作装置的目的而提供电力以操作植入式医疗装置的电路系统的线圈绕组的任何上下文中用于代替术语“接收线圈”或与其互换地使用。
贯穿本公开，在可植入医疗装置外部生成并且出于将电流感应到可植入医疗装置的接收天线配置的一个或多个线圈绕组中的目的而施加到植入式医疗装置上的一个或多个磁场的上下文中引用“磁场(magnetic field/magnetic fields)”。参考图13展示了和描述了可以表示一个或多个磁场的一个或多个参数的波形的实例。然而，一个或多个磁场的实例不限于具有图13中所展示的特定波形的一个或多个磁场。贯穿本公开，通过使用术语“磁场(magnetic field/magnetic fields)”设想到具有随时间变化或相对于磁场的磁场方向随时间变化使得产生施加到接收天线配置的线圈绕组上的净磁通量强度的改变的时间速率和被配置成在一个或多个线圈绕组中生成一个或多个电流的电动势(emf)的对应的改变的磁场的参数(例如，幅度或相位)的任何一个或多个磁场。
图1是展示根据本公开中所描述的各个实例的与患者12结合的示例医疗装置系统10的概念图。本公开中所描述的系统、装置和方法可以包含定位在植入式医疗装置内并且提供用于对这些内部的并且在一些情况下深度植入式医疗装置(如参考图1所展示和所描述的IMD 15A、IMD 15B和/或传感器电路18)进行充电的单个天线或多个天线的实例。出于本说明书的目的，假定了心血管解剖的知识，并且省略了细节，除在解释本公开的技术的上下文所必需或期望的程度上之外。即使当这些装置深度植入患者体内时，本文中所描述的系统、装置和方法也可以提供外部生成的再充电电源到在IMD 15A、IMD 15B、和/或传感器电路18内部的电路系统的高效感应耦接。植入式装置可以包含多轴天线和/或多向天线，相对于被感应地再充电的装置的接收天线与用于提供出于对定位在装置内的电源(如电池)进行感应再充电的目的而施加在装置上的一个或多个磁场的一个或多个再充电线圈的定向之间的感应耦接效率，所述多轴天线和/或多向天线不一定是定向特定的。在各个实例中，IMD 15A和/或IMD 15B可以表示除颤器、心脏再同步起搏器/除颤器或起搏器的实例。医疗装置系统10通常包含用于使用包含患者外部天线和用于收集数据的软件/固件接口的外部“仪器”(如外部装置11)通过无线或其它通信协议询问这些装置的设施。
在可植入医疗装置的一些现有实例中，用于使一个或多个植入式装置的大小尺寸保持尽可能小的技术包含使用平面天线(接收/传输天线)，例如包括印刷在设置在可植入医疗装置内的平面表面(如衬底)上的导电迹线的天线。与例如具有多个定向轴线的天线相比，平面天线设计的一个可能的优点是天线的单向格式或平面格式可以在装置内占用较少空间并且在关注大小和空间时可以更容易地封装到装置中。与平面天线相关联的主要缺点可能是相对于从患者外部传输到接收天线的接收功率的感应耦接效率可以是定向特定的。例如，施加在植入式医疗装置上的电磁场和磁场的定向相对于植入式医疗装置内的平面类型接收天线的定向(例如，定向的法向轴线)的方向可能对感应耦接以及因此将功率从电磁场和磁场传递到接收天线的效率有影响。
对于一些植入式装置，植入式装置的定向以及因此装置内的接收天线的定向可能不是精确已知的或可能在装置植入患者体内之后的某个时间点处偏移。这种定位偏移可以包含植入式装置本身在执行对植入式装置的再充电时的时间期间的移动。此种定位偏移可能是由植入的区域中的组织的运动(如包含患者的心脏的心跳的心脏活动)和/或患者本身如在患者行走、站立或改变定位时的移动(包含患者躺下时的患者移动)引起的。在尝试对定位在植入式医疗装置内的电源(如电池)进行感应再充电时，植入式医疗装置的此种定向改变可能会引起包含电力传递效率的变化在内的问题。当出于操作装置的目的而为植入式装置感应供电时，例如当植入式装置不包含用于操作装置的内部电源并且依赖于感应耦接的电能以用于为装置的操作供电时，类似的问题也可能存在。
如本公开中所描述的紧凑的接收天线和接收天线配置的实例可以克服与植入式医疗装置的耦接效率和再充电有关的这些定向问题中的一些或全部定向问题。例如，在可植入医疗装置内使用如本公开中所描述的接收天线可以最小化或甚至消除与一个或多个接收天线相对于用于提供在接收天线中感应电流的磁场的一个或多个再充电线圈的定向有关的问题，同时提供可以装配在植入式医疗装置的壳体内的紧凑的天线配置。因为如本公开中所描述的接收天线的实例通常不是定向特定的，例如可能像平面天线那样，所以对具有本文中所描述的接收天线配置的植入式医疗装置执行的再充电过程可以由单个外部线圈(如平面再充电线圈、简单缠绕的非平面线圈、螺旋平面或非平面线圈)或由布置为例如亥姆霍兹(Helmholtz)线圈的单对再充电线圈来执行。无论再充电线圈相对于植入式医疗装置的一个或多个接收天线的相对定向如何，例如与具有单向天线并且在单向天线与一个或多个再充电线圈之间具有相同的相对定向的植入式医疗装置相比，较高水平的耦接效率都可以在再充电过程期间在植入式医疗装置的一个或多个再充电线圈与接收天线之间实现。
在图1的所展示的实例中，医疗装置系统10包含耦接到心室引线22和心房引线21的可植入医疗装置(IMD)15A。IMD 15A可以包含如本文中所描述的接收天线或多个接收天线的实例，所述接收天线或多个接收天线被配置成具有通过在外部向患者12提供的一个或多个磁场感应到这些天线的绕组中的电流，感应电流用于对IMD 15A内的电源进行再充电。在各个实例中，IMD 15A是能够向患者12的心脏13递送起搏疗法、心脏复律疗法和除颤疗法的可植入心脏复律除颤器(ICD)。心室引线22和心房引线21电耦接到IMD 15A并且延伸到患者12的心脏13中。心室引线22包含定位在患者的右心室(RV)中的引线上的电极(图1中未标记)以用于感测心室电描记图(EGM)信号并在RV中进行起搏。心房引线21包含定位在患者12的右心房(RA)中的引线上的电极(图1中未标记)以用于感测心房EGM信号并在RA中进行起搏。心室引线22和/或心房引线21也可以包含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”在本文中可以用于指心脏复律电击和除颤电击。IMD 15A可以使用心室引线22和心房引线21两者来从患者12获取心脏电描记图(EGM)信号并且响应于获取到的数据递送疗法。医疗装置系统10示出为具有双腔室IMD配置，但是其它实例可以包含一个或多个另外的引线，如延伸到右心房中、穿过冠状窦并且到心脏静脉中以使电极沿左心室(LV)定位以用于感测LV EGM信号并且向LV递送起搏脉冲的冠状窦引线。在其它实例中，医疗装置系统可以是单腔室系统或以其它方式不包含心房引线21。尽管图1中未具体展示出，但是作为血管内引线21和22的补充或替代方案，IMD 15A可以耦接到一个或多个血管外引线，包含一个或多个心外膜引线、胸骨下引线和/或皮下引线或其某种组合。
处理电路系统、感测电路系统、接收天线配置、可再充电电源和被配置用于执行本文中所描述的或以其它方式归属于IMD 15A的技术的其它电路系统可以容纳在密封壳体23内。壳体23(或其一部分)可以是导电的，以便充当用于进行起搏或感测的电极或在除颤期间充当活性电极。因此，壳体23在本文中也被称为“壳体电极”23。壳体23可以包含具有高电容部分和低电容部分的一个或多个电极。高电容部分和低电容部分可以使用两种不同的材料来形成。
IMD 15A可以向外部装置11传输EGM信号数据和心律发作数据以及与通过IMD 15A递送疗法有关的数据。外部装置11也可以被称为“仪器”，其可以包含贯穿本公开所描述的装置中的任何装置作为定位在患者体外的装置，并且在一些实例中可以包含为被配置成对设置在IMD 15A内的电池或其它电源进行再充电的再充电系统的一部分。例如，如图1中所展示的外部装置11可以是例如在住宅、门诊、诊所或医院环境中用于通过无线遥测与IMD15A通信的计算装置。外部装置11可以耦接到远程患者监测系统，如可从爱尔兰都柏林的美敦力公司(Medtronic plc)获得的
。作为实例，外部装置11可以是编程器、外部监测器或消费者装置，例如智能电话。
外部装置11可以用于例如在被配置为用于IMD 15A的编程器时将命令或操作参数编程到IMD 15A中以控制其运作。外部装置11可以用于询问IMD 15A以检索数据，包含装置操作数据以及在IMD 15A存储器中累积的生理学数据。询问可以是自动的，例如按照时间表或响应于远程或本地用户命令。由IMD 15A和外部装置11使用的通信技术的实例可以包含组织电导通信(TCC)和/或射频(RF)遥测(其可以是通过
建立的RF链路)、WiFi或医疗植入物通信服务(MICS)。
如图1中所展示的，医疗装置系统10还可以包含心脏内起搏装置IMD 15B。IMD 15B可以包含如本文中所描述的接收天线配置的实例，所述接收天线配置被配置成使电流通过在外部向患者12提供的一个或多个磁场感应到一个或多个接收天线中，感应电流用于对IMD 15B内的电源进行再充电。在所展示的实例中，IMD 15B植入患者12的右心室中，例如在患者12的心脏13内部。在一些实例中，一个或多个IMD如IMD 15B(图1中未示出)可以另外地或可替代地植入心脏13的其它腔室(如左心室)内或心外膜地附接到心脏。
IMD 15B可以被配置成感测心脏13的电活动并且向心脏13递送起搏疗法，例如心动过缓起搏疗法、心脏再同步疗法(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)疗法和/或电击后起搏。IMD15B可以通过穿透心脏组织的一个或多个固定元件(图1中未示出)附接到心脏13的内壁。这些固定元件可以将IMD 15B固定到心脏组织并且将电极(例如，阴极或阳极)保留在IMD 15B的与心脏组织接触的壳体上。除递送起搏脉冲之外，IMD 15B还可以能够使用IMD 15B的壳体上携带的电极来感测电信号。这些电信号可以是由心肌生成的电信号并且指示在心脏13的心动周期期间的不同时间处的心脏13的去极化和复极化。
在一些实例中，IMD 15A和IMD 15B均可以被配置成递送起搏疗法。在此类实例中，IMD 15A和IMD 15B可以分别向心脏13的右心室和/或左心室递送起搏疗法，以提供CRT起搏。另外地，IMD 15A和IMD 15B均可以被配置成检测快速性心律失常并且递送抗快速性心律失常疗法。IMD 15A和IMD 15B可以被配置成协调其心律检测和治疗活动。在一些实例中，IMD 15A和IMD 15B可以进行IMD 15A与IMD 15B之间的无线通信以促进此种经过协调的活动。无线通信可以通过TCC，并且可以是在其中一个装置被配置成传输通信消息并且另一个装置被配置成接收所述消息的单向通信或在其中每个装置被配置成传输并且接收通信消息的双向通信。
在各个实例中，IMD 15B被配置成使用上文参考IMD 15A所描述的通信协议中的任何通信协议直接与外部装置11无线通信。作为实例，外部装置11可以是可以用于将命令或操作参数编程到IMD 15B中以控制装置的运作的编程器、外部监测器或消费者装置，例如智能电话。外部装置11可以用于询问IMD 15B以检索数据，包含装置操作数据以及在IMD 15B的存储器中累积的生理学数据或神经学数据。询问可以是自动的，例如根据时间表或响应于远程或本地用户命令。在一些实例中，IMD 15B与外部装置11之间的通信可以通过IMD15A发生，其中IMD 15B与IMD 15A通信，并且IMD 15A与外部装置11通信。由IMD 15A和/或15B和外部装置11使用的通信技术的实例不限于任何特定的通信技术或通信协议以及在一些实例中的TCC或RF遥测(其可以是通过
建立的RF链路)、WiFi或医疗植入物通信服务(MICS)。
在各个实例中，从IMD 15A和/或IMD 15B提供的通信可以包含与这些装置的感应充电有关的数据和/或其它信息。例如，当电磁场或磁场出于对这些装置进行感应充电的目的而施加在IMD 15A和/或IMD 15B上时，与到装置的感应耦接的耦接效率有关的信息和/或例如充电状态(例如，相对于完全充电的充电百分比)可以从IMD 15A和/或IMD 15B之一或两者传输到作为再充电过程的一部分的外部装置11。还可以提供如完全充电时间、再充电速率和装置的温度等其它信息作为来自被再充电的一个或多个装置的传输信息。在一些实例中，这种信息可以用于：调整参数，如用于在用于对IMD 15A和/或IMD 15B进行再充电的天线中感应能量的一个或多个磁场的场强度；调整提供一个或多个磁场的一个或多个再充电线圈的相对定向；和/或例如提供用于重新配置用于激励提供用于这些装置进行感应耦接再充电的场的一个或多个线圈的电参数的信息。
另外，信息可以由IMD 15A和/或IMD 15B来提供，所述信息指示已经实现或完成的IMD 15A和/或IMD 15B之一或两者的再充电的水平，所述水平然后可以用来确定何时进一步调节、停止或以其它方式终止再充电过程。例如，在再充电过程期间，IMD 15A和/或IMD15B可以分别传输指示装置已经被完全再充电的数据或其它信息。然后，指示可以由提供场(图1中未示出)的外部装置来使用以停止充电过程，这可以包含将用于对IMD 15A和/或IMD15B进行再充电的场从施加在这些装置上移除。另外，因为由于再充电过程导致的植入式装置的过热可能会损坏装置或给患者带来安全问题，所以监测这些装置的温度可能是重要的。对施加在一个或多个装置上的场的强度的调整和/或完全终止再充电过程可以基于作为再充电过程的一部分的被再充电的装置的监测到的温度来进行。
在各个实例中，一个或多个另外的传感器电路可以定位在IMD 15A和/或IMD 15B的外部或相对于IMD 15A和/或IMD 15B单独地定位。这些一个或多个另外的传感器电路由传感器电路18说明性地表示。传感器电路18可以包含被配置成感测与患者12相关联的特定的生理学参数或神经学参数的单个传感器电路，或可以包括可以相对于患者12和/或相对于彼此定位在各种和/或不同定位处并且可以被配置成感测与患者12相关联的一个或多个生理学参数的多个传感器电路。
例如，传感器电路18可以包含可操作以在传感器电路18的位置中或通过引线耦接到传感器电路18的温度传感器所定位的患者的位置处感测患者12的体温的传感器。在另一个实例中，传感器电路18可以包含被配置成感测运动(如患者12迈出的步数和/或患者12的定位或姿势改变)的传感器。在各个实例中，传感器电路18可以包含被配置成检测患者12进行的呼吸的传感器。在各个实例中，传感器电路18可以包含被配置成检测患者12的心跳的传感器。在各个实例中，传感器电路18可以包含被配置成测量患者12的全身性血压的传感器。
在一些实例中，包括传感器电路18的传感器中的一个或多个传感器可以植入患者12体内(即，植入患者的至少皮肤水平下方)。在一些实例中，传感器电路18的传感器中的一个或多个传感器可以定位在患者12体外，例如作为袖带的一部分或作为可穿戴装置，如嵌入在患者12所穿的衣物中的装置。在各个实例中，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学参数并且将对应于感测到的一个或多个生理学参数的数据传输到IMD 15A，如由将传感器电路18耦接到IMD 15A的闪电线所表示的。
在各个实例中，从传感器电路18到IMD 15A的数据传输可以使用例如针对上文所描述的无线通信的格式中的任何格式通过无线传输来执行。在各个实例中，从包括传感器电路18的传感器中的一个或多个传感器到IMD 15A的数据传输可以通过传感器电路18与IMD 15A之间的有线连接来执行。当传感器电路18是植入患者12体内的植入式装置时，传感器电路中的一个或多个传感器电路可以包含本公开中所描述的一个或多个接收天线的任何实例，并且贯穿本公开所描述的再充电技术还可以用于对定位在一个或多个植入式传感器内的电源(如电池)进行再充电，所述电源被配置成提供电力以操作传感器和/或提供电力以操作装置。
在各个实例中，IMD 15A和/或IMD 15B可以与不同于外部装置11或除所述外部装置之外的外部装置(例如，一个或多个仪器)如图1中所示出的收发器16无线通信。在各个实例中，如图1中所示出的收发器16是提供IMD 15A和/或IMD 15B与网络(如参考图12所展示和所描述的网络237)之间的无线通信链路的接入点(如参考图12所展示和所描述的接入点235)。在各个实例中，收发器16是图12中所示出的再充电电路系统231内包含的通信电路系统，其中再充电电路系统231的通信电路系统被配置成在这些装置的再充电过程期间与IMD15A和/或IMD 15B通信，如下文进一步描述的。上文参考图1所描述的装置中的任何装置和收发器16所使用的通信技术的实例可以包含射频(RF)遥测(其可以是通过
的建立的RF链路)、WiFi或医疗植入物通信服务(MICS)。
对于本公开的剩余部分，对医疗装置系统的一般提及可以统称为包含医疗装置系统10的任何实例，对IMD 15的一般提及可以统称为包含IMD 15A和/或IMD 15B的任何实例，对传感器电路的一般提及可以统称为包含传感器电路18的任何实例，对外部装置的一般提及可以统称为外部装置11的任何实例，并且对收发器的一般提及可以统称为收发器16的任何实例。
图2A是展示了根据本公开中所描述的各个实例的可植入医疗装置30的示例配置的概念图。图2A包含三轴线坐标系49的图示，所述三轴线坐标系包含在图2A中竖直延伸的Y轴线、垂直于Y轴线并且跨图2A水平延伸的X轴线和垂直于Y轴线和X轴线两者的Z轴线，Z轴线延伸进出图2A中的图页。在图2A中，Y轴线对应于装置30的纵向轴线46，并且包含X轴线和Z轴线的任何平面可以是装置30的垂直于Y轴线和纵向轴线46截取的横截面。对三轴坐标系49的这些轴的提及可以在装置30的描述中以及在本公开的另外的附图中使用以帮助描述本公开中所描述的与可植入医疗装置有关的各种特征和技术。
在一些实例中，装置30是被设计成植入患者的心脏的腔室内的心脏内起搏装置。在一些实例中，装置30是如参考图1所展示和所描述的IMD 15B。装置30可以被配置成植入如图1中所描绘的患者的心脏的右心室中或患者的心脏的某个其它腔室中。如参考图2A所示出和所描述的，装置30可以是包含可以用于提供出于对装置30内的电源(如电池39)进行再充电的目的而感应到天线的线圈中的再充电电流的接收天线43的可植入医疗装置的实例。装置30可以包含被布置为装置30的接收天线配置的一部分的第二天线44。第二天线44可以用于出于对装置30内的电源(如电池39)进行再充电的目的而向装置30的电路系统提供感应到第二天线44的线圈中的一些或另外的再充电电流。在一些实例中，装置30是由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
MicraTM经导管起搏系统。
如图2A中所示出的，装置30包含耦接在一起以形成装置30的外部部分的第一壳体部分31、天线窗口40，第二壳体部分36和端盖34。第一壳体部分31、天线窗口40、第二壳体部分36和端盖34可以如图2A中所示出的“密封地接合”在一起以形成包围装置30的电池39、接收天线43和电子电路系统45的气密密封的壳体。如果第二天线44包含为装置30的一部分，则壳体也可以包围第二接收天线。如本文中所使用的，“密封地耦接”或“密封地接合”是指在接合处或沿形成为在接合处提供气密密封的接缝或两个或更多个部件之间的接缝彼此机械耦接的两个或更多个材料单独件。如图2A中所示出的装置30可以进一步包含电极32、电极33、固定机构35和包含开口37的凸缘38。第一壳体部分31、第二壳体部分36和端盖34中的每一个可以由电绝缘材料形成，和/或可以涂覆有如聚对二甲苯(通常为“聚对二甲苯(PARYLENE)”)等聚合物材料。在一些实例中，第一壳体部分31和第二壳体部分36之一或两者可以由相同材料(在一些实例中包括钛)形成。在一些实例中，端盖34可以全部或部分地由电绝缘材料(如塑料材料)形成。
尽管装置30通常被描述为包含一个或多个电极，但是装置30通常可以包含至少两个电极(例如，电极32和33)以传递电信号(例如，如心脏起搏等疗法)和/或提供至少一个感测矢量。电极32承载在装置30的指示为第一壳体部分31的所述部分上，并且电极33承载在端盖34的上部部分或远侧部分处。在电极32和33没有通过引线耦接到装置30或装置30的壳体部分的意义上，所述电极可以被认为是无引线电极。在图2A的实例中，电极32可以是安置在第一壳体部分31的外表面上的环形电极或圆柱形电极，并且电极33可以安置在端盖34的外表面上。电极33可以是被定位成在植入装置30时接触心脏组织的圆形电极。电极33可以用作阴极并且电极32可以用作阳极或反之亦然，以用于递送心脏起搏，如心动过缓起搏、心脏再同步疗法(CRT)、抗心动过速起搏(ATP)或电击后起搏。然而，电极32和33可以在任何刺激配置中使用。另外，电极32和33可以用于检测来自心肌组织的固有电信号。当装置30植入患者的心脏内时，电极33可以被配置成接触心脏组织，如右心室的内壁。
固定机构35可以被布置成将装置30附连到心脏组织。固定机构35可以是主动固定叉形件、螺钉、夹具、粘合构件或用于将装置附连到组织的任何其它机构。如图2A的实例中所示出的，固定机构35可以由保留预形成的形状的记忆材料(如形状记忆合金(例如，镍钛))构造。在植入期间，固定机构35可以向前挠曲以刺穿组织，并且然后被允许朝向第二壳体部分36向后挠曲。以这种方式，固定机构35可被嵌入靶组织内以将装置30相对于靶组织固定在适当位置。凸缘38可以设置在装置30的一个端部上，例如从第一壳体部分31延伸以实现装置30的系连和/或拔出。例如，缝合线或其它装置可以插入在凸缘38周围和/或穿过开口37并且附接到组织。以这种方式，凸缘38可以提供第二附连结构以将装置30系连或保留在例如心脏内。一旦装置需要从患者体内移出(或移除)，如果此种动作有必要，则凸缘38和/或开口37还可以用于拔出装置30。
电子电路系统45(包含耦接到接收天线43的通信和/或再充电电路系统)和电源(如电池39)可以包围在装置30的壳体内。当第二天线44被设置作为装置30的一部分时，第二天线44也电耦接到电子电路系统45。装置30的电源不限于任何特定类型的电源，并且在一些实例中是耦接到电子电路系统45并且被配置成向所述电子电路系统提供电力的可再充电电池。装置30的电子电路系统45不限于任何特定类型或布置的电子装置，并且可以包含被布置成执行归属于装置30的功能中的任何功能的任何一种或多种类型的装置。例如，电子电路系统45可以包含被配置成执行患者监测功能中的任何患者监测功能和/或通过装置30的电极(例如，电极32和33)提供电刺激疗法的电子装置。
电子电路系统45可以进一步包含被配置成提供装置30与其它装置(如上文例如参考图1所展示和所描述的外部装置11和/或收发器16)之间的无线通信的通信电路系统。装置30的通信电路系统可以利用接收天线43以用于传输从装置30传输的信号并且用于接收从装置30外部的一个或多个装置传输到装置30的信号。在其它实例中，装置30包含耦接到装置30的通信电路系统并且用于接收和传输分别到和来自装置30的无线通信的单独的遥测天线(图2A中未示出，但是例如图3A中所示出的天线67)。
再次参考图2A，接收天线43可以被配置成接收呈一个或多个磁场的形式施加在装置30上的电能并且使用来自这些场的感应耦接到接收天线43的能量来对电池39进行再充电，这也可以是被称为无线电力传递。为了实现接收天线43与出于对电池39进行再充电的目的而施加在装置30上的一个或多个磁场之间的高水平的感应耦接效率，接收天线43可以被布置为允许电流在可以具有相对于装置30的定向以各种可能的定向之一被定向的磁场方向的磁场施加在接收天线上时感应到接收天线43中的多向天线，例如被布置为如本公开中所描述的无穷大环路线圈。包含但不限于如贯穿本公开所描述的被配置为植入式医疗装置(如装置30)的一个或多个接收天线的无穷大环路线圈的“接收线圈”的实例可以提供接收天线配置与在一个或多个所施加的磁场的一个或多个磁场方向与植入式装置的定向之间的相对定向的宽范围变化上施加在植入式装置上的磁场之间的高水平的感应耦接效率。
如图2A中所示出的，接收天线43定位在装置30内与天线窗口40的一部分对准并且在一些实例中由所述天线窗口的所述部分围绕。接收天线43可以附连到铁氧体片材，或可以直接附连在天线窗口40的内表面的一部分中。接收天线43和/或铁氧体片材(当设置时)可以具有对应于纵向轴线46的定向的方向的高度尺寸48。天线窗口40可以沿Y轴线延伸并且围绕Y轴线，使得沿装置30的Y轴线(纵向轴线46)延伸的内腔53呈具有圆形横截面形状并且具有对应于如图2A中所示出的纵向尺寸47的高度的直立圆柱体的形状形成。
当接收天线43被设置具有呈对应于天线窗口40的内表面的曲率的弯曲形状形成的天线的绕组时，另外的空间被设置在内腔53内在空腔的未被接收天线43占据的部分中，如在内腔的中心周围的区域。另外的空间可以用于被配置成提供另外的感应电流以用于对装置30进行再充电和/或进行操作的一个或多个另外的天线，如第二天线44。另外的空间也可以用于可以被配置成支持装置30与装置30外部的其它装置之间的无线通信的传输和接收的另外的天线(图2A中未示出)。接收线圈的实例以及这些接收线圈作为用于提高对植入式装置进行的感应再充电的一个或多个接收天线的布置可以提供一个或多个天线的紧凑且高效的布置以允许对装置进行再充电，其中这些天线和天线配置在大小较小的可植入装置中实施，同时消除或最小化可能存在于利用单向天线或单个平面接收天线的类似装置中的定向问题。
如下文进一步描述的，天线窗口40可以由允许传输出于再充电目的而施加到装置30上的电磁能以穿透并穿过天线窗口40并且在设置第二天线时到达接收天线43和第二天线44的材料(例如，具有相对于电阻率的高值的材料)形成。天线窗口40可以被称为由还提供低的相对介电常数(即，高的相对电阻率)和低磁导率的“无线电透射”材料形成。电阻率可以用希腊字母ρ(rho)表示，并且在国际系统(SI)中，单位以欧姆-米(Ω-m)来测量，并且所述电阻率可以基于温度针对给定材料而变化。可以被认为是良好电导体并且因此具有低电阻率值的材料(如某些金属)的实例是铜，其ρ值在20摄氏度(℃)下为大约1.68×10-8Ω-米。可以被认为是不良电导体并且因此具有高ρ值的材料(例如，电绝缘体)的实例可以包含玻璃，其ρ值在20℃下的范围为1×1010到1×1014Ω-米。具有高ρ值的材料的另一个实例是蓝宝石，在某些实例中，其ρ值在23℃下的范围为1×1014Ω-厘米。可以用于包含根据本公开中所描述的实例的接收天线配置的壳体的部分的具有低介电常数、高电阻率和低磁导率的材料的实例可以包含可以在较低频率(如高达200KHz)下提供足够的无线电透射率水平的等级为5、9、23、36的钛合金或可以在这些较低频率和高于200kHz频率范围(例如，频率范围高达10MHz)的频率下提供无线电透射率的陶瓷材料。使用金属注射模制工艺制成的金属陶瓷也可以用于与陶瓷的操作频率范围类似的宽范围频率。
为了允许较高频率磁场穿透装置30的壳体并且到达接收天线43，所述装置的至少天线窗口40部分可以由材料(如蓝宝石)形成，所述材料至少在由装置在植入患者体内之后通常经历的可以在装置被再充电时发生的温度(例如，即使在很短的时间段内，在植入式装置的外表面上通常不超过39到40℃的温度)下具有高电阻率值。为了允许出于对装置30进行再充电的目的而使用较高频率磁场，天线窗口40可以由具有高电阻率(例如，范围为1×1011到1×1016欧姆-厘米)和低磁导率的无线电透明材料制成。宽范围的材料将满足这些要求，包含通常采用的具有范围为约1到12的介电常数的如蓝宝石、玻璃材料或聚合物材料等实例。相对于可能无法提供相同水平的电阻率或高电阻率值的其它材料，将蓝宝石或玻璃材料用于天线窗口40可以允许所感应的磁场的较高频率通过天线窗口40传输并且施加在接收天线43上。例如，通过使用由蓝宝石制成的天线窗口40，频率范围为约100KHz到10MHz的磁场可以施加在装置30上，其中蓝宝石允许频率在这个范围内的一个或多个所施加的磁场穿过天线窗口40并且在形成接收天线43的绕组的电导体中感应电流。
与使用较低频磁场相比，使用较高频率磁场的能力允许更多的能量以及因此更大的电流在任何给定时间处或在较高频率在其期间施加在装置30上的特定时间段内感应到形成接收天线43的绕组的电导体中。天线窗口40不限于由视觉上透明的材料形成。用于形成天线窗口40的材料的实例可以包含具有最小电阻率值(例如，具有低介电常数值的良好电绝缘体)和低磁导率并且满足其它制造要求并且符合供可植入医疗装置使用的任何其它适用的法规要求(如生物相容性要求)的任何类型的材料。
以与上文参考天线43所描述的类似的方式，第二天线44(当被设置作为装置30的一部分时)也可以定位在天线窗口40内并且例如由所述天线窗口围绕。当一个或多个外部生成的和所施加的磁场施加在第二天线44上时，电流可以感应到形成第二天线44的绕组的电导体中。在一些实例中，第二天线44是在施加在第二天线上的磁场的方向与第二天线的法向轴线对准时针对给定水平的磁场强度将具有在形成第二天线的绕组的电导体中生成的最大水平的电流的单向天线。法向轴线通常是垂直于形成第二天线的绕组所在的平面或一组共面平面的线。
在一些实例中，第二天线44的定位和第二天线44的法向轴线的方向定向可以被布置成允许第二天线的法向轴线与以其它方式提供与接收天线43的定向有关的较低水平的感应耦接效率的施加在装置30上的磁场的方向对准。因此，第二天线44可以能够向电子电路系统45提供较高的感应电流水平，如将基于可以由接收天线43单独针对在任何特定时间处感应到装置30上的磁场的特定定向提供的感应电流水平提供的。换句话说，第二天线44特定地定向在装置30内与具有与具有不一定高效地提供与接收天线43的一些较高或最高效的感应耦接水平的磁场方向的磁场具有最高效的感应耦接水平。因此，接收天线43和第二天线44的组合允许仍产生感应到形成接收天线43和第二天线44的接收线圈的组合中的某种最小的电流水平的施加到装置30上的磁场的磁场方向的宽范围的定向。
装置30的耦接到接收天线43和第二天线44中的每一个的电子电路系统45可以包含如二极管等装置(图2A中未示出)或其它类型的整流器电路系统，所述其它类型的整流器电路系统允许在这些接收天线中的任一接收天线中生成的某种水平的感应电流组合在一起，同时防止在这些接收天线中的一个接收天线中生成的任何感应电流抵消可以感应到另一个接收天线中的任何电流。因此，无论装置30的定向如何，或基于装置30相对于施加到装置30上的磁场的定向的改变，某个最小的感应电流水平可以基于由接收天线43和第二天线44提供的组合的感应电流水平针对施加到所述装置上的给定水平的磁场强度生成。
如图2A中所展示的，第一壳体部分31(其也可以被称为“电池壳体”)在第一接缝41处密封地耦接到天线窗口40。天线窗口40在第二接缝42处密封地耦接到装置30的第二壳体部分36。天线43可以定位在装置30的由天线窗口40围绕的所述部分内。电子电路系统45可以定位在装置30的由第二壳体部分36围绕的所述部分内。在一些实例中，电子电路系统45的一个或多个组件也可以定位在内腔53的某个部分内以利用通过将接收天线43定位在天线窗口40的内表面的周边周围而提供的空间。端盖34可以密封地耦接到第二壳体部分36的与耦接到天线窗口40的第二壳体部分36的端部相对的端部。
天线窗口40的实例不限于由不同于第一壳体部分31和/或不同于第二壳体部分36的材料形成。在一些实例中，天线窗口40和第二壳体部分36可以由同一种材料(如蓝宝石)形成，所述同一种材料是用于形成第一壳体部分31的不同的材料。在一些实例中，第一壳体部分31和第二壳体部分36由同一种材料(如钛或钛合金)形成，并且可以形成为使用天线窗口40作为耦接部件而密封地接合在一起的单独的部件。在各个实例中，第一壳体部分31、天线窗口40和第二壳体部分36可以由生物相容性陶瓷材料形成。
如下文进一步描述的，接收天线43的实例可以被配置为多轴天线或多向天线。如此，无论装置30的相对定向和一个或多个所施加的磁场的定向的方向如何或至少在宽范围的所述相对定向和所述方向上，方向(例如，一个或多个所施加的磁场到达接收天线43的定向)可以高效地提供天线与一个或多个磁场之间的最小的感应耦接水平。换句话说，相对于出于可以用于对电池39进行再充电的感应电力传递的目的而施加在装置30上的场的特定定向，接收天线43本身可以不是定向特定的。例如，对于装置30内包含的接收天线配置的一些实例，施加在装置30上的磁场的方向的任何角度可以针对施加在装置30上并且因此也施加在接收天线43上的给定水平的磁场强度在接收天线43内感应某种电流水平。在一些实例中，由于接收天线43的多向配置，施加在装置上的磁场的磁场方向的特定角度可以与针对一个或多个磁场的给定能量水平在接收天线43中感应最小的电流水平不相关。
在一些实例中，与用于将磁场施加到装置上的其它角度相比，当以相对于装置30的某些角度施加磁场时，装置30本身的各种其它方面(如由第一壳体部分31和/或第二壳体部分36或例如由用于形成装置30的某个部分的材料(例如，用于形成电池39的盖的钛材料)产生的对一个或多个磁场的传输的干扰)可以产生较低的感应电流水平。与可以施加到装置上的磁场的方向的其它角度相比，对于可植入医疗装置，施加到装置上的磁场的方向的某些角度可能招致对磁场与装置的多向天线的感应耦接的干扰，某种水平的一个或多个电流仍可以感应到装置的接收天线中，但是可以例如提供较低水平的感应电流。在此种情况下，由具有多向天线的装置提供的并且指示由接收天线生成的一个或多个感应电流的水平的反馈信号可以用于相对于装置重新定向施加到装置上的磁场的方向。基于监测反馈信号，植入式装置与磁场的方向之间的不同的相对角度可以例如通过移动提供磁场的一个或多个再充电线圈的定位和/或相对于一个或多个传输线圈重新定位患者来布置，并且因此可以提供磁场与植入式装置的一个或多个接收天线之间的更好的感应耦接水平。
基于接收天线43无论在由与装置本身有关的其它物理因素确定的范围内的磁场的入射(定向)角度如何都针对施加到接收天线上的磁场的给定功率水平提供来自所述接收天线的至少最小的感应电流水平的能力，接收天线43与施加到接收天线43上的入射磁场的方向之间的特定定向或狭窄有限的范围的定向是不需要的。无论入射磁场的特定定向和接收天线与所述一个或多个磁场的相对定向如何，最小电流水平都可以感应到多向接收天线43的接收线圈中的一个或多个接收线圈中。因为最小水平的再充电电流在不需要精心设计的或复杂的对准程序将磁场定向到装置和接收天线的特定定向的的情况下可以感应到装置的接收天线中，所以这个特征在对在装置内包含多向天线的植入式装置执行再充电操作时是有用的。对于其确切定向可能不是已知的或其定位可能已经偏移或实际上可能在所述装置的再充电会话期间偏移的深度植入式装置，不必精确地确定这种相对定向的特征可以允许使用比较便宜的、较不复杂的和较不耗时的技术来对定位在植入式装置内的电源进行高效再充电。
尽管已经参考对定位在装置内的电源进行再充电描述了如上文所描述的感应电流的实例，但是接收天线配置和通过在植入式装置的接收天线配置的一个或多个接收天线中感应到的电流将感应电力传递到装置的特征也可以在出于提供电能以直接为植入式装置本身的操作供电的目的而将电流感应到接收天线配置中时应用，例如在可以仅在由外部电源供电时进行操作并且可以不包含一旦外部提供的磁场不再施加到装置上就可以继续为装置供电的可再充电电源(如电池)的无源装置中。无源装置的一个优点是，因为可再充电电源是不需要的，所以通常由此种可再充电电源占据的空间是不需要的，并且可以因此允许相对于装置的壳体所需的整体尺寸进一步微型化。
如图2A中所示出的，电源(电池)39占据装置30的某个部分，如第一壳体部分31。接收天线43定位在由天线窗口40包围的内部空间内，并且电子电路系统45基本上定位在装置30的由第二壳体部分36形成的内部空间内。装置30的壳体内的组件的布置的实例不限于如图2A中所示出的布置，并且设想装置30内包含的装置和组件的其它布置与本公开中所描述的多向接收天线配置一起使用。例如，如图2A中所示出的，接收天线43被布置成接近天线窗口40的内表面。第二天线44(当设置时)可以是形成在衬底(如铁氧体片材)上并且定位在由天线窗口40包围的形成内腔53的区域的中心部分中的平面天线。电导体可以从一个或多个接收天线的接收线圈延伸并且电耦接到电子电路系统45和/或电池39的一个或多个端子。
在装置30的一些实例中，第一壳体部分31、天线窗口40和第二壳体部分36可以不是单独形成的部件，而是可以是由相同类型的材料形成并且密封地耦接到端盖34以形成装置30的气密密封的壳体的的一个部件。在此类实例中，天线窗口40不被设置作为材料单独件，而是被认为是由形成形成装置30的壳体部分的一个材料件的相同材料形成的。装置30不限于具有任何特定形状的壳体的装置。如图2A中所示出的，对于垂直于贯穿第一壳体部分31、天线窗口40和第二壳体部分36的纵向轴线46的任何平面，装置30沿纵向轴线46具有总体上圆形的横截面形状。在一些实例中，装置的圆形横截面形状的直径为大约六毫米。然而，装置30不限于具有如上文所描述的圆形横截面形状，并且装置30的部分相对于纵向轴线46的横截面可以具有其它形状，包含圆角正方形形状、圆角矩形形状或椭圆形形状。
如图2A中所示出的，装置30的形状可以允许装置30通过管状形状的递送工具(如导管)递送到植入位点(如患者的心脏的腔室的内部部分)。将装置30保持尽可能的小以在仍提供足够水平的功能和特征和可从电源(如电池39)获得的可接受水平的板上电力时允许此种递送和植入技术的期望可能会限制装置本身内的可用于一个或多个接收天线的空间。如本公开中所描述的形成一个或多个接收天线的接收线圈和接收线圈的布置提供用于接收天线配置的紧凑的布置，其不仅可以封装到这些微型类型的可植入医疗装置中，而且仍解决与感应耦接效率有关的许多问题以及与在植入装置之后对装置执行的再充电过程期间的一个或多个接收天线和装置的定向的方向性有关的定向问题。可以被设置作为接收天线43的多向接收天线配置的另外的实例和可植入医疗装置(如装置30)中的一个或多个另外的天线(如第二天线44)以及用于对这些装置进行再充电的系统和技术在下文进行了进一步的说明和描述。
图2B是展示了根据本公开中所描述的各个实例的可植入医疗装置30A的另一个示例配置的概念图。如图2B中所展示的，可植入医疗装置30A包含与参考图2A所展示和所描述的可植入医疗装置30相同或类似的组件，在下文描述了可植入医疗装置30A的变化。可植入医疗装置30A的这些相同或类似的组件保留用于标识图2A中的可植入医疗装置30的对应组件的相同附图标记，在下文进一步描述了任何例外。
如图2B中所示出的，可植入医疗装置30A包含至少部分地包围电池39的第一壳体部分31并且包含电极32、凸缘38和开口37。第二壳体部分36至少部分地包围电子电路系统45并且在所述第二壳体部分的一个端部处耦接到端盖34。端盖34包含电极33和固定机构35。如图2B中所示出的，第二壳体部分36的与端盖34相对的端部在接缝42处在不使用形成天线窗口(如参考可植入医疗装置30和图2A所展示和所描述的天线窗口40)的中间且单独的材料件的情况下直接“密封地耦接”到第一壳体部分31的与凸缘38相对的端部。
如图2B中所示出的，接收天线43至少部分地由第二壳体部分36的形成内腔53A的一部分包围。另外，在设置有第二天线44的可植入医疗装置30A的实例中，第二接收天线也可以相对于接收天线43被定位成至少部分地由第二壳体部分36包围。如图2B中所示出的，接收天线43(和当设置时的第二天线44)所定位的可植入医疗装置30A的内腔53A定位在第二壳体部分36内并且至少部分地由所述第二壳体部分包围，并且第二壳体部分36的某个剩余部分至少部分地包围电子电路系统45。因此，第二壳体部分36由如上文所描述的允许来自装置30A外部的源的呈施加到可植入医疗装置30A上的磁场的形式的能量穿过第二壳体部分36并且施加到第二壳体部分36的内腔53A内包含的一个或多个接收天线上的材料(如蓝宝石)形成。
第二壳体部分36不限于由任何特定材料形成，并且可以由允许磁场以一定频率或在一定范围的频率内以及在生成感应电流到定位在内腔53A内的一个或多个接收天线中所需的强度水平下穿过第二壳体部分的任何类型的一种或多种材料形成。除使用蓝宝石的实例之外，在其它实例中，第二壳体部分36可以由仍允许较高频率(例如，100kHz到10MHz)磁场穿过第二壳体部分并且施加到接收线圈(如接收天线43和/或第二天线44)上的生物相容性陶瓷材料或玻璃材料形成。对于更低频率应用(例如，频率为200kHz或更小的磁场)，第二壳体部分可以由允许具有这些较低频率的磁场穿过第二壳体部分并且施加到接收线圈(如接收天线43和/或第二天线44)上的材料(包含钛合金)形成。
接缝42用于将第二壳体部分36“密封地耦接”到第一壳体部分，使得第一壳体部分31、第二壳体部分36和端盖34形成用于可植入医疗装置30A内包含的组件的气密密封的壳体。接缝42不限于使用用于形成接缝的任何特定技术形成的任何特定类型的接缝，并且可以包含适合于将用于形成第一壳体部分31和第二壳体部分36的一种或多种材料的类型接合在一起的任何类型的接缝。在一些实例中，通过在形成用于可植入医疗装置30A的壳体时不使用单独的天线窗口区段(与例如包含天线窗口40的图2A的可植入医疗装置30相比)，可植入医疗装置30A沿纵向轴线46的整体长度尺寸可以减小。可植入医疗装置30A的较小纵向尺寸可以提供相对于装置可以植入其中的较小空间和/或相对于对装置植入体内的患者的区域周围或中的流体的流动(如血液流动)的影响的减弱的优点。
对于贯穿本公开的剩余部分所描述的包含定位在可植入医疗装置内的一个或多个接收线圈的接收天线配置的几个实例，一个或多个接收天线被描述为定位在天线窗口(如图2A的可植入医疗装置30的天线窗口40)内、部分由所述天线窗口包围和/或附连到所述天线窗口。然而，除非另外具体描述，否则这些接收天线配置中的任何接收天线配置和其任何等效物可以设置在内腔53A内并且至少部分地包围在以与如上文参考如参考图2B所展示和所描述的可植入医疗装置30A所描述的相同或类似的方式布置的可植入医疗装置的第二壳体部分36内。
图3A是根据本公开中所描述的各个实例的用于图2A的可植入医疗装置30的接收天线配置的横截面视图A-A。尽管参考具有天线窗口40的装置30进行了描述，但是如下文参考图3A所描述的一种或多种接收天线配置也可以设置在不包含作为装置(如参考图2B所展示和所描述的装置30A)的壳体的一部分的单独的天线窗口的装置中。例如，下文参考图3A所描述的一个或多个接收天线可以附连到如上文参考图2B所展示和所描述的第二壳体部分36的一部分和/或定位在所述第二壳体部分的所述部分内。
图3A中的横截面视图A-A是从沿装置30的纵向轴线46在天线窗口40的中点处穿过装置30的平面切开的角度观看的，其中纵向轴线垂直于穿过装置的切开的平面。在如图3A中所展示的横截面视图A-A中，展示了沿与Y轴线的定向的方向相同的方向观察装置30，其中在视图中，X轴线沿左右(水平)定向延伸，并且Z轴线沿上下(竖直)定向延伸。如图3A中所示出的，天线窗口40包含横截面为圆形形状的外部表面50、定位在外部表面50内的横截面也为圆形形状的内表面51，使得天线窗口40的壁厚度52围绕装置30的Y轴线(和纵向轴线46)，从而围绕并且至少部分地包围圆柱形形状的内腔53。壁厚度52的尺寸值的范围可以为0.15到0.5毫米。从内腔53的Y轴线的中心点延伸到内表面51的半径54的尺寸值的范围可以为2到10毫米。天线窗口40可以沿Y轴线延伸并且围绕Y轴线，使得内腔53沿Y轴线(纵向轴线46)并且在形成具有对应于如图2A中所示出的纵向尺寸47的高度的直立圆柱形形状的内表面51内延伸。
再次参考图3A，形成装置30的接收天线的一个或多个接收线圈可以定位在天线窗口40的内腔53内。例如，接收线圈55可以被定位成邻近天线窗口40的内表面51的一部分。接收线圈55可以电耦接到装置30的再充电电路系统(图3A中未示出，但是例如图10中所示出的再充电电路系统206)并且被配置成在一个或多个磁场施加到接收天线上时使电流感应到接收天线的线圈绕组中。出于将再充电电流感应到接收线圈55的线圈绕组中的目的，施加到接收线圈55上的一个或多个磁场可以由外部再充电电路系统(图3A中未示出，但是例如图12中的外部再充电电路系统231)生成并由再充电线圈(图3A中未示出，但是例如图12的再充电线圈232和/或再充电线圈对232、233)传输。接收线圈55可以由被设定形状以形成具有分别电耦接到形成接收线圈的电导体的每个端部的电连接件(图3A中未示出)的线圈绕组的电导体(如导线或多股电导体)形成。可以用于形成图3A中所展示的配置中的接收线圈55的线圈绕组的实例包含如参考图4A-4B所展示和所描述的线圈绕组70和如参考图5A所展示和所描述的单个环路接收线圈90。在接收线圈55的线圈绕组中感应到的电流可以出于对定位在装置30内或电耦接到所述装置的电力来源进行电力再充电的目的而提供给装置30的再充电电路系统，如下文进一步描述的。
如图3A中所展示的，接收线圈55定位在铁氧体片材56上，使得接收线圈55的弯曲形状符合铁氧体片材56的弯曲形状。接收线圈55和铁氧体片材56的弯曲形状在内表面51周围从第一径向定位60延伸到第二径向定位61的角度范围62上符合天线窗口40的内表面51的曲率。第一径向定位60沿内表面51与第二径向定位61分离角度范围62的某个角度值。角度范围62的角度值的范围可以为30到180度。如图3A中所示出的，铁氧体片材56的第一侧沿内表面51的在第一径向定位60与第二径向定位61之间延伸的所述部分附连到天线窗口40的内表面51。铁氧体片材56还可以具有在对应于Y轴线的定向的方向上延伸的高度尺寸48(图2A)(例如，从图3A中的图页向内看并且向外延伸)。如图3A中所示出的，接收线圈55被定位成邻近于铁氧体片材56的第二侧，铁氧体片材56的第二侧与所述铁氧体片材的第一侧相对并且与所述铁氧体片材的第一侧分离铁氧体片材56的厚度尺寸57。铁氧体片材56的厚度尺寸57的尺寸值的范围可以为0.01到5毫米。
进一步地，用于形成铁氧体片材的材料不限于特定类型的材料，并且在一些实例中是包括包含氧化铁并且可以与镍化合物、锌化合物和/或锰化合物组合的化合物的铁氧体材料。铁氧体材料可以被称为具有低矫顽力(材料中的磁化可以在不会生成大的磁滞损耗水平的情况下很容易地在方向上反转)并且具有有助于减少在材料中流动的涡电流的高电阻率的“软铁氧体”。铁氧体片材可以包含一个或多个材料层，包含作为铁氧体片材的第一表面的聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)层和铁氧体片材的与第一表面相对的第二表面的粘合层。
形成接收线圈55的电导体可以被布置成使得形成接收线圈55的电导体的单独的绕组中的每个单独的绕组位于具有跨由线圈绕组占据的整个区域延伸的厚度尺寸58的相同的弯曲平面区域内。在一些实例中，厚度尺寸58可以是电导体本身的厚度值，例如用于形成接收线圈55的绕组的电导体的横截面直径。在一些实例中，用于形成接收线圈55的电导体的绕组的部分可以彼此交叉或重叠，并且在接收线圈55的这些部分处，厚度尺寸58可以大于在接收天线的其它部分处的厚度尺寸。例如，在电导体在其中交叉或重叠的接收线圈的一部分处的厚度尺寸58可以等于或略大于重叠电导体中的每个重叠电导体组合在一起的厚度。在其它实例中，用于形成接收线圈55的电导体的绕组可以包含在远离铁氧体片材56延伸的方向上一个堆叠在另一个顶部上的多层绕组。当形成接收线圈55的电导体一个堆叠在另一个顶部上时，接收线圈55的厚度尺寸58可以具有近似等于单独的绕组组合在一起的厚度的尺寸值。
无论跨由形成接收线圈55的绕组占据的区域的厚度58的实际尺寸值如何，绕组的轮廓都符合铁氧体片材56的轮廓，并且因此在角度范围62上符合天线窗口40的内表面51的轮廓并且在高度尺寸48(图2A)上在对应于装置30的Y轴线(和纵向轴线46)的方向上延伸。在接收线圈55附连到铁氧体片材56的实例中，形成接收天线的电导体的最外部绕组可以延伸到略小于铁氧体片材56的外边缘的定位。例如，如图3A中所示出的，铁氧体片材56的在第一径向定位60附近的最上部部分相对于接收线圈55的最靠近第一径向定位60的最上部部分沿天线窗口40的内表面51略进一步延伸。类似地，铁氧体片材56的在第二径向定位61附近的下部部分相对于接收线圈55的最靠近第二径向定位61的下部部分沿天线窗口40的内表面51略进一步延伸。另外，形成接收线圈55的绕组的相对于装置30的Y轴线(例如，纵向轴线46)的最外部延伸部分可以在高度尺寸48(图2A)的方向上延伸到略小于铁氧体片材56的对应尺寸的距离，从而将接收线圈55的这些部分维持在由铁氧体片材56的形成接收线圈55的绕组所附连的第二表面限定的区域内。
基于如图3A中所示出的接收线圈55的配置，形成接收天线的绕组的电导体可以为由施加在接收线圈上的磁场方向变化大的一个或多个磁场感应的给定水平的磁场强度提供最小的感应耦接电流水平。例如，当施加到接收线圈上的磁场具有由图3A中的箭头63指示的磁场方向中的任何磁场方向时，接收线圈55可以提供高的感应耦接水平，并且因此针对给定水平的磁场强度提供在接收线圈中生成的最小的感应电流水平。如图3A中所示出的，磁场方向可以包含具有指向装置30的Y轴线的定向和在第一径向定位60与第二径向定位61之间的任何位置延伸的角度定向的磁场。
如图3A中所示出的，施加在接收线圈55上具有与包含装置30在天线窗口40处的X轴线和Z轴线以及第一径向定位60与第二径向定位61之间的角度定向的平面共面的磁场方向的任何磁场将提供所施加的磁场与接收线圈55之间的最小水平的感应耦接效率。换句话说，至少部分地由于接收线圈55的弯曲配置，接收线圈55关于与施加在接收线圈上的一个或多个磁场的耦接效率不是单向的，并且可以在如由箭头63说明性地表示的磁场的一定范围的相对定向上提供与施加到接收线圈上的一个或多个磁场的相同或类似水平的感应耦接效率。
除具有与如上文所描述的X轴线和Z轴线共面的磁场方向的磁场之外，接收线圈55还可以提供与相对于装置30具有与所述装置的X轴线和Z轴线不共面的磁场方向的磁场的相同或类似水平的感应耦接效率。例如，具有不垂直于Y轴线(纵向轴线)并且以除零度之外的某个角度与包含装置的X轴线和Z轴线两者的平面相交的磁场方向的磁场也可以提供磁场与接收线圈55之间的与针对由箭头63表示的共面磁场所实现的感应耦接效率水平相比相同或类似水平的感应耦接效率。对于例如以超过例如平面上方45度角的角度与X轴线和Z轴线的平面相交的磁场方向的更极端的入射角度，耦接效率水平可以降低到小于针对具有在由箭头63指示的范围内但也垂直于Y轴线的磁场方向的磁场所实现的水平的水平。
在一些实例中，磁场方向的入射角度可以包含垂直于包含装置30的X轴线和Z轴线两者的平面的入射角度，例如与装置30的Y轴线(纵向轴线46)的定向共线的磁场的入射角度。对于磁场与装置30之间的这些非共面定向角度中的一些非共面定向角度，装置30的部分(如图2A中所展示的第一壳体部分31、第二壳体部分36和/或端盖34)可以以一些较大入射角度(例如，与装置30的Y轴线(纵向轴线)更紧密地对准的入射角度)针对磁场与接收线圈55之间的定向角度降低整体感应耦接效率水平。
如上文所描述的，由箭头63表示的磁场和如上文所描述的这些磁场的入射角度的变化通常从外部区域到如图3A中所示出的装置的左侧指向装置30。因此，磁场的方向可以在到达接收线圈55之前穿过铁氧体片材56。如图3A中所示出的将铁氧体片材56定位在接收线圈55的一侧上使得磁场与接收线圈55之间的整体感应耦接水平大于在不存在铁氧体片材的情况下针对相同磁场强度所实现的水平。另外，具有使得磁场在没有首先穿过铁氧体片材56的情况下施加在接收线圈55上的磁场方向的磁场仍可以将类似的电流水平感应到接收线圈55的线圈绕组中。
例如，如图3A中所示出的，具有在如图3A中所示出的角度范围62A内在第三径向定位60A与第四径向定位之间延伸的磁场方向的磁场的一定范围的入射角度也可以施加到接收线圈55上。第三径向定位60A、第四径向定位61A和角度范围62A可以表示第一径向定位60、第二径向定位61和角度范围62的镜像，但是被布置在Z轴线的相对于这些对应元素的相对侧(图3A中的右手侧)。除可以位于包含X轴线和Z轴线两者的平面中的由箭头63A表示的磁场的定向角度之外，如上文参考箭头63所描述的不垂直于Y轴线的其它入射角度也可以设置作为由箭头63A表示的磁场方向。
因为由箭头63A表示的入射角度的变化在施加到接收线圈55上之前可以不穿过铁氧体片材56，所以针对给定水平的磁场强度所实现的整体感应耦接水平可以小于针对具有由箭头63表示的对应的但相对的磁场方向的相同的磁场强度水平所实现的水平。对于所施加的磁场(如具有由箭头64和/或箭头64A说明性地表示的方向的磁场)的某些方向，较低的感应电流水平或无感应电流水平可以在形成接收线圈55的线圈绕组中生成。然而，高水平或足够水平的感应耦接效率仍可以在接收线圈55和具有由箭头63A表示的磁场方向的磁场之间实现，因此进一步增加可以施加在装置30上并且产生装置与一个或多个磁场之间的足够的感应耦接水平以提供对定位在装置内的可再充电电源进行高效再充电的磁场方向的整体范围。这个特征进一步减少了对在对装置执行的再充电会话期间仍实现足够水平的感应耦接效率时实现装置30的接收天线与施加到装置上的磁场的方向之间的特定定向或狭窄范围的相对定向的需要。
在装置30的一些实例中，另外的接收线圈或第二接收线圈65也定位在内腔53内。如图3A中所示出的，接收线圈65可以是扁平平面线圈或螺旋缠绕平面线圈。接收线圈65可以是具有其定向对应于装置30的Z轴线的定向的法向轴线并且具有位于与包含装置30的X轴线和Y轴线两者的平面共面的平面或一组共面平面中的绕组的单向天线。如图3A中所示出的，接收线圈65可以定位在相对于内腔53的中心点的一定距离偏移处。另外，形成接收线圈65的线圈绕组可以至少部分地延伸到内腔的位于在第一径向定位60和第二径向定位61之间绘制的电弧69的左手侧的区域中。如图3A中所示出的接收线圈65与接收线圈55之间的比例、定位和相对间隔旨在作为非限制性实例，并且接收线圈65的其它大小和类型的线圈配置以及接收线圈65在内腔53内的替代性物理定位是可能的并且通过如本公开中所描述的装置30的实例进行了设想。
如图3A中所示出的，接收线圈65可以在接收线圈65的面向图3中的视图的上部部分的一侧上附连到铁氧体片材66。在各个实例中，铁氧体片材66可以包含厚度尺寸66A，铁氧体片材的厚度的范围为0.01到5毫米。在其它实例中，接收线圈65可以附连到某种其它类型的衬底，如电路板或其它类型的绝缘材料。在仍其它实例中，接收线圈65的线圈绕组不附连到任何类型的另外的片材或衬底并且自支撑在内腔53内。如图3A中所示出的，具有垂直于Y轴线(纵向轴线)并且与Z轴线的定向对准的由箭头64说明性地表示的磁场方向的磁场也与接收线圈65的法向轴线对准。另外，具有由箭头64展示的磁场方向的这些相同磁场在施加到接收线圈65上之前将会穿过铁氧体片材66。由于箭头64的定向与接收线圈65的法向轴线之间的对准，因此高水平的感应耦接效率可以在具有由箭头64指示的磁场方向的磁场与接收线圈65之间实现。铁氧体片材66(当设置时)的放置可以进一步提高具有由箭头64指示的磁场方向的磁场与接收线圈65之间实现的感应耦接效率水平。
由箭头64展示的磁场方向的定向在相对于Y轴线维持垂直定向时相对于磁场方向的径向定向的变化由箭头64B说明性地表示。由箭头64展示的磁场方向的定向的另外的变化也可以产生相对于Y轴线具有非垂直定向并且以一些非零角度与包含X轴线和Z轴线两者的平面相交的相对箭头64。虽然由箭头64B表示的磁场的方向的相对定向的这些变化潜在地降低在磁场与接收线圈65之间开始实现的感应耦接效率的水平，但是仍可以提供某种感应耦接水平以及因此接收线圈65中的某种感应电流水平。
以类似的方式，具有垂直于Y轴线(纵向轴线)并且与装置30的Z轴线的定向对准的由箭头64A说明性地表示的磁场方向的磁场也与接收线圈65的法向轴线对准。虽然具有由箭头64A展示的磁场方向的这些相同磁场在施加到接收线圈65上之前将不会穿过铁氧体片材66，但是磁场可以提供具有由箭头64A指示的磁场方向的磁场与接收线圈65之间的高水平的感应耦接效率。如由箭头64C表示的磁场的定向的方向的变化以及可以包含不垂直于Y轴线或包含X轴线和Z轴线两者的平面的定向的箭头64A的定向的方向的变化仍可以提供某种感应耦接水平以及因此接收线圈65中的某种感应电流水平。
如图3A中所示出的，第二接收天线在装置30的内腔53中的放置和定向可以提供具有如上文参考箭头64、64A所描述的定向和其不一定是关于感应耦接效率的较好定向的变化的磁场与接收线圈55之间的某种感应耦接水平。因此，针对给定水平的磁场强度提供某种最小的感应电流水平的磁场的方向的变化的范围可以在仍维持接收天线在装置30内的紧凑布置时增加。具有高水平的感应耦接效率可以在其上实现的这种宽角度范围的紧凑布置特别适用于允许对小型植入式医疗装置(如装置30)内包含的电源进行高效且安全的再充电，尤其是在定向未知或不一定维持恒定定向时。出于从感应到一个或多个接收天线中的电流为装置的操作供电的目的，相同益处在将磁场施加到装置(如装置30)上时也适用。仅使用形成接收线圈55和65的两个接收线圈绕组也将提供可以在对装置30执行的再充电会话期间感应到这些线圈中的一个或多个电流的整流和求和所需的组件的数量减少到两组，从而最小化执行这些功能所需的空间和电路基板面的量。进一步地，如图3A中所展示的包含弯曲形状的接收线圈55的接收天线配置允许装置的接收天线配置封装在具有例如圆形横截面的装置内，至少例如在装置的包括天线窗口40的所述部分处，使得所述装置可以使用管状形状的递送工具(如导管)前进穿过和/或植入。
在装置30的各个实例中，接收线圈55和/或第二接收线圈65也可以被配置成作为遥测天线进行操作以允许无线通信信号从植入式装置的一个或多个天线传输并由所述一个或多个天线接收。在各个实例中，装置30包含如图3A中所示出的单独的遥测天线67。遥测天线67可以定位在内腔53内并且由天线窗口40围绕以允许无线通信信号在装置30与一个或多个外部装置(图3A中未示出，但是例如图1所示出的外部装置11和/或收发器16)之间传输。遥测天线67可以耦接到衬底68(如电路板或陶瓷衬底)，或在替代方案中，可以被配置为自支撑结构。
图3B是根据本公开中所描述的各个实例的用于图2A的可植入医疗装置30的接收天线配置的另一个横截面视图。参考图3B所展示和所描述的可植入医疗装置30的实例可以包含参考图3A所展示和所描述的一个或多个可植入医疗装置的实例和变化中的任何实例和变化，但是下文针对图3B对其变化进行了描述。进一步地，尽管参考具有天线窗口40的装置30进行了描述，但是如下文参考图3B所描述的一种或多种接收天线配置也可以设置在不包含作为装置(如参考图2B所展示和所描述的装置30A)的壳体的一部分的单独的天线窗口的装置中。例如，下文参考图3B所描述的一个或多个接收天线可以附连到如上文参考图2B所展示和所描述的第二壳体部分36的一部分和/或定位在所述第二壳体部分的所述部分内。
如图3B中所示出的，装置30包含附连到天线窗口40的内表面51的一部分的铁氧体片材56和附连到铁氧体片材56的与铁氧体片材56的附连到内表面51的表面相对的表面的接收线圈55。与如图3A中所示出的铁氧体片材的实例和接收线圈55相比，如图3B中所示出的铁氧体片材和接收线圈在与图3A中所展示的角度范围62相比大得多的内表面51的角度范围62C周围延伸。角度范围62C的角度值的范围可以为180到360度。进一步地，如图3B中所示出的可以用于形成接收线圈55的线圈绕组的实例包含如图5B-5C中所示出的无穷大形状的线圈绕组90和如图5D中所示出的双绕组线圈配置102。在接收线圈55的线圈绕组中感应到的电流可以出于对定位在装置30内或电耦接到所述装置的电力来源进行电力再充电的目的而提供给装置30的再充电电路系统，如下文进一步描述的。
如图3B中所示出的，铁氧体片材56沿内表面51从第二径向定位61延伸到第四径向定位61A。接收线圈55沿铁氧体片材56的与铁氧体片材56的附连到天线窗口40的内表面31的表面相对的表面延伸，并且在角度范围上在一些实例中等于或略小于铁氧体片材的角度范围62C。用于形成接收线圈55的无穷大形状的线圈绕组或双绕组线圈配置的延伸将这些线圈绕组的环路相对于彼此放置在不同平面中，并因此允许施加在线圈的乙醚环路上的磁场提供在线圈绕组中生成的可以用于对装置的电源进行再充电和/或为装置的操作供电的电流。如图3B中所示出的，定位在天线窗口40与接收线圈55之间的铁氧体片材56的所述布置可以相对于具有在由角度范围62C指示的范围上的磁场方向的磁场针对如图3B中所示出的铁氧体片材/接收线圈组合件提供“优选定向”，其在一些实例中可以在整个内表面51周围延伸围绕Y轴线360度。这可以包含具有如由箭头63、64和63A说明性地表示的在角度范围62C上垂直于和/或不垂直于装置30的Y轴线的磁场方向的磁场。
在图3B中所展示的实例中，形成接收线圈55的线圈绕组可以形成为无穷大形状的线圈绕组或双绕组线圈配置，并且使纵向轴线以弯曲形状形成以符合接收线圈所附连的铁氧体片材的表面的曲率。因此，包含接收线圈55的铁氧体片材接收线圈组合件的“优选定向”可以在整个角度范围62C上延伸。因此，归因于通过使用铁氧体片材56而赋予组合件的提高水平的磁场耦接效率的的益处可以在针对施加在如图3B中所展示的装置30的接收天线配置上的磁场的宽范围的磁场方向上实现。
如图3B中进一步展示的，具有在角度范围62C上延伸的铁氧体片材56和里夫线圈55布置的装置30的实例还可以包含也可以附连到一个或多个铁氧体片材并且耦接到装置30的再充电电路系统以进一步提高通过将一个或多个磁场施加到装置上而实现的一定水平的感应耦接效率的一个或多个另外的接收线圈。例如，附连到铁氧体片材69B的另外的接收线圈69A可以定位在如图3B中所示出的装置30的内腔53内。在一些实例中，接收线圈69A可以是扁平螺旋缠绕线圈。因为铁氧体片材69B附连到接收线圈69A的面向如图3B中所展示的装置30的底部部分的一侧，所以铁氧体片材69B和接收线圈69A可以被认为具有有利于与具有如由箭头64A说明性地表示的指向装置30的底侧的磁场方向的磁场的感应耦接的“优选定向”。因为装置30的这个底部部分可以包含不一定在角度范围62C内的区域以及因此不一定提供相对于接收线圈55的优选定向的区域，所以铁氧体片材69B和接收线圈69A的添加可以增强通过具有例如角度范围62C之外的磁场定向的磁感觉感应到装置30的接收天线配置中的一个或多个电流的整体水平。因此，接收线圈69A的添加可以增加可以施加到装置上的磁场的方向的定向的变化并且仍向装置的接收天线配置中提供最小水平的一个或多个感应电流。
如图3B中所示出的，作为装置30中的铁氧体片材69B和接收线圈69A的补充或替代提供的，装置30的一些实例包含附连到铁氧体片材66的接收线圈65。在一些实例中，接收线圈可以形成为扁平螺旋缠绕线圈。如所展示的，铁氧体片材66和接收线圈65具有有利于与具有如由箭头64说明性地表示的指向图3B中的装置30的上部侧部分的磁场方向的磁场的感应耦接的“优选定向”。接收线圈65的添加可以进一步增加可以施加到装置30上的磁场的一个或多个方向的一个或多个定向的变化并且仍向装置的接收天线配置中提供最小水平的一个或多个感应电流。
如图3B中所展示的，铁氧体片材56、66和69B可以由上文针对铁氧体片材所描述的一种或多种材料形成，包含可以与或可以不与一些其它金属或化合物混合的氧化铁的化合物。在一些实例中，这些铁氧体片材中的一个或多个铁氧体片材可以包括可以弯曲或以其它方式形成为用于片材的一些非平面形状的柔性材料。在一些实例中，接收线圈55、65和69A中的一个或多个接收线圈也可以作为一个或多个遥测天线进行操作以提供到和来自装置30的无线通信。在其它实例中，除图3B中所展示的接收线圈之外，单独的遥测天线(图3B中未示出)也包含在装置30中。
图4A-4B展示了根据本公开中所描述的各个实例的被配置成形成用于可植入医疗装置的接收线圈70的电导体71。如图4A中所示出的，电导体71形成为具有基本上矩形形状的线圈绕组。电导体71的最外部绕组沿长度尺寸74并且沿宽度尺寸75延伸。长度尺寸74具有与平行于长度尺寸74跨接收线圈70延伸的纵向轴线76的定向相同的定向。电导体71的第一端部电耦接到第一引线72。电导体71的第二端部电耦接到第二引线73。第一引线72和第二引线73可以延伸到接收线圈70并且将所述接收线圈与可植入医疗装置的再充电电路系统(在图4A中未示出，但是例如图10中的再充电电路系统206)电耦接，这允许通过施加到接收线圈70上的一个或多个磁场感应到接收线圈70中的电流用于对耦接到接收线圈的植入式医疗装置的电源进行再充电或为装置的电路系统的操作供电。
如图4A中所示出的，从第一引线72延伸的接收线圈70的绕组形成接收线圈的最外部绕组，其中另外的绕组随着电导体71朝向第二引线73延伸而在先前的绕组内渐进形成。因此，接收线圈70的整体厚度尺寸(例如，接收线圈70的正交于长度尺寸74和宽度尺寸75两者的厚度尺寸)可以是电导体71的直径的厚度。换句话说，接收线圈70的线圈绕组可以被配置成在长度尺寸和宽度尺寸上具有总体上矩形形状的扁平缠绕线圈。电导体71的线圈绕组的形状的变化可以包含使电导体的方向在其处从纵向方向改变成横向方向的拐角包含圆角形状或弯曲形状，如由拐角半径78说明性地示出的。进一步地，接收线圈70中包含的匝数量或绕组数量不限于特定的匝数量，并且在一些实例中包含十匝，其中每个匝包含电导体的形成接收线圈70的四边绕组的一部分。
如图4A中所示出的，第一引线72和第二引线73在线圈绕组的相同拐角处耦接到电导体71，使得第一引线72和第二引线73彼此紧邻地从线圈绕组延伸。然而，第一引线72和第二引线73的定位不限于任何特定布置，如图4A中所示出的布置。在一些实例中，引线72和73可以从接收线圈70的线圈绕组的其它定位延伸，包含使第一引线72和第二引线73从线圈绕组的不同部分延伸，使得这些引线不从接收线圈的彼此紧邻的部分延伸。
电导体71不限于由任何特定类型的材料形成，并且可以由容易形成为导线并且可以容易地弯曲以形成用于形成接收线圈70的线圈绕组的期望的形状的导电金属(如铜)形成。在一些实例中，用于形成接收线圈70的电导体可以包含涂覆在导体的外表面上以在单独的线圈绕组之间提供绝缘层的绝缘材料(如珐琅)。在各个实例中，用于形成接收线圈70的电导体是多股导体(如利兹线(Litz wire))，其中用于形成每个绕组的电导体例如使用涂层(如珐琅)沿电导体的外部表面绝缘以减少电导体的趋肤效应。趋肤效应是流动通过电导体的电流的特性，所述特性使得电流在电导体中的流动行进通过外部部分(例如，导体的“表皮”)而不通过电导体的内部部分。在较高频率下，趋肤效应更加明显。利兹线的使用有助于减少较高频率下的电导体中的趋肤效应。
接收线圈70的实例可以保留在如图4A中所示出的扁平缠绕配置中并且用作可植入医疗装置中的接收天线，例如作为如参考图3A-3B所展示和所描述的可植入医疗装置30的接收线圈65。在其它实例中，接收线圈70可以形成为弯曲形状，如下文参考图4B所展示和所进一步描述的。当形成为弯曲形状时，接收线圈70可以或可以不附连到铁氧体片材，并且被定位成使得接收线圈70的弯曲对应于可植入医疗装置30的天线窗口40的内表面51，从而形成例如参考图3A所展示和所描述的可植入医疗装置30的接收线圈55。
如图4B中所展示的，接收线圈70沿纵向轴线76的长度弯曲，使得接收线圈的长度尺寸74形成拐角半径78。沿纵向轴线76的一定量的曲率可以对应于装置30的天线窗口40上的内表面51的曲率，使得接收线圈70可以沿天线窗口40的内表面51的一部分附连并且直接被定位成直接邻近于所述部分。在接收线圈70附连到铁氧体片材(如参考图3A所展示和所描述的铁氧体片材56)的实例中，接收线圈70的一定量的曲率形成，使得接收线圈70可以附连到铁氧体片材的表面，并且铁氧体片材的与接收线圈所附接的表面相对的表面可以被附接成与天线窗口40的内表面51的一部分接触并且直接邻近于所述部分，如由图3A中接收线圈55的定位所展示的。
在接收线圈70没有附连到铁氧体片材的实例中，接收线圈70可以沿如图4B中所示出的纵向轴线76的长度弯曲，并且被附连成与装置30的天线窗口40的内表面51直接接触并且直接邻近于所述内表面。无论接收线圈70是通过铁氧体片材附连到内表面51还是直接附连到所述内表面，接收线圈70的曲率都被配置成使得铁氧体片材和接收线圈或单独的接收线圈可以被定位成与天线窗口的内表面51的弯曲部分接触并且直接邻近于所述弯曲部分。
图5A-5C展示了根据本公开中所描述的各个实例的被配置成形成用于可植入医疗装置的接收线圈90的电导体91。如图5A中所示出的，电导体91形成为具有圆形或椭圆形形状的线圈绕组。电导体91的第一端部电耦接到第一引线92并且电导体91的第二端部电耦接到第二引线93。第一引线92和第二引线93可以被配置成延伸到接收线圈90并且将所述接收线圈与可植入医疗装置的再充电电路系统(在图5A中未示出，但是例如图10中的再充电电路系统206)电耦接，这允许通过施加到接收线圈90上的一个或多个磁场感应到接收线圈90中的电流用于对耦接到接收线圈的植入式医疗装置的电源进行再充电或为装置的电路系统的操作供电。
如图5A中所示出的，从第一引线92延伸的接收线圈90的绕组形成接收线圈的最外部绕组，其中另外的绕组随着电导体91朝向第二引线93延伸而在先前的绕组内逐渐形成。因此，接收线圈90的整体厚度尺寸(例如，接收线圈90的厚度尺寸)可以是电导体91的直径的厚度。换句话说，如图5A中所示出的接收线圈90的线圈绕组可以被配置为具有总体上圆形或椭圆形形状的扁平缠绕平面线圈。接收线圈90中包含的匝数量或绕组数量不限于特定的匝数量，并且在一些实例中包含十匝，其中每个匝包含电导体的形成接收线圈的总体上圆形或椭圆形的绕组的一部分。
如图5A中所示出的，第一引线92和第二引线93在这些引线所附接的相应的线圈绕组的相同的相对定位处耦接到电导体91，使得第一引线92和第二引线93彼此紧邻地从线圈绕组延伸。然而，第一引线92和第二引线93的定位不限于任何特定布置，如图5A中所示出的布置。在一些实例中，引线92和93可以从接收线圈90的线圈绕组的其它定位延伸，包含使第一引线92和第二引线93从线圈绕组的不同部分延伸，使得这些引线不从接收线圈的彼此紧邻的部分延伸。
电导体91不限于由任何特定类型的材料形成，并且可以由容易形成为导线并且可以容易地弯曲以形成用于形成接收线圈70的线圈绕组的期望的形状的上文参考电导体71所描述的任何类型的电导体(包含导电金属(如铜))形成。在一些实例中，用于形成图5A中的接收线圈90的电导体可以包含涂覆在导体的外表面上以在单独的线圈绕组之间提供绝缘层的绝缘材料(如珐琅)。在各个实例中，用于形成接收线圈90的电导体是多股导体(如利兹线)，其中用于形成每个绕组的电导体例如使用涂层(如珐琅)沿电导体的外部表面绝缘以减少电导体的趋肤效应。
如图5A中所展示的接收线圈90可以被操纵以包含接收线圈90的一个部分的单个半扭曲，使得接收线圈形成如图5B中所展示的无穷大环路的形状。如图5B中所示出的，电导体91的绕组形成第一环路94和在交叉区域95处耦接到所述第一环路的第二环路96。接收线圈90的其端部耦接到第一引线92的绕组从第一引线92并且在第一环路94的最外部绕组周围延伸，并且然后到达交叉区域95。这个同一绕组从交叉区域95延伸以在再次返回到交叉区域95之前形成第二环路96中包含的绕组的一部分。接收线圈90的绕组继续形成渐进的一系列绕组，所述一系列绕组在第一环路94中形成绕组的一部分、延伸到交叉区域95并且在再次返回到交叉区域95之前在第二环路96中形成绕组直到到达导体91的耦接到第二引线93的端部。由在第一环路94周围穿过交叉区域95并且在第二环路96周围通过的绕组形成的匝的总数不限于任何特定的匝数量，并且一些实例可以是十匝。
在无穷大环路形状的接收线圈90首先呈如图5A中所示出的圆形或椭圆形绕组的形状形成的实例中，在交叉区域95中对准的所有电导体91可以在彼此对准并且穿过交叉区域的电导体91的所有其它部分上方或下方。例如，电导体91的由虚线椭圆98包围并且在进入和离开交叉区域95时彼此对准的所有部分都在包围在虚线椭圆99中的所有导体上方(例如，在如图5B中所示出的顶部上穿过)或在下方(例如，在下面穿过)。因此，在交叉区域95处的无穷大形状的线圈的厚度尺寸可以大于电导体91的组合的两个或更多个部分的厚度尺寸。
作为首先将接收线圈90形成为如图5A中所展示的单个环路并且然后扭曲用于形成如图5B中所展示的无穷大形状的线圈的环路的一部分的替代方案，图5B的无穷大形状的线圈可以初始地呈数字八图案缠绕以形成无穷大形状的线圈。在缠绕数字八图案以形成无穷大形状的线圈的各个实例中，在第一环路94周围的电导体91的最外部绕组中的绕组可以被布置为在第二环路96周围的电导体91的最内部绕组。电导体91的布线可以以使得电导体91的在第一环路94内的第二最外部部分像电导体91的在第二环路96内形成的第二最内部部分那样继续的方式继续。通过继续使用相对于第一环路94和第二环路96的这种最外部对最内部图案可替代地形成接收线圈90的绕组，交叉区域95处的绕组的厚度可以维持不超过电导体91的组合的绕组中的两个绕组的厚度尺寸。因此，这种图案可以在电导体91的在交叉区域95内彼此交叉的部分中提供更扁平或不太厚的线圈绕组。
无论通过扭曲圆形或椭圆形形状的线圈还是通过以数字八图案缠绕接收线圈而将接收线圈90形成为无穷大形状的线圈，接收线圈90接下来都可以形成为如参考图5C所展示和所进一步描述的弯曲形状。当形成为图5C的弯曲形状时，接收线圈90可以或可以不附连到铁氧体片材，并且被定位成使得接收线圈90的曲率对应于例如可植入医疗装置30的天线窗口40的内表面51，从而形成例如参考图3B所展示和所描述的可植入医疗装置30的接收线圈55。
如图5C中所展示的，接收线圈90沿纵向轴线100的长度弯曲，使得对应于接收线圈的纵向轴线100的纵向尺寸形成弯曲形状97。沿纵向轴线100的一定量的曲率可以对应于装置30的天线窗口40上的内表面51的曲率，使得接收线圈90可以沿天线窗口40的内表面51的一部分附连并且被定位成直接邻近于所述部分。在接收线圈90附连到铁氧体片材(如例如参考图3B所展示和所描述的铁氧体片材56)的实例中，接收线圈90的一定量的曲率形成，使得接收线圈90可以附连到铁氧体片材的表面，并且铁氧体片材的与接收线圈所附接的表面相对的表面可以被附连成与天线窗口40的内表面51的一部分接触并且直接邻近于所述部分，如由图3B中接收线圈55的定位所展示的。
在接收线圈90没有附连到铁氧体片材的实例中，接收线圈90可以沿如图5C中所示出的纵向轴线100的长度弯曲，并且被附连成与例如装置30的天线窗口40的内表面51直接接触并且直接邻近于所述内表面。无论接收线圈90是通过铁氧体片材附连到内表面51还是直接附连到所述内表面，接收线圈90的曲率都被配置成使得铁氧体片材和接收线圈或单独的接收线圈可以被定位成与天线窗口的内表面51的或如参考图2B所展示和所描述的例如第二壳体部分36的内表面51的弯曲部分接触并且直接邻近于所述弯曲部分。
图5D展示了根据本公开中所描述的各个实例的被配置成形成用于可植入医疗装置的接收线圈的电导体的实例。如图5D中所示出的，第一电导体形成为由括号103指示的第一线圈绕组，所述第一电导体具有在线圈绕组的一个端部处的第一端部103A和在电导体的与第一端部103A相对的端部处的第二端部103B。第一线圈绕组可以由任何类型的电导体制成，包含如贯穿本公开所描述的导电线(如利兹线)。第一线圈绕组可以以与参考如参考图4A所展示和所描述的线圈70所描述的类似或相同的方式形成。
如图5D中所示出的，第一电导体形成为由括号104指示的第二线圈绕组，所述第二电导体具有在线圈绕组的一个端部处的第一端部104A和在电导体的与第二端部103A相对的端部处的第二端部104B。第一线圈绕组可以由任何类型的电导体制成，包含如贯穿本公开所描述的导电线(如利兹线)。第二线圈绕组可以以与参考如参考图4A所展示和所描述的线圈70所描述的类似或相同的方式形成。用于形成第二线圈绕组的所使用的材料类型、总体尺寸和匝数量与用于形成第一线圈绕组的所使用的材料类型、总体尺寸和匝数量相同或类似。
第一线圈绕组和第二线圈绕组可以附连到铁氧体片材或单独的铁氧体片材，其中铁氧体片材可以然后附连到可植入医疗装置的内腔的内表面。可植入医疗装置的内腔的内表面可以形成弯曲表面，其中第一线圈绕组和第二线圈绕组可以被定位成彼此相邻，使得延伸通过第一线圈绕组和第二线圈绕组中的每一个的纵向轴线在内表面的周边周围或沿所述周边延伸并且符合可植入医疗装置的内表面的曲率(由双头箭头106说明性地表示的)。曲率将双绕组线圈配置的两个环路分离到单独的平面中，并且因此允许双绕组线圈配置在磁场施加到线圈绕组之一或两者上时生成感应电流。
第一线圈绕组的第二端部103B电耦接到第二线圈绕组的第二端部104B。在一些实例中，将第二端部103B和第二端部104B耦接的连接可以在电路板或混合衬底(图5D中未示出)上形成，从而允许第一线圈绕组和第二线圈绕组中的每一个在线圈已经附连在可植入医疗装置的壳体内的适当位置之前或之后耦接在一起。如图5D中所示出的，第一线圈绕组的第二端部103B延伸以形成第一线圈绕组的最外部绕组，并且第二线圈绕组的最内部绕组延伸到直接耦接到第二端部103B的第二端部104B。第一线圈绕组的第一端部103A和第二线圈绕组的第一端部104A被配置成耦接到再充电电路系统(如参考图10所展示和所描述的再充电电路系统206)。
如图5D中所展示的第一线圈绕组和第二线圈绕组可以被称为形成两环路线圈绕组的双绕组线圈配置。参考图5D所展示和所描述的双绕组线圈配置可以被包含以代替贯穿本公开所描述的接收天线配置中的任何接收天线配置中的一个或多个无穷大形状的线圈。例如，如图5D中所示出的双绕组线圈配置可以替代参考图3B所展示和所描述的无穷大形状的接收线圈55。如图5D中所示出的一对双绕组线圈配置可以替代参考图8A-8B所展示和所描述的一对无穷大形状的接收线圈164、174。以与上文参考无穷大形状的线圈绕组的使用所描述的方式相同的方式，只要双绕组线圈配置的两个环路相对于彼此定位在不同的平面中，双绕组线圈配置就可以在磁场相对于双绕组线圈配置的定向从各种不同的磁场方向施加到双绕组线圈配置上时提供感应到线圈绕组之一或两者中的再充电电流。
图6是根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置30的示例接收天线配置的另一个横截面视图A-A。在图6中，具有与例如参考图3A所展示和所描述的项的附图标记相同的附图标记的项对应于相同或类似的项，并且可以包含特征中的任何特征并且提供如针对图3A中的对应的项所描述的功能中的任何功能。尽管参考具有天线窗口40的装置30进行了描述，但是如下文参考图3A所描述的一种或多种接收天线配置也可以设置在不包含作为装置(如参考图2B所展示和所描述的装置30A)的壳体的一部分的单独的天线窗口的装置中。例如，下文参考图6所描述的一个或多个接收天线可以附连到如上文参考图2B所展示和所描述的第二壳体部分36的一部分和/或定位在所述第二壳体部分的所述部分内。
如图6中所示出的装置30的实例包含以与例如参考图3A所展示和所描述的方式相同或类似的方式沿天线窗口40的内表面51的一部分布置的接收线圈55和铁氧体片材56。接收线圈55可以包含以贯穿本公开所描述的用于弯曲形状的线圈绕组的线圈绕组配置中的任何线圈绕组配置形成的单个环路线圈绕组中的任何单个环路线圈绕组，包含如参考图4A-4B所展示和所描述的接收线圈70和如参考图5A所展示和所描述的单个环路线圈的版本。如图6中所示出的装置30的实例还包含以与例如参考图3A所展示和所描述的方式相同或类似的方式附连到铁氧体片材66的接收线圈65和耦接到衬底68的遥测天线67。在如图6中所示出的装置30的实例中，接收线圈55、接收线圈65和遥测天线67中的每一个可以以例如参考装置30和图3A所展示和所描述的示例配置中的任何示例配置布置和提供，并且可以被配置成执行功能中的任何功能并且提供归属于装置30和图3A的特征中任何特征。
另外，如图6中所示出的，装置30包含附连到铁氧体片材111的第二弯曲形状的接收线圈112。铁氧体片材111附连到内表面51的在天线窗口40的内表面的第三径向定位113与第四径向定位114之间延伸的一部分。铁氧体片材111与内表面51的在第三径向定位113与第四径向定位114之间延伸的所述部分接触并且直接邻近于所述部分，使得铁氧体片材111的表面在第三径向定位113与第四径向定位114之间延伸的区域中形成对应于内表面51的曲率的弯曲表面。铁氧体片材111的厚度尺寸118可以具有与铁氧体片材56的厚度尺寸57的值相同的值。接收线圈112附连到铁氧体片材111的与铁氧体片材111的与内表面51接触的表面相对的表面。接收线圈112也弯曲以形成形成接收线圈112的绕组的曲率，所述曲率在第三径向定位113与第四径向定位114之间符合内表面51的曲率。接收线圈112的厚度尺寸117可以具有与接收线圈55的厚度尺寸58的值相同或类似的值。
在一些实例中，接收线圈112可以不附连到铁氧体片材(如图6中所示出的铁氧体片材111)，并且可以反而在内表面的在第三径向定位113与第四径向定位114之间延伸的区域中直接附连到天线窗口40的内表面51。接收线圈112可以包含以贯穿本公开所描述的用于弯曲形状的线圈绕组的线圈绕组配置中的任何线圈绕组配置形成的单个环路线圈绕组中的任何单个环路线圈绕组，包含如参考图4A-4B所展示和所描述的接收线圈70和如参考图5A所展示和所描述的单个环路线圈的版本。在如图6中所示出的装置30的一些实例中，接收线圈112使用与用于形成如形成接收线圈55所使用的线圈的线圈绕组的相同布置来配置。在其它实例中，用于形成接收线圈112的线圈绕组的配置可以不同于用于形成接收线圈55的线圈绕组的配置。
在如图6中所示出的装置30的一些实例中，装置中可以不存在接收线圈65和遥测天线67之一或两者。在不存在遥测天线67的此类实例中，接收线圈112、55和/或65的一种或某种组合(当将接收线圈65被设置作为装置30的一部分时)可以用于提供用于到装置30和从所述装置到外部装置(如参考图1所展示和所描述的外部装置11和/或收发器16或贯穿本公开所描述的与装置30的实例无线通信的任何其它外部装置)的任何遥测通信的传输和/或接收功能。
再次参考图6，接收线圈112沿天线窗口40的内表面51在第三径向定位113与第四径向定位114之间的定位可以允许高水平的感应耦接效率在接收线圈112与施加在接收线圈112上具有以与上文参考角度范围62和接收线圈55所描述的方式类似的方式在角度范围115(包含可以相对于Y轴线倾斜(非垂直)并且在角度范围115上的一个或多个磁场的角度)上入射在接收线圈112上的磁场方向的一个或多个磁场之间实现。铁氧体片材111在接收线圈112与天线窗口40的内表面51之间的定位可以提高接收线圈112与具有由箭头116指示的磁场方向的磁场之间的感应耦接水平。尽管感应耦接水平也可以在接收线圈112与具有由图6中的箭头63表示的磁场方向的磁场之间发生，对于给定的相同的磁场强度水平，与具有由箭头116指示的磁场方向的磁场相比，具有由箭头63指示的磁场方向的磁场与接收线圈112之间的耦接水平可以是较低水平。例如，如接收线圈65、铁氧体片材66，遥测天线67和衬底68、铁氧体片材56和/或接收线圈55等其它装置可以降低可以在接收线圈112与施加在接收线圈112上的具有由箭头63指示的磁场方向的磁场之间实现的感应耦接效率水平。进一步地，因为具有由箭头63指示的磁场方向的任何磁场将在没有在过程中穿过铁氧体片材111的情况下直接施加到接收线圈112上，所以这些磁场与用于这些磁场的接收线圈112之间的感应耦接水平与针对具有相同磁场强度但施加在接收线圈112上具有由箭头116指示的磁场方向的磁场所实现的感应耦接水平相比可以较低。
通过包含如图6中所示出的沿内表面51的所述部分布置的第二接收线圈112，并且至少部分地由于接收线圈112的曲率，较高水平的感应耦接效率可以相对于装置30和施加到装置30上具有由箭头63和/或116中的一个或多个箭头指示的磁场方向的磁场而实现。这种较高的感应耦接水平可以针对在第三径向定位113与第四径向定位114之间延伸并且平行于如图6中所展示的X-Z平面的角度范围115上施加在装置30上的任何磁场而实现。另外，高水平的感应耦接效率也可以在接收线圈112与施加在装置30上的具有由箭头116指示的在第三径向定位113与第四径向定位114之间延伸但也相对于装置30的Y轴线(纵向轴线)以非垂直入射角度“倾斜”的磁场方向的磁场之间实现。在装置30的实例中，除接收线圈55之外还包含第二接收线圈112可以进一步增加磁场可以在其上施加在装置30上的角度和角度范围的变化，同时实现装置的接收天线与施加到装置上的磁场之间的最小水平的感应耦接效率。
图7A-7B展示了根据本公开中所描述的各个实例的使用电导体131以形成用于可植入医疗装置的接收线圈130的一系列操作。如图7A中的图130A所示出的，电导体131形成为包括三个环路的线圈绕组。接收线圈130的第一环路通常由括号134指示(下文中称为“第一环路134”)，第二环路通常由括号136指示(下文中称为“第二环路136”)，第三环路通常由括号138指示(下文中称为“第三环路138”)。电导体131的第一端部电耦接到第一引线132并且电导体131的第二端部电耦接到第二引线133。第一引线132和第二引线133可以被配置成延伸到接收线圈130并且将所述接收线圈与可植入医疗装置的再充电电路系统(在图7A中未示出，但是例如图10中的再充电电路系统206)电耦接，这允许通过施加到接收线圈上的一个或多个磁场感应到接收线圈130中的电流用于对耦接到接收线圈的植入式医疗装置的电源进行再充电或为可植入医疗装置的电路系统供电。
如图130A中所示出的，接收线圈130的电导体131从第一引线132延伸并且形成第一环路134的绕组的第一半。电导体131从第一环路134的绕组的第一半延伸到第一交叉区域135，并且远离第一交叉区域135延伸以形成第二环路136的绕组的第一半。电导体131从第二环路136的绕组的第一半延伸到第二交叉区域137，并且远离第二交叉区域137延伸以形成第三环路138的全部绕组，然后返回到第二交叉区域137。电导体131离开第二交叉区域137以完成第二环路136的绕组的第二半，继续到并且离开第一交叉区域135，并且完成第一环路134的绕组的第二半，从而使电导体的单个绕组延伸通过环路134、136和138的每一侧并且通过交叉区域135和137中的每个交叉区域。电导体131的这种布线或类似布线可以重复的次数为某个正整数“N”，其中“N”的值表示完成的接收线圈130中包含的匝数量。在完成用于接收线圈130的期望的匝数量后，电导体131可以退出第一环路134并且形成第二引线133。
接收线圈130中包含的匝数量或绕组数量不限于特定的匝数量，并且在一些实例中包含十匝，其中每个匝包含电导体的形成环路134、136和138中的每个环路中的环路的两个半的一部分。如图7A中所示出的，第一引线132和第二引线133被设置在相对于第一环路134的相同的相对定位，使得第一引线132和第二引线133彼此紧邻地从线圈绕组延伸。然而，第一引线132和第二引线133的定位不限于任何特定布置，如图130A中所示出的布置。在一些实例中，引线132和133可以从接收线圈130的线圈绕组的其它定位(如交叉区域135或交叉区域137)延伸。在其它实例中，第一引线132和第二引线133从线圈绕组的不同部分相对于彼此延伸，使得这些引线不从接收线圈的彼此紧邻的部分延伸。
电导体131不限于由任何特定类型的材料形成，并且可以由容易形成为导线并且可以容易地弯曲以形成线圈绕组的期望的形状的贯穿本公开所描述的任何类型的电导体(包含导电金属(如铜))形成。在一些实例中，用于形成接收线圈130的电导体可以包含涂覆在导体的外表面上以在单独的线圈绕组之间提供绝缘层的绝缘材料(如珐琅)。在各个实例中，用于形成接收线圈130的电导体是多股导体(如利兹线)，其中用于形成每个绕组的电导体例如使用涂层(如珐琅)沿电导体的外部表面绝缘以减少电导体的趋肤效应。
接收线圈130可以初始地形成为圆形或椭圆形形状的绕组(如图5A中所展示的接收线圈90)，并且然后在两个位置扭曲以分别产生如图7A的图130A中所展示第一交叉区域135和第二交叉区域137。在其它实例中，如图7A的图130A中所示出的接收线圈130可以以如由图7A所展示的形成环路134、136和138和交叉区域135和137的初始图案来缠绕。贯穿本公开所描述的绕组技术中的任何绕组技术都可以用于来自针对图7A中的接收线圈130所描绘的环路和交叉区域。
当接收线圈130被配置如图7A中所示出的时，接收线圈的纵向轴线140可以延伸通过环路134、136和138中的每个环路并且与交叉区域135和137中的每个交叉区域内的点相交，使得环路134、136和138中的每个环路的半环路的镜像分别在纵向轴线140的每一侧上出现，除第一引线132和第二引线133的定位之外。如图130A中所示出的，形成接收线圈130的绕组的电导体131位于如图130A中所示出的包含纵向轴线140和垂直于纵向轴线140的第二轴线141的平面或一组共面平面中。垂直于纵向轴线140和第二轴线141两者的第三轴线142也垂直于如图130A中所示出的接收线圈的绕组位于其内的平面或一组平面。
图7A的图130B展示了形成如图130A中所展示的接收线圈130的步骤。如图130B中所示出的，接收线圈130的第三环路138在第二交叉区域137处扭曲，使得第三环路138在纵向轴线140周围旋转大约90度，如由箭头144表示的。如图130B中所示出的，当这个步骤完成时，形成第三环路138的电导体131的绕组通常位于包含纵向轴线140和第三轴线142并且垂直于第一环路134和第二环路136通常所位于的一个或多个平面的平面或一组共面平面中。
图7A的图130C展示了形成如图130B中所展示的接收线圈130的另一个步骤。如图130C中所示出的，在被扭曲成使得接收线圈130的第三环路138基本上垂直于第二环路136和第一环路134之后，第三环路138向上折叠，使得第三环路138使用第二交叉区域137作为旋转中心点在第二轴线141周围旋转，如由箭头145所展示的。如图130C中所示出的，对第三环路138的处理可以使第三环路138的与第二交叉区域137相对的端部与第一交叉区域135接近。在图130C中，第三环路138的绕组的定向保持总体上垂直于第二环路136和第一环路134的绕组的定向。
图7B的图130D展示了形成如图7A的图130C中所展示的接收线圈130的另一个步骤。如图7B的图130D中所示出的，在将第三环路138维持在包含纵向轴线140的平面中时，第一环路134和第二环路136被压缩成使得第一环路134的包含第一引线132和第二引线133的端部沿纵向轴线140朝向第三环路138的端部移动。因此，纵向轴线140的最初延伸通过第一环路134、第一交叉区域135和第二环路136的部分呈现如在图130D中示出为虚曲线140A的通常对应于第三环路138的一部分的形状并且从第一环路134的包含引线132、133的端部延伸通过第一交叉区域135、通过第二环路136并且到第二交叉区域137的弓形形状的曲率。
当形成如图130D中所示出的时，第一环路134和第二环路136呈弓形形状延伸，从而至少部分地围绕电导体131的绕组的形成第三环路138的一部分。如图130D中所示出的，由第一环路134和第二环路136形成的弓形形状的曲率对应于弯曲的纵向轴线140A，其中第一环路134和第二环路136的弓形形状的曲率在具有圆形横截面形状并且以沿圆柱形形状的体积的高度尺寸延伸的中心轴线140B为中心的圆柱形形状的体积周围延伸并且至少部分地围绕所述圆柱形形状的体积。第三环路138定位在垂直于中心轴线140B的平面或一组共面平面中，其中形成第三环路138的绕组所位于的平面或一组共面平面截取的横截面为圆柱形形状，并且其中第三环路138的外周边也是圆形的。由第一环路134和第二环路136围绕的圆柱形形状的体积的横截面尺寸总体上对应于形成第三环路138的圆形形状的绕组的相同直径尺寸，并且刚好小于如图130D中配置的接收线圈130被布置成定位在其内的可植入医疗装置的壳体的一部分的内部横截面尺寸。
图7B的图130E展示了形成如图7B的图130D中所展示的接收线圈130的另一个步骤。如图130E中所示出的，具有如图130D中所示出的配置的接收线圈130定位在可植入医疗装置的壳体的一部分内，如可植入医疗装置30的天线窗口40(例如，图2A)。如图7B的图130E中所示出的，第一环路134和第二环路136附连到天线窗口40的内表面51，使得第一环路和第二环路沿轴线140A的曲率对应于内表面51的曲率，并且至少部分地围绕中心轴线140B，所述中心轴线现在与延伸通过横截面中的天线窗口40的直径的中心点的纵向轴线46对准并且对应于所述纵向轴线。另外，第三环路138被定位成使得形成第三环路138的绕组在天线窗口40的内表面51周围延伸，从而形成具有与中心轴线140B对准的法向轴线的线圈。
当接收线圈130被布置如图130E中所示出的以作为可植入医疗装置(例如，装置30-图2A)中的接收天线进行操作时，第一环路134和第二环路136可以作为贯穿本公开所描述的无穷大形状的或数字八线圈进行操作，并且可以提供与在贯穿本公开所描述的磁场方向的范围上施加在天线窗口40上的磁场(如具有上文参考图6参考箭头63、63A、64和64A所展示和所描述的磁场方向的磁场)的最小水平的感应耦接效率。另外，由于第三环路138的法向轴线的定向与中心轴线140B对准，因此接收线圈130可以在具有对应于中心轴线140B的定向并且因此对应于第三环路138的法向轴线的定向的磁场方向的磁场施加在包含如图130E中配置的接收线圈130的装置上时生成某种感应电流水平。
因此，无论再充电会话期间的磁场方向的定向和/或可植入医疗装置的定向如何，出于对可植入医疗装置内的电源进行再充电的目的而施加在具有被布置如图130E中所示出的接收线圈的可植入医疗装置上的磁场的定向中的许多定向都可以提供所施加的磁场与可植入医疗装置之间的最小水平的感应耦接效率。接收线圈130的这个特征对于对深度植入式医疗装置上执行再充电操作和/或在例如由于装置的移动和/或患者或患者体内的移动而可能不是已知的和/或不是恒定的植入式装置的精确定向时尤其重要。除针对提供与接收线圈绕组的感应耦接的所施加的磁场提供宽范围的可能的定向之外，本公开中所描述的多环路线圈(如接收线圈130)或其它多环路线圈绕组中的任何其它多环路线圈绕组的另一个优点还包含可能需要耦接到多环路线圈的一定数量的另外的电子组件可能仅需要一组需要作为用于接收线圈的整流器组件的调谐电容器、二极管和平滑帽。具有需要耦接到多环路线圈的单组整流器组件的这个特征提供对例如混合电路上的另外的空间和基板面的节省，其中此种电组件定位在可植入医疗装置内，因此进一步帮助微型化电子电路系统和/或可植入医疗装置的壳体所需的整体尺寸。
图7C展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置的示例接收天线配置。如图7C的图130F中所示出的，具有与图7B的图130E中所示出的配置相同的配置的第一接收线圈130定位在可植入医疗装置的壳体的一部分内，如可植入医疗装置30的天线窗口40(例如，图2A)。如图7C的图130F中所示出的，第一环路134和第二环路136附连到天线窗口40的内表面51，使得第一环路和第二环路沿轴线140A的曲率对应于内表面51的曲率，并且至少部分地围绕中心轴线140B，所述中心轴线现在与延伸通过横截面中的天线窗口40的直径的中心点的纵向轴线46对准并且对应于所述纵向轴线。第三环路138被定位成使得形成第三环路138的绕组在天线窗口40的内表面51周围延伸，从而形成具有与中心轴线140B对准的法向轴线的线圈。
在图130F中，第二接收线圈139也设置在图中所展示的可植入医疗装置的壳体的部分内。第二接收线圈139可以包含单个环路线圈绕组，如定位在例如参考图3B的接收线圈69A所展示和所描述的天线窗口40的内腔内的线圈绕组70(图4A-4B)。第二接收线圈139可以通过耦接到形成第二接收线圈139的绕组的电导体的引线(图7C中未示出)而单独地耦接到再充电电路系统(例如，再充电电路系统206-图10)。在其它实例中，第二接收线圈139是由用于形成接收天线的第一环路、第二环路和第三环路的相同电导体形成的第四环路，并且通过例如通过扭曲或在电导体131的缠绕期间形成的另外的交叉区域耦接到第一环路、第二环路和第三环路。
第二接收线圈139可以附连到铁氧体片材(例如，图3B中的铁氧体片材69B)或可以不附连到铁氧体片材，和/或可以自支撑或可以由如电路板等衬底(图7C中未示出)支撑。在各个实例中，第二接收线圈139的法向轴线被定向成使得法向轴线在第一方向上被引导到第一环路134与136之间的交叉区域135，并且在第二方向上朝向距交叉区域135最远的第一环路134与第二环路136之间的间隙。第二接收线圈139的法向轴线的这种定向可以允许第二接收线圈与具有对于将一个或多个电流感应到接收线圈130的环路中的一个或多个环路中不一定是最优的一个或多个磁场方向的一个或多个磁场具有最大耦接效率。除增加可以提供与装置的高水平的感应耦接效率的磁场方向的范围之外，图130F中所展示的接收天线配置仅需要两组整流组件(一组用于线圈130，并且另一组用于线圈139)，从而节省与接收天线配置相关联的整流电路系统所需的基板面的量和所需的组件的总体数量。
图8A展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置30的示例接收天线配置的剖面和分解视图160。图8A包含天线窗口40的说明性描绘，其中在天线窗口40的相对侧(顶侧和底侧)上具有第一壳体部分31和第二壳体部分36。在图8A中，天线窗口40已经在第一接缝41处说明性地与第一壳体部分31分离并且移动远离所述第一壳体部分并且在第二接缝42处说明性地与第二壳体部分36分离并且移动远离所述第二壳体部分。另外，天线窗口40已经沿说明性轴线161被说明性地切割开以沿轴线161的切割线形成说明性边缘162和163。边缘162和163已经说明性地与彼此分离以示出被描绘为如图8A中所观看到的面向向外方向的扁平表面的天线窗口40的内表面51。
如图8A中所示出的，第一接收线圈164和第二接收线圈174附连到天线窗口40的内表面51。接收线圈164和174中的每个接收线圈包括形成为具有呈数字八图案配置的第一环路和第二环路的无穷大形状的线圈的单独的电导体。例如，可以使用电导体165形成包含第一环路166、交叉区域168和第二环路167的第一接收线圈164。第一接收线圈164可以由电导体165形成并且被布置呈弯曲形状，使得从第一环路166的与交叉区域168相对的一个端部延伸通过交叉区域168并且到第二环路167的与交叉区域168相对的端部的轴线164A具有对应于天线窗口40的内表面51的曲率的曲率。类似地，可以使用电导体169来形成包含第一环路170、交叉区域172和第二环路171的第二接收线圈174。第二接收线圈174可以使用被布置呈弯曲形状的电导体169形成，使得从第一环路170的与交叉区域172相对的一个端部延伸通过交叉区域172并且到第二环路171的与所述交叉区域172相对的端部的轴线168A具有对应于天线窗口40的内表面51的曲率的曲率。接收线圈164、174可以使用如贯穿本公开针对无穷大形状的线圈和其任何等效物(包含但不限于参考图5B-5C所展示和所描述的接收线圈90的任何实例)所描述的材料、绕组构造和技术中的任何材料、绕组构造和技术或其任何组合来形成。尽管参考无穷大形状的线圈进行了描述，但是在一些实例中，线圈164和174可以各自使用参考图5D所展示和所描述的双绕组线圈配置102来形成。
再次参考图8A，轴线164A和164B的曲率允许接收线圈164和174分别附连到装置30的内表面51并且呈现所述内表面的曲率的形状。如先前所描述的，内表面51的曲率可以围绕横截面为圆形形状的圆柱形形状的内腔。在一些实例中，接收线圈164和174可以直接附连到天线窗口40的内表面51。在一些实例中，接收线圈164和174可以附连到一个或多个铁氧体片材(图8A中未示出，但是例如分别为如图8B中所示出的铁氧体片材177、178)的第一表面，其中一个或多个铁氧体片材然后附连到内表面51，使得一个或多个铁氧体片材分别定位在接收线圈与内表面51之间。
如图8A中所示出的，接收线圈164和174中包含的环路的部分可以延伸到天线窗口40内接近天线窗口本身的高度尺寸47的高度尺寸。另外，接收线圈164的第二环路167延伸到紧邻接收线圈174的第一环路170，但不与其接触。当在实际状态下布置在天线窗口40中时(例如沿如图8A中仅出于说明性目的所展示的边缘162、163不分离)，接收线圈164的第一环路166延伸到紧邻接收线圈174的第二环路171，但不与其接触。如图8A中所展示的，接收线圈164的轴线164A相对于天线窗口40的高度尺寸47与接收线圈174的轴线168A对准。因此，内表面51的在内表面51的整个周边周围的大部分落入第一接收线圈164或第二接收线圈174的环路之一延伸到其中的区域内。当一对接收线圈164和174被布置在如图8A中所示出的可植入医疗装置的天线窗口内时，所述一对线圈提供施加在装置上的磁场与装置之间的宽范围的相对角度定向，这使得高水平的感应耦接效率在所施加的磁场与接收线圈之间实现，如下文参考图8B进一步描述的。应当理解，图8A中所展示的天线窗口40的扁平形状的描绘仅出于说明性目的，并且不旨在表示可以在实际实践中在可植入医疗装置上使用或结合到所述可植入医疗装置中的实际形状或配置(例如，如图8A中所展示的可以分裂开并且然后重新形成在一起的天线窗口)。
图8B是包含图8A的接收天线配置的示例可植入医疗装置的横截面视图160A。视图160A展示了从沿装置30的纵向轴线46在天线窗口40的中点处穿过装置30的平面切开的角度观看的装置30，其中纵向轴线垂直于穿过装置的切开的平面。在图8B中所展示的视图160A中，展示了沿与Y轴线的定向的方向相同的方向观察装置30，在视图中X轴线沿左右(水平)定向延伸，并且Z轴线沿上下(竖直)定向。
如图8B中所示出的装置30的实例包含以与图8A中的视图160所展示和所描述的方式相同或相似的方式沿天线窗口40的内表面51的部分布置的第一接收线圈164和第二接收线圈174。如视图160A中所示出的，第一接收线圈164的第一环路166沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成第一环路166的绕组沿所述天线窗口的由箭头63指向的一侧延伸到X轴线的两侧。第一接收线圈164的第二环路167沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成第二环路167的绕组沿所述天线窗口的由箭头64指向的一侧延伸到Z轴线的两侧。第一接收线圈164的交叉区域168沿内表面51定位在X轴线与Z轴线之间的大约中点处。如在视图160A中进一步示出的，第二接收线圈174的第一环路170沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成第一环路170的绕组沿所述天线窗口的由箭头63A指向的一侧延伸到X轴线的两侧。第二接收线圈174的第二环路171沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成第二环路171的绕组沿所述天线窗口的由箭头64A指向的一侧延伸到Z轴线的两侧。第二接收线圈174的交叉区域172沿内表面51定位在X轴线与Z轴线之间的大约中点处。
在一些实例中，接收线圈164和174直接附连到天线窗口40的内表面51。在一些替代性实例中，第一接收线圈164附连到铁氧体片材177，并且第二接收线圈174附连到铁氧体片材178。然后，如视图160A中所示出的，铁氧体片材177和178分别附连到天线窗口上的内表面51。无论铁氧体片材177、178是否包含在如视图160A中所展示的给定实例中或接收线圈164、174是否直接附连到内表面51，形成每个接收线圈的环路的外部范围彼此紧邻地定位，使得形成接收线圈的绕组的至少某个部分设置在Y轴线(装置30的纵向轴线)周围以几乎整个360度在内表面51周围。
例如，如视图160A中所示出的，第一接收线圈164的距交叉区域168最远延伸的第一环路166的一部分被定位成紧邻第二接收线圈174的距交叉区域172最远延伸的第二环路171的一部分。所述布置仅留下小间隙175，或者在一些实例中，沿轴线173在第一环路166与第二环路171之间不需要间隙。在一些实例中，第一环路166的某个部分触碰环路171的某个部分，从而导致这些线圈环路之间没有间隙。类似地，第一接收线圈164的距交叉区域168最远延伸的第二环路167的一部分被定位成紧邻第二接收线圈174的距交叉区域172最远延伸的第一环路170的一部分。这种布置仅留下小间隙176，或者在一些实例中，沿轴线173在第二环路167与第一环路170之间不需要间隙。在一些实例中，第一环路167的某个部分触碰环路170的某个部分，从而导致这些线圈环路之间没有间隙。除间隙175和176(如果存在此类间隙)之外，内表面51还包含绕组的形成围绕装置30的Y轴线的接收线圈164和174之一的某个部分。
使用被配置为如视图160和160A所展示的无穷大形状的线圈的两个接收线圈的布置在装置30与施加在装置30上的一个或多个磁场之间提供宽范围的相对定向，这可以导致一个或多个所施加的磁场与接收线圈164和/或174之间的高水平的感应耦接效率。例如，具有位于包含X轴线和Z轴线(例如，如由箭头63、63A、64、64A展示的)两者的平面中的磁场方向的任何磁场可以提供与接收线圈164、174之一或两者的高水平的感应耦接效率。另外，包含具有以某个非零角度(例如，不垂直于Y轴线)与含有装置30的X轴线和Z轴线的平面相交的磁场方向的磁场在内的磁场的入射角度的变化还可以提供一个或多个磁场与接收线圈164和174之一或两者之间的高水平的感应耦接效率。另外，因为这种布置仅需要线圈绕组的两个无穷大环路，所以可能仅需要两组整流器组件(例如，调谐电容器、二极管)(一组用于每个无穷大环路)来提供与每个线圈相关联的整流电路系统所需的另外的组件。减少对另外的组件的要求可以帮助减少例如在混合电路上执行这些功能所需的基板面和/或可以帮助减小这些无穷大环路线圈所定位的装置的壳体的整体尺寸。
图9A展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于可植入医疗装置的示例接收天线配置的剖面和分解视图180。图9A包含天线窗口40的说明性描绘，其中在天线窗口40的相对侧(顶侧和底侧)上具有第一壳体部分31和第二壳体部分36。在图9A中，天线窗口40已经在第一接缝41处说明性地与第一壳体部分31分离并且移动远离所述第一壳体部分并且在第二接缝42处说明性地与第二壳体部分36分离并且移动远离所述第二壳体部分。另外，天线窗口40已经沿说明性轴线181被说明性地切割开以沿轴线181的切割线形成说明性边缘182和183。边缘182和183已经说明性地与彼此分离以示出被描绘为如图9A中所观看到的面向向外方向的扁平表面的天线窗口40的内表面51。
如图9A中所示出的，第一接收线圈184、第二接收线圈185、第三接收线圈186和第四接收线圈187附连到天线窗口40的内表面51。接收线圈184、185、186和187中的每个接收线圈包括形成为具有用于将线圈耦接到装置(图9A中未示出)的再充电电路系统的一对引线的扁平螺旋缠绕线圈的单独的电导体。接收线圈184、185、186和187可以是参考图4A-4B所展示和所描述的接收线圈70的实例。例如，如图9A中所展示的，接收线圈184、185、186和187可以使用电导体(如多股利兹线)来形成。接收线圈184、185、186和187可以形成为具有总体上矩形的形状，“弯曲”以形成对应于天线窗口40的内表面51的曲率的曲率。接收线圈184、185、186和187可以使用如针对如贯穿本公开所描述的扁平的或螺旋缠绕的平面线圈和其任何等效物所描述的材料、绕组构造和技术中的任何材料、绕组构造和技术或其任何组合来形成。
再次参考图9A，接收线圈184、185、186和187(如由曲线轴线189表示的)的形状的曲率允许接收线圈附连到天线窗口40的内表面51并且呈现所述内表面的曲率的形状。如先前所描述的，内表面51的曲率可以围绕横截面为圆形形状的圆柱形形状的内腔。在一些实例中，接收线圈184、185、186和187可以直接附连到天线窗口40的内表面51。在一些实例中，接收线圈184、185、186和187可以附连到一个或多个铁氧体片材(图9A中未示出，但是例如分别为如图9B中所示出的铁氧体片材190、191、192、193)的第一表面，其中一个或多个铁氧体片材然后附连到内表面51，使得一个或多个铁氧体片材分别定位在接收线圈与内表面51之间。
如图9A中所示出的，分别形成接收线圈184、185、186和187中的每个单独的绕组中包含的环路的部分可以延伸到天线窗口40内接近天线窗口本身的高度尺寸47的高度尺寸。另外，接收线圈的横向尺寸沿作为沿第一边缘182与第二边缘183之间的内表面51延伸的轴线189的定向的方向延伸。在一些实例中，接收线圈的单独的绕组分别在其上延伸的高度尺寸和宽度尺寸对于接收线圈中的每个接收线圈可以基本上是相同的。接收线圈184、185、186和187可以沿轴线189相对于彼此定位，使得在单独的接收线圈之间仅设置小间隙或没有间隙存在。因此，内表面51的在内表面51的整个周边周围的大部分落入接收线圈184、185、186和187中的至少一个接收线圈在其上延伸的区域内。当接收线圈184、185、186和187被布置在如图9A中所示出的可植入医疗装置的天线窗口内时，接收线圈提供施加在装置上的磁场与装置本身之间的宽范围的相对角度定向，这可以使得高水平的感应耦接效率在所施加的磁场与接收线圈之间实现，如下文参考图9B进一步描述的。
图9B是包含图9A的接收天线配置的可植入医疗装置的横截面视图180A。视图180A展示了从沿装置30的纵向轴线46在天线窗口40的中点处穿过装置30的平面切开的角度观看的装置30，其中纵向轴线垂直于穿过装置的切开的平面。在图9B中所展示的视图180A中，展示了沿与Y轴线的定向的方向相同的方向观察装置30，在视图中X轴线沿左右(水平)定向延伸，并且Z轴线沿上下(竖直)定向。
如图9B中所示出的装置30的实例包含以与例如参考图9A中的视图180所展示和所描述的方式相同或类似的方式沿天线窗口40的内表面51的部分布置的接收线圈184、185、186和187。如视图180A中所示出的，第一接收线圈184沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成所述第一接收线圈的绕组沿天线窗口的由箭头63指向的一侧延伸到X轴线的两侧。第二接收线圈185沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成所述第二接收线圈的绕组沿所述天线窗口的由箭头64指向的一侧延伸到Z轴线的两侧。第三接收线圈186沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成所述第三接收线圈的绕组沿所述天线窗口的由箭头63A指向的一侧延伸到Z轴线的两侧。第四接收线圈187沿天线窗口40的内表面51定位，使得形成所述第四接收线圈的绕组沿天线窗口的由箭头64A指向的一侧延伸到Z轴线的两侧。
在一些实例中，接收线圈184、185、186和187直接附连到天线窗口40的内表面51。在一些替代性实例中，接收线圈184、185、186和187可以附连到一个或多个铁氧体片材，其中铁氧体片材然后附连到内表面51，使得一个或多个铁氧体插置在内表面51与所述接收线圈之间。如图9B中所展示的，第一接收线圈184附连到铁氧体片材190，第二接收线圈185附连到铁氧体片材191，第三接收线圈186附连到铁氧体片材192，并且第四接收线圈187附连到铁氧体片材193。然后，如视图180A中所示出的，铁氧体片材190、191、192和193附连到天线窗口上的内表面51。无论铁氧体片材190、191、192和193是否包含在如视图180A中所展示的给定实例中或接收线圈184、185、186和187是否直接附连到内表面51，形成每个接收线圈的环路的外部延伸彼此紧邻地定位，使得形成接收线圈的绕组的至少某个部分设置在Y轴线(装置30的纵向轴线)周围以几乎整个360度在内表面51周围。
例如，如视图180A中所示出的，间隙194A设置在第一接收线圈184与第四接收线圈187之间，间隙194B设置在第一接收线圈184与第二接收线圈185之间，间隙194C设置在第二接收线圈185与第三接收线圈186之间，并且间隙194D设置在第三接收线圈186与第四接收线圈187之间。接收线圈的所述布置可以在径向定位处在接收线圈之间仅留下沿内表面51指示为间隙194A-194D的小间隙。除这些间隙之外，内表面51还包含绕组的形成围绕装置30的Y轴线的接收线圈184、185、186和187之一的某个部分。
使用被配置为如视图180和180A中所展示的四个接收线圈的布置提供装置30与施加在装置30上的一个或多个磁场之间的宽范围的相对定向，这可以导致一个或多个磁场与接收线圈184、185、186和187中的一个或多个接收线圈之间的高水平的感应耦接效率。例如，具有位于包含X轴线和Z轴线(例如，如由箭头63、63A、64、64A展示的)两者的平面中的磁场方向的任何磁场可以提供与接收线圈184、185、186和187中的一个或多个接收线圈的高水平的感应耦接效率。另外，包含具有以某个非零角度(例如，不垂直于Y轴线)与含有装置30的X轴线和Z轴线的平面相交的磁场方向的磁场在内的磁场的入射角度的变化还可以提供一个或多个磁场与接收线圈184、185、186和187中的一个或多个接收线圈之间的高水平的感应耦接效率。
在形成如参考图2A-9B所展示和所描述的接收天线配置的接收线圈中的一个或多个接收线圈的线圈绕组的实例中，线圈绕组中的每个线圈绕组被展示和被描述为定位在装置的壳体内并且由所述壳体包围。然而，线圈绕组的实例(如本文中所描述的扁平缠绕多环路线圈、无穷大形状的多环路线圈和其它多环路线圈)不限于定位在壳体内的线圈绕组。在一些实例中，线圈绕组或线圈绕组的一部分可以形成在壳体的外表面上，如形成在可植入医疗装置(如装置30)的第一壳体部分31、第二壳体部分36和/或天线窗口40的外表面上。外部线圈绕组可以包含一个或多个扁平螺旋缠绕线圈、一个或多个无穷大形状的线圈和/或多环路线圈(如三环路线圈)或其任何组合。在一些实例中，形成在装置的外表面上的线圈绕组可以用保护材料(如聚砜)层包覆模制，以将线圈封装或嵌入在用于形成壳体的材料(如聚合物材料)内。在一些实例中，壳体的外部线圈绕组在其中形成的一部分可以相对于装置的壳体的其它外表面凹入，例如从而形成凹槽或沟槽，使得线圈绕组可以形成在凹槽或沟槽内以向线圈绕组提供另外的物理保护。
图10是展示了根据本公开中所描述的各个实例的心脏内起搏装置15的示例配置的功能框图。IMD 15可以对应于参考图1所描述和所展示的IMD 15A和IMD 15B中的任何一个和/或如参考图2A-2B所描述和所展示的装置30/30A或被配置成使用本公开中所描述的装置、系统和方法可再充电的另一个IMD。IMD 15包含可以耦接到设置在IMD 15中的电子电路系统的电源204，并且被配置成向这些电路提供电力。IMD 15可以通过将一个或多个磁场施加到IMD 15上而可感应再充电，其中来自所述一个或多个所施加的磁场的能量可以将电能感应到耦接到通信电路系统205和装置再充电电路系统206的天线209中或到可以作为天线209的补充设置的并且在设置时耦接到再充电电路系统206的天线211中。当被配置成用于对IMD 15进行再充电时，天线209和/或天线211可以是根据本公开中所描述的实例中的任何实例的接收天线配置或其任何等效物。IMD 15可以是深度植入式装置的实例，如植入患者的心脏的腔室内并且包含如本公开中所描述的允许使用施加在IMD上以对电源进行再充电的磁场对定位在IMD内的电源(例如，电源204)进行高效再充电的接收天线的装置。
如图10中所示出的，装置再充电电路系统206耦接到电源204，并且可以通过切换装置210耦接以接收通过施加在天线上的一个或多个电磁场在天线209(或在天线211(当设置时))中感应到的电能，并且调节能量以提供出于对电源204进行再充电和/或为包含为IMD 15的一部分的其它电路系统供电的目的而向电源204提供的能量水平。装置再充电电路系统206可以例如通过提供整流、电压水平调节、电流水平调节和/或其它信号处理功能来对天线209(或天线211(当设置时))中感应生成的能量执行各种能量调节功能以生成向电源204提供的“再充电能量”。天线209(和/或天线211(当设置时))可以是基于天线相对于旨在对电源204进行再充电而提供一个或多个磁场的一个或多个线圈的定向的定向关于对电源204的感应充电的耦接效率不是定向特定的多向天线。
因此，IMD 15可以被配置成将由接收天线(包含但不一定是遥测天线)捕获到的、引导到递送电能的适合的整流电路中的磁能耦接到储能装置(如可再充电电池)。切换装置210(其可以是晶体管)可以包含在IMD 15中并且可以例如由处理电路系统200来控制，以选择遥测系统或电力再充电系统是活跃的，并且因此选择天线209是否耦接到通信电路系统205或装置再充电电路系统206。在其它实例中，第二天线211直接耦接到装置再充电电路系统206，并且被配置成接收向天线211提供的感应耦接的能量并且向装置再充电电路系统206提供感应耦接的能量以对电源204进行再充电。
在所展示的实例中，IMD 15包含处理电路系统200和相关联的存储器201、感测电路系统202、疗法递送电路系统203、一个或多个传感器207以及耦接到如上文所描述的天线209的通信电路系统205。然而，IMD 15不需要包含所有这些组件，或可以包含另外的组件。例如，在装置的一些实例中，IMD 15可以包含疗法递送电路系统203。存储器201包含在由处理电路系统200执行时使IMD 15和处理电路系统200执行如本文中所描述的归属于IMD 15和处理电路系统200的各种功能(例如，准备用于从IMD 15传输的有关存在于电源中的充电水平的信息，如电池管理系统信息(BMS))的计算机可读指令。例如，处理电路系统200可以被配置成：提供包含充电状态的信息和/或与电池(例如，定位在IMD 15中的电池)有关的温度信息，从而确定感应耦接水平(例如，由于施加在IMD 15上的一个或多个电磁场而在定位在IMD 15中的天线中生成的能量水平)；并且生成与这个感应接收的能量有关的信息以通过通信天线或单独的天线和IMD 15的相关联的电力调节电路系统进行传输。
存储器201可以包含任何易失性介质、非易失性介质、磁介质、光学介质或电介质，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)、闪存或任何其它数字或模拟介质。存储器201可以存储针对当日时间、姿势、心率、活动水平、呼吸速率和其它参数的一个或多个阈值。存储器201还可以存储指示心血管压力测量的数据，并且存储与与患者相关联的心脏和/或其它生理学事件相关联的其它数据。
处理电路系统200可以包含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200可以包含以下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)或等效的离散或模拟逻辑电路系统。在一些实例中，处理电路系统200可以包含多个组件(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)以及其它离散的或集成的逻辑电路系统。本文中归属于处理电路系统200的功能可以体现为软件、固件、硬件或其任何组合。
如所展示的，感测电路系统202和疗法递送电路系统203耦接到电极212。如图10中所展示的电极212可以对应于例如定位在IMD 15A(图1)的引线21和22和/或壳体23上的电极或装置30(图2A)或装置30A(图2B)的电极32和33。如图10中所示出的IMD 15中的感测电路系统202可以监测来自电极212中的所选的两个或更多个电极的信号以便监测心脏的电活动、阻抗或一些其它电现象。可以进行对心脏电信号的感测以确定心率或心率变异性或检测心律失常(例如，快速性心律失常或心动过缓)或其它电信号。在一些实例中，感测电路系统202可以包含一个或多个滤波器和放大器以用于滤波和放大从电极212接收的信号。
在一些实例中，感测电路系统202可以感测或检测生理学参数，如心率、血压、呼吸和与患者相关联的其它生理学参数。所产生的电信号可以传递到例如在心脏电信号超过感测阈值时检测心脏事件的心脏事件检测电路系统。心脏事件检测电路系统可以包含整流器、滤波器和/或放大器、感测放大器、比较器和/或模数转换器。感测电路系统202可以响应于对心脏事件的感测(例如，检测到的P波或R波)而将指示输出到处理电路系统200。
以这种方式，处理电路系统200可以接收对应于心脏的相应腔室中的检测到的R波和P波的发生的检测到的心脏事件信号。检测到的R波和P波的指示可以用于检测心室和/或心房快速性心律失常发作，例如心室或心房颤动发作。一些检测通道可以被配置成检测心脏事件(如P波或R波)并且向处理电路系统200提供此类事件的发生的指示，例如Keimel等人的于1992年6月2日发行的题为“用于监测电生理学信号的设备(APPARATUS FORMONITORING ELECTRICAL PHYSIOLOGIC SIGNALS)”的美国专利第5,117,824号中所描述的，所述美国专利以全文引用的方式并入本文中。
感测电路系统202还可以包含切换电路系统以选择使用可用电极212中的哪个电极(或电极极性)来感测心脏活动。在具有若干电极212的实例中，处理电路系统200可以通过感测电路系统202内的切换电路系统来选择充当感测电极的电极(即，选择感测配置)。感测电路系统202还可以将一个或多个数字化的EGM信号传递到处理电路系统200以进行分析，例如用于心律区分。
在图10的实例中，IMD 15包含耦接到感测电路系统202的一个或多个传感器207。尽管在图10中展示为包含在IMD 15内，但是传感器207中的一个或多个传感器可以在IMD15的外部(例如，通过一个或多个引线耦接到IMD 15)或被配置成与IMD 15无线通信。在一些实例中，传感器207转换指示患者参数的信号，所述信号可以由感测电路系统202来放大、滤波或以其它方式处理。在此类实例中，处理电路系统200基于信号确定患者参数的值。在一些实例中，传感器207确定患者参数值，并且将其例如通过有线或无线连接传送到处理电路系统200。
在一些实例中，传感器207包含一个或多个加速度计208，例如一个或多个三轴加速度计。由一个或多个加速度计208生成的信号可以指示例如患者的大的身体移动(例如，活动)、患者姿势、心音或与心脏的跳动相关联的其它振动或移动、或咳嗽、罗音或其它呼吸异常。加速度计208可以产生信号并且将所述信号传输到处理电路系统200以做出关于患者的姿势的确定。在各个实例中，对来自加速度计208的信号进行处理以确定活动，如在患者正迈出一个或多个步数时或例如在患者正在跑步时，并且所述信号用于提供与患者发起的患者的身体活动相关联的活动计数。在一些实例中，传感器207可以包含被配置成转换指示血流、血液的氧饱和或患者温度的信号的传感器，并且处理电路系统200可以基于这些信号来确定患者参数值。在各个实例中，传感器207可以包含如先前所描述的传感器电路18(图1)之一或组合。
在一些实例中，处理电路系统200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含例如收缩压或扩张压值，如肺动脉舒张压值。在一些实例中，如传感器电路18(图1)等单独的装置包含一个或多个传感器和被配置成生成压力信号的感测电路系统，并且处理电路系统200基于从IMD 15接收的信息确定与血压有关的患者参数值。
疗法递送电路系统203在被设置为IMD 15的一部分时可以被配置成生成电疗法并且将所述电疗法递送到心脏。疗法递送电路系统203可以包含能够生成和/或存储能量以作为起搏疗法、除颤疗法、心脏复律疗法、其它疗法或疗法的组合进行递送的一个或多个脉冲发生器、电容器和/或其它组件。在一些情况下，疗法递送电路系统203可以包含被配置成提供起搏疗法的第一组组件和被配置成提供抗快速性心律失常电击疗法的第二组组件。在其它情况下，疗法递送电路系统203可以利用同一组组件来提供起搏疗法和抗快速性心律失常电击疗法两者。在仍其它情况下，疗法递送电路系统203可以共享起搏和电击疗法组件中的一些起搏和电击疗法组件，而将其它组件仅用于起搏或电击递送。
疗法递送电路系统203可以包含充电电路系统、一个或多个电荷储存装置(如一个或多个电容器)以及控制何时将一个或多个电容器放电到电极212和脉冲宽度的切换电路系统。将电容器充电到经过编程的脉冲幅度以及针对经过编程的脉冲宽度对电容器进行放电可以由疗法递送电路系统203根据从处理电路系统200接收的控制信号来执行，所述控制信号由处理电路系统200根据存储在存储器201中的参数来提供。处理电路系统200例如根据存储在存储器201中的参数来控制疗法递送电路系统203通过一种或多种电极212的组合将生成的疗法递送到心脏。疗法递送电路系统203可以包含切换电路系统以选择例如在由处理电路系统200控制时使用可用电极212中的哪个可用电极来递送疗法。
通信电路系统205包含用于与如图1和图2A-2B中所示出的外部装置11、收发器16或另一个IMD或传感器(如传感器电路18)等另一个装置通信的任何适合的硬件、固件、软件或其任何组合。再次参考图10，在处理电路系统200的控制下，通信电路系统205可以借助于如天线209等天线(其可以是内部的和/或外部的)从外部装置11或另一个装置接收下行链路遥测并且将上行链路遥测发送到所述外部装置或所述另一个装置。在一些实例中，通信电路系统205可以例如通过收发器16与本地外部装置通信，并且处理电路系统200可以通过本地外部装置和计算机网络(如由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
网络)与联网的计算装置通信。
如上文所描述的，在一些实例中(即，在使用单个接收/通信天线的情况下)，天线信号可以从遥测通信电路系统205切换到再充电电路系统206。在其它实例中，一个或多个再充电天线/线圈与通信/遥测天线分离。例如，天线209可以通过切换装置210在耦接到通信电路系统205与耦接到装置再充电电路系统206之间进行切换，其中切换装置210可以由处理电路系统200来控制以确定何时天线209耦接到通信电路系统205以及何时天线209耦接到装置再充电电路系统206。
在各个实例中，处理电路系统200耦接到装置再充电电路系统206，并且接收由于由天线通过出于对电源204进行再充电的目的而施加在IMD 15上的磁能接收到的电能而在天线209或天线211中感应的信息(如电流水平)。处理电路系统200可以将这个信息和其它信息(例如，与电源204相关联的充电速率和温度信息)以输出信号的形式提供给通信电路系统205以从IMD 15传输到一个或多个外部装置(如收发器16)。这个所传输的信息可以由外部装置用来控制再充电过程的一个或多个方面。
例如，定位在IMD 15外部的再充电线圈或一对线圈的定位和/或施加到其的功率水平以及生成施加在IMD 15上的一个或多个磁场可以使用从IMD 15传输的这个信息来控制。用于激励生成出于对电源204进行再充电的目的而施加到IMD 15上的一个或多个磁场的一对线圈中的线圈的电参数的设置可以使用从IMD 15传输的这个信息来控制。另外，从IMD 15传输的其它信息(如温度和场强度信息)可以用于例如通过调节由一个或多个外部线圈生成的场强度来控制再充电过程，或例如关闭一个或多个外部线圈以停止再充电过程。
临床医生或其它用户可以使用外部装置11或被配置成通过通信电路系统205(例如，通过收发器(如收发器16))与处理电路系统200通信的另一个本地的或联网的计算装置从IMD 15检索数据。临床医生还可以使用外部装置11或另一个本地的或联网的计算装置对IMD 15的参数进行编程。在一些实例中，临床医生可以选择用于确定当日时间和目标活动水平的患者参数以确定何时使用传感器207、加速度计208和/或通过感测电路系统202触发进行测量。
在各种实例中，处理电路系统200被配置成接收来自感测电路系统202、包含加速度计208的传感器207的信号和/或由IMD 15外部的传感器提供的传感器信号，以对这些传感器信号进行处理以直接基于传感器信号生成或从所述传感器信号导出一个或多个输入参数。输入参数与与患者(如IMD 15可以植入体内的患者12)相关联的一个或多个生理学参数的一个或多个值相关联。与输入参数相关联的生理学参数可以包含与患者相关联的活动计数、呼吸速率(respiration rate/breathing rate)、移动、姿势和姿势变化。与这些输入参数相关联的值可以是直接根据输入参数测量到的或针对这些输入参数导出的值。
例如，例如以每分钟心跳或心动周期长度测量的心率的值可以被确定为与在某个预定时间段上测量到的患者的心率相关联的输入参数的当前值(例如，最近的值)。类似地，例如以每分钟呼吸次数或呼吸周期长度测量的呼吸速率的值可以被确定为与在某个预定时间段内测量到的患者呼吸速率相关联的输入参数的当前值(例如，最近的值)。
类似地，可以确定其它输入参数的值，如活动计数(例如，基于例如以患者每分钟所迈出的步数测量的患者的移动)、体温和例如患者的姿势(例如，躺下、站立、坐着)的当前值。在一些实例中，生理学参数的当前值可以是一段时间内的测量值的平均值或中间值。这些参数可以用于监测患者的身体状况，和/或基于对由IMD 15从一个或多个外部装置接收到的感测到的参数和/或指令的分析来确定向患者施用的疗法的有效性和/或向患者施用新的或不同的疗法(如新的或不同的电刺激疗法)的需要。
图11展示了根据本公开中所描述的各个实例的包含可耦接到可植入医疗装置的可再充电电源223的一个或多个接收线圈的示意图215。图11中所展示的一个或多个接收天线和/或另外的电路系统可以表示可植入医疗装置(如图1中所示出的IMD 15A或IMD 15B或如图2A-2B中分别示出的装置30/30A)内包含的或可以耦接到所述可植入医疗装置的接收天线配置。示意图215包含可以通过由再充电电路系统206控制的切换装置222耦接到可再充电电源223的一个或多个接收线圈216、218。在一些实例中，可再充电电源223是电源204，并且再充电电路系统206是参考图10中的IMD 15所展示和所描述的电路系统，并且可再充电电源223被配置成向可植入医疗装置(如IMD 15)的电路系统提供电力以允许装置进行操作。一个或多个接收线圈218、218可以是如参考图10所展示和所描述的天线209或天线211的配置的实例。
参考图11，接收线圈216可以由被配置为根据贯穿本公开所描述的接收线圈中的任何接收线圈的接收线圈或其任何等效物的电导体形成。例如，接收线圈216可以是被配置为或类似于如参考图4A-4B所展示和所描述的接收线圈70的扁平螺旋缠绕线圈。在一些实例中，接收线圈216可以是被配置为或类似于如参考图5A-5C所展示和所描述的接收线圈90、如参考图5D所展示和所描述的双绕组线圈配置102或如参考图7A-7C所展示和所描述的多环路无穷大形状的线圈的无穷大形状的线圈。图11中的接收线圈216的示意性表示说明了本公开中所描述的任何类型的接收线圈和其等效物。例如，在接收线圈216被布置为无穷大形状的线圈的配置中，对如图11中所展示的接收线圈216的绕组的描绘旨在表示接收线圈的配置中可以包含的多个环路和一个或多个交叉区域。
在一些实例中，如图11中所示出的接收线圈216可以附连到铁氧体片材216A。无论接收线圈216是否也附连到铁氧体片材216A(例如参考图3A-3B所展示和所描述的实例中参考接收线圈55所展示和所描述的)，接收线圈216都可以沿装置的天线窗口的内表面的曲率定位。接收线圈216可以被配置为定位在可植入医疗装置的内腔内的扁平螺旋缠绕线圈，例如参考图3A中的装置30或图3B中的装置30A的接收线圈65所展示和所描述的。图11中作为扁平螺旋缠绕线圈的接收线圈216的配置可以或可以不包含附连到铁氧体片材(如铁氧体片材216A)的接收线圈。
如图11中所示出的，电容器216B与接收线圈216并联耦接。电容器216B可以关于电容值被设定大小，从而与接收线圈216结合形成具有与可以由出于将电流感应到接收线圈216中的目的而施加到接收线圈216上的一个或多个外部生成的磁场施加的频率相匹配的谐振频率的储能电路。当与与储能电路的谐振频率不匹配的其它频率相比时，将包括接收线圈216和电容器216A的储能电路调谐成具有与预期施加到接收线圈216上的一个或多个磁场的频率相匹配的谐振频率允许较高水平的耦接效率在一个或多个所施加的磁场与接收线圈216之间实现。二极管216C与接收线圈216的第一端部和电容器216B的端子串联耦接。接收线圈216的第二端部耦接到公共电压节点220。在一些实例中，二极管216C是肖特基(Schottky)二极管。二极管216C被配置成整流由标记为“I(线圈_1)”的箭头说明性地表示的感应到接收线圈216中的任何电流，使得由于一个或多个外部所施加的磁场而在接收线圈216中生成的所有电流将在指示为“I(线圈_1)”的方向上流动通过二极管216C并且朝向节点219。在一些实例中，最小的电压水平是正向偏置二极管216C所需要的，并且因此没有电流将被设置为电流“I(线圈_1)”直到正向偏置二极管216C所需的最小的电压水平存在，从而导致最小的初始电流水平由感应到接收线圈216中的电流来提供。
在接收线圈216是示意图215所描绘的系统中包含的唯一接收线圈的实例中，通过将一个或多个外部生成的磁场施加到接收线圈216上而提供的感应电流被提供给节点219作为可用于执行对可再充电电源223进行再充电的再充电电流的总量。在其它实例中，另外的接收线圈可以包含在示意图215所描述的系统中。加法接收线圈可以提供也可以与来自接收线圈216的电流在一起进行求和并且提供给节点219的一个或多个加法感应电流。
如示意图215中所示出的，示意图215中所展示的系统可以包含第二接收线圈218。第二接收线圈218可以使用上文参考接收线圈216所描述的配置中的任何配置来配置。第二接收线圈218可以被配置为扁平螺旋缠绕线圈或具有例如两个或三个环路的无穷大形状的线圈。第二接收线圈218可以或可以不附连到铁氧体片材218A。第二接收线圈218可以沿装置的天线窗口40的内表面51定位，或可以如上文参考接收线圈216所描述的定位在装置的内腔内。如上文参考接收线圈216所描述的，以类似的方式并且为了提供类似功能，第二接收线圈218可以耦接到电容器218B和二极管218C。例如，电容器218B可以关于电容值被设定大小，从而与接收线圈218结合形成具有与可以由出于将电流感应到接收线圈218中的目的而施加到接收线圈218上的一个或多个外部生成的磁场施加的频率相匹配的谐振频率的储能电路。在各个实例中，通过第二接收线圈218和电容器218A形成的储能电路的谐振频率与通过第一接收线圈216和电容器216B形成的储能电路的谐振频率相同。因此，接收线圈216、218中的每个接收线圈(以及类似地，由圆点217表示的任何另外的线圈)被配置成针对在谐振频率下提供的给定水平的磁场强度(与在其它非谐振频率下的磁场相比)提供最大水平的耦接效率。第二接收线圈218可以被配置成在具有足够磁场强度的一个或多个磁场施加到接收线圈218上时向节点219提供由箭头“I(线圈_N)”说明性地表示的电流。
在各个实例中，示意图215中所展示的系统可以包含多于两个接收线圈。另外的线圈由总体上由括号217指示的“圆点”说明性地表示。在此类实例中，一个或多个单独的另外的接收线圈可以使用如上文参考接收线圈216和218所描述的线圈配置和定位配置中的任何线圈配置和定位配置来布置，并且可以包含另外的装置，如以与上文参考与接收线圈216和218相关联的电容器和二极管所描述的方式相同或类似的方式分别耦接到这些另外的线圈中的每个另外的线圈的电容器和二极管。
示意图215中所展示的具有两个或更多个线圈的系统的配置可以具有线圈，其中所述线圈中的每个线圈以相同的线圈配置(如两个或更多个扁平螺旋缠绕线圈或两个或更多个无穷大形状的线圈)来配置。示意图215中所展示的具有两个或更多个接收线圈的系统的配置不限于将接收线圈针对每个线圈唯一地或全部地以相同的线圈配置(如相同的扁平螺旋缠绕线圈配置或相同的无穷大形状的线圈配置)来配置。在一些实例中，接收线圈中的至少一个接收线圈可以以第一配置(如扁平螺旋缠绕配置)来配置，其中至少一个加法接收线圈以无穷大形状的线圈(例如，分别如图3B中所展示和所描述的线圈65和55)来配置。对于包含两个或更多个接收线圈的系统，以一定量在线圈中的向节点219提供电流的给定线圈中生成的任何电流可以在一起进行求和以提供指示为“I(总和)”的总再充电电流。
如图11中所示出的，平滑电容器221可以耦接在节点219与公共电压节点220之间以平滑提供给节点220的电流中的任何快速变化。要使用“I(总和)”电流进行再充电的电源223通过切换装置222耦接到节点219。切换装置222不限于任何特定类型的装置，并且在一些实例中，可以是由再充电电路系统206控制的半导体装置(如晶体管)。当对切换装置222进行操作以将节点219耦接到电源223时，由一个或多个接收线圈提供给节点219的电流可以通过切换装置222提供给电源223的第一端子。电源223的第二端子耦接到公共电压节点220。当耦接到节点219时，电流到电源223的第一端子的流动提供电能来源以对电源223进行再充电。在各个实例中，再充电电路系统206被配置成通过控制切换装置222来控制节点219到电源223的耦接，并且因此调节和控制电源223从节点219接收电流的速率和间隔。
再充电电路系统206可以包含感测电路系统225。感测电路系统225可以包含被配置成例如感测与图11中所展示的装置的操作相关联的一个或多个参数的传感器和传感器处理电路系统(图11中未示出)。例如，感测电路系统225可以包含被配置成感测由接收线圈216、218和217(如果设置)中的一个或多个接收线圈提供的电流水平的一个或多个传感器。感测电路系统225可以包含被配置成感测提供给电源223作为电流“I(总和)”的电流水平的一个或多个传感器。感测电路系统225还可以包含被配置成感测其它参数(如电源223的温度和/或接收线圈、再充电电路系统206和电源223所定位的装置内的温度)的一个或多个传感器。再充电电路系统206可以被配置成接收使用感测电路系统225感测到的电信号和/或从电信号导出的数据，并且至少部分地基于这些感测到的信号和/或从这些感测到的信号导出的信息来控制对电源223进行的再充电。
感测电路系统225可以包含被配置成测量存在于电源223处的电压水平和/或再充电水平的一个或多个传感器。指示已经相对于电源223竞争的电压水平和/或再充电水平的从感测电路系统225感测到的电信号和/或从电信号导出的信息也可以由再充电电路系统206用作控制对电源223进行的再充电的基础。例如，再充电电路系统可以将这些信号和/或从这些信号导出的信息用作通过切换装置222控制在节点219与电源223之间提供的耦接来调节从节点219提供给电源223的电流的基础。
在一些实例中，可以包括电阻性负载的分流装置224可以耦接到切换装置222，使得切换装置222可以将分流装置224耦接到节点219。在各个时间时，当再充电电路系统206确定再充电电流不施加到电源223但是其中再充电电流正在感应到线圈中一个或多个线圈中时，分流装置224到节点219的耦接可以用于耗散电流并且因此耗散施加在线圈216、218和217(当设置时)上的能量。在一些实例中，当确定应当暂时或永久终止对电源223的再充电时，再充电电路系统206可以断开节点219与电源223之间的耦接。当没有将节点219耦接到电源223时，再充电电路系统206和切换装置222可以被配置成任选地将分流装置224耦接或不耦接到节点219。
图12是展示了根据本公开中所描述的各个实例的用于对可植入医疗装置15进行感应再充电的系统230的示例配置的功能框图。系统230包含：电耦接到单个再充电线圈232的外部再充电电路系统231；在一些实例中，或包括第一线圈232和第二线圈233的一对再充电线圈；在一些实例中，定位在具有根据本公开中所描述的各个实例的植入式IMD 15的患者12体外的一个或多个再充电线圈。在一些实例中，单个线圈232可以是被布置成在邻近于IMD 15的区域中接近患者12放置并且在一些实例中与所述患者直接接触的扁平平面线圈。单个线圈232可以被电激励并且被配置成提供可以出于对IMD内的电源进行再充电的目的而施加在植入式医疗装置(如被说明性地表示为植入患者12体内的IMD 15)上的时变磁场。在一些实例中，线圈232可以被布置为包含第二线圈233的一对线圈中的第一线圈，所述一对线圈232、233在物理上被布置成使得可以出于对IMD内的电源进行再充电的目的而施加在植入式医疗装置(如IMD 15)上的时变磁场在线圈被电激励时在线圈之间生成。在一些实例中，线圈232和233可以在物理上被布置并且在电学上被配置为亥姆霍兹线圈。如图12中所示出的线圈232和/或线圈232和233相对于患者12和IMD 15的布置不一定旨在说明例如关于线圈232或一对线圈232和233以及患者12/IMD 15在对IMD 15进行的再充电正在发生的时间段期间的定位和/或比例的实际的布置，并且旨在说明示例系统230的各种特征。
如图12中所示出的，线圈232(和线圈233(当提供时))耦接到再充电电路系统231。再充电电路系统231包含被布置成提供并且控制线圈232和/或线圈对232/233的电激励的各种电气装置，以便在IMD被定位成接近线圈232或在线圈对232/233之间时生成可以施加到IMD 15上的一个或多个时变磁场。在各个实例中，IMD 15包含定位在IMD内或耦接到所述IMD的接收天线、布置为本公开中所描述的接收天线配置中的任何接收天线配置的实例或其任何等效物的接收天线配置。接收天线布置可以被配置成无论施加在IMD 15上的由线圈232和/或线圈232/233生成的磁场的定向的方向如何并且针对由一个或多个所施加的磁场施加到IMD的给定磁场强度都在接收天线配置的接收线圈中的一个或多个接收线圈中生成至少最小水平的感应电流。因此，为了无论IMD 15相对于所施加的磁场的方向的定向如何都实现施加在IMD 15上的磁场与IMD的接收天线配置之间的可接受水平的感应耦接效率，可能不需要精心设计的对准设备系统和/或另外的和更复杂的线圈对准程序。
例如，当在IMD 15植入患者12体内时对定位在IMD 15内的电源进行再充电时，可以将单个线圈232放置在接近IMD 15并且在患者12外部的定位，例如覆盖和/或接触患者12的邻近于IMD 15已经植入的位置的区域，如患者的胸部。在一些实例中，IMD 15可以被认为是深度植入式装置，例如植入在患者12的心脏的腔室内的装置。当如上文所描述的定位时，线圈232可以被激励以生成远离线圈232延伸并且施加到IMD 15和定位在IMD 15内的多轴线天线上的时变磁场。因为IMD 15的接收天线配置至少在某种程度上是无方向性的，所以所施加的磁场的方向相对于IMD 15和接收天线配置的定向的精确对准不是关键的或需要的并且可以是随机的相对定向。
尽管此种随机的相对定向，至少最小水平的再充电电流可以针对由线圈232提供的给定水平的磁场强度感应到IMD 15的接收天线配置中。缺少对磁场与IMD 15的定向之间的精确或特定对准的需求可以允许在不需要执行复杂的对准程序的情况下和/或在不需要提供和操作复杂的对准设备来对准线圈232和IMD 15的情况下对IMD的电源进行高效和快速的再充电。在一些实例中，简单地将线圈232定位为接近IMD 15的区域(例如，横跨患者12的胸部在IMD 15的植入区域中的区域)的单个线圈足够允许由线圈232生成的磁场与IMD的接收天线配置之间的高效水平的感应耦接。
以类似的方式，当使用一对线圈232和233对IMD 15的电源进行再充电时，在线圈232与线圈233之间的区域中生成的磁场的方向与IMD 15的定向的相对对准关于实现磁场与IMD的接收天线配置之间的高效水平的感应耦接可能不是关键的。当IMD 15定位在线圈对232、233之间的区域中时，线圈对可以被激励以生成在所述一对线圈之间延伸并且可以施加到IMD 15和定位在IMD 15内的接收天线配置上的时变磁场。使用线圈对232、233可以在线圈之间的整个区域提供更均匀的磁场，并且因此在仍然提供用于将再充电电流感应到IMD的接收天线配置中的高效水平的感应耦接时进一步减少或消除确定IMD 15相对于线圈232、233的定位的特定定位的需要。进一步，因为这些示例IMD的接收天线配置在某种程度上是无方向性的，所以在线圈232与线圈233之间生成的所施加的磁场的方向相对于IMD 15和接收天线配置的定向的对准不是关键的或需要的并且可以是随机的相对定向。尽管这种随机的相对定向，至少最小水平的再充电电流可以针对由一对线圈232和233提供的给定水平的功率感应到IMD 15的接收天线配置中。
缺少对由线圈对232、233生成的磁场与IMD 15的定向之间的精确或特定对准的需求可以允许在不需要执行复杂的对准程序的情况下和/或在不需要提供和操作复杂的对准设备来对准线圈对232、233和IMD 15的情况下对IMD的电源进行高效和快速的再充电。在一些实例中，简单地将IMD 15定位在线圈232与线圈233之间的区域内(例如，通过将线圈232和233定位在患者12的相对侧上使得两个线圈共有的纵向轴线与IMD 15对准)足够允许由所述一对线圈232、233生成的磁场与IMD的接收天线配置之间的高效水平的感应耦接。使用一对线圈232、233可以进一步简单地对IMD 15相对于线圈对的定位的需求，并且在线圈232与线圈233之间提供的相对均匀水平的磁场可以允许简单地将IMD定位在线圈之间的区域中的某处，并且从而激励线圈对以实现磁场与IMD的接收天线配置之间的高效水平的感应耦接。
再充电电路系统231可以耦接到包含显示器236A和允许用户通过计算装置236与再充电电路系统231交互的一个或多个输入装置236B(如键盘和/或计算机鼠标)的计算装置236。计算装置236可以通过有线连接236C和/或通过无线连接236D通信地链接到再充电电路系统231。在各个实例中，计算装置236被配置成允许用户(如医生或技术人员(图12中均未示出))在对IMD 15执行的再充电会话期间操作和控制再充电电路系统231。进一步地，从IMD 15接收(例如，由计算装置236接收)的反馈可以用于控制和调整再充电电路系统231的各个方面，包含调整施加在IMD 15上的磁场的场强度以及控制再充电过程的持续时间。
在一些实例中，来自IMD 15的反馈包括通过由线圈232或由线圈对232和233提供的能量的感应耦接而在IMD 15的接收线圈中感应到的电流水平的值。由IMD 15提供的其它信息(如由IMD 15生成的温度、充电速率和充电信息的百分比)可以从IMD 15传输到计算装置236或其它外部装置，并且由再充电电路系统231用于控制线圈232和233的激励和/或确定何时终止和/或调节施加到由再充电电路系统231对IMD 15执行的再充电过程的功率水平。
系统230进一步包含可以通过网络237通信地耦接到IMD 15、计算装置236和/或外部装置234的外部计算装置，如服务器238和一个或多个其它计算装置241A-241N。在这个实例中，IMD 15可以在不同时间处和/或在不同位置或设置中使用其通信电路系统以通过第一无线连接与外部装置234通信和/或通过第二无线连接与接入点235通信。在图12的实例中，计算装置236、接入点235、外部装置234、服务器238和计算装置241A-241N互连并且能够通过网络237彼此通信。
接入点235可以包括通过各种连接中的任何连接(如电话拨号、数字用户线(DSL)或电缆调制解调器连接)连接到网络237的装置。在其它实例中，接入点235可以通过不同形式的连接(包含有线连接或无线连接)耦接到网络237。在一些实例中，接入点235可以与患者共同定位。接入点235可以例如周期性地或响应于来自患者或来自网络237的命令来询问IMD 15，以从IMD 15检索生理学测量和/或其它操作或患者数据。接入点235可以通过网络237将检索到的数据提供给服务器238。在各个实例中，接入点235可以是上文所描述的收发器16的任何实例。
在一些情况下，服务器238可以被配置成为已经从IMD 15、从再充电电路系统231和/或从外部装置234收集到的数据提供安全存储位点。在一些情况下，服务器238可以通过计算装置241A-241N将数据汇编在网页或其它文档中以供受过训练的专业人员(如临床医生)查看。在一些方面，图12的所展示的系统230可以用类似于由爱尔兰都柏林的美敦力公司开发的
网络提供的通用网络技术和功能的通用网络技术和功能来实施。
在一些实例中，计算装置236、接入点235、服务器238或计算装置241A-241N中的一个或多个可以被配置成执行(例如，可以包含被配置成执行以下的处理电路系统)本文中例如参考IMD 15和外部装置234的处理电路系统所描述的与对定位在IMD 15内的电源进行再充电有关的技术中的一些或全部技术。在如图12中所示出的系统230的实例中，服务器238包含可以被配置成存储从IMD 15和/或外部装置234接收的生理学数据和其它数据的存储器239和可以被配置成提供如本文中所描述的归属于IMD 15的处理电路系统的功能中的一些或全部功能的处理电路系统240。例如，处理电路系统240可以提供由再充电电路系统231使用的可以在提供对定位在IMD 15内的电源进行的感应再充电的过程中使用的编程和/或参数。
图13展示了根据本公开中所描述的各个实例的可以由信号发生器生成并且施加到再充电系统的一个或多个再充电线圈的代表性波形251、261的曲线图250、260。根据本公开中所描述的各个实例，代表性波形251、261可以由信号发生器(如参考图12所展示和所描述的再充电电路系统231中包含的信号发生器)生成并且施加到耦接到再充电电路系统的线圈(例如，图12的线圈232或一对线圈232和233)。在图13中，曲线图250展示了随时间推移(时间由水平轴线253表示)具有相对于竖直轴线252绘制的幅度值的方波的示例波形251。波形251包括峰到峰幅度254和循环周期255。在各个实例中，波形251的峰到峰幅度254可以包括10mV到100伏的电压范围，在一些实例中为5伏。在一些实例中，峰到峰幅度取决于正在向其提供波形251的所选择的功率放大器，以便生成用于激励被布置为再充电系统中的再充电线圈的一个线圈或一对电线圈的输出。
在一些实例中，由波形251驱动的功率放大器是能够基于具有峰到峰幅度10-200mV的可变输入信号来提供400瓦输出信号的固定放大功率放大器。在一些实例中，参考电压水平256可以包括零伏参考电压，其中波形251的一部分被设置在与参考电压256相比为较高电压的电压水平处，并且波形251的一部分被设置在小于参考电压水平256的电压水平处。在各个实例中，周期255内的波形251的占空比提供百分之五十占空比。在各个实例中，周期255内的波形251的占空比提供除百分之五十占空比之外的占空比。在各个实例中，波形251的时间周期255的范围为100微秒到100纳秒，表示波形251的频率范围为10kHz到10MHz。
在一些实例中，具有对应于波形251的波形的电压可以施加到单个再充电线圈，以生成可以出于对植入式医疗装置的电源进行再充电的目的而施加在植入式医疗装置的接收天线配置上以将再充电电流感应到接收天线配置中的磁场。接收天线配置可以是贯穿本公开所描述的被配置成无论由单个再充电线圈生成的磁场的方向相对于植入式医疗装置的定向的定向如何都针对与所施加的磁场相关联的给定能量水平至少提供最小水平的再充电电流的接收天线配置的实例中的任何实例。
在一些实例中，具有对应于波形251的波形的电压可以施加到一对线圈，以在所述一对线圈之间生成可以施加在定位在所述一对线圈之间的区域中的植入式医疗装置的接收天线配置上的总体上均匀的磁场。出于对植入式医疗装置的电源进行再充电的目的，可以使用均匀的磁场将再充电电流感应到接收天线配置中。接收天线配置可以是贯穿本公开所描述的被配置成无论由一对线圈生成的磁场的方向相对于植入式医疗装置的定向的定向如何都针对与所施加的磁场相关联的给定能量水平至少提供最小水平的再充电电流的接收天线配置的实例中的任何实例。
在一些实例中，具有相同电参数(如波形251的幅度、占空比和相位)的电能施加到用作再充电线圈的一对线圈中的每个线圈。施加到第一电线圈并且同时施加到第二电线圈的波形251的电参数之间的差异的其它和/或不同组合不限于波形的幅度254的变化，并且可以包含其它变化，如施加到例如第一线圈的波形的占空比与施加到第二电线圈的波形的占空比相比的差异。
曲线图260展示了随时间推移(时间由水平轴线263表示)具有相对于竖直轴线262绘制的不同的幅度值的正弦波形的示例波形261。波形261包括峰到峰幅度264并且具有周期265。在各个实例中，波形261的峰到峰幅度264可以包括10mV到100伏的电压范围，在一些实例中为5伏。在一些实例中，峰到峰幅度取决于期望的峰磁场强度和所采用的功率放大器的容量。在一些实例中，由波形261驱动的功率放大器是固定的400瓦功率放大器，在其它实例中，功率放大器包括介于2瓦与1kW之间的可变输出。在一些实例中，参考电压水平266可以包括零伏参考电压，其中波形261的一部分提供高于参考电压水平266的电压水平，并且波形261的每个周期的另一个部分包括低于参考电压水平266的电压值。在各个实例中，周期265上的波形261的占空比提供高于参考电压水平266的电压水平的百分之五十占空比。在各个实例中，波形261的时间周期265的范围为100微秒到100纳秒，表示波形261的频率范围为10kHz到10MHz。
在一些实例中，具有对应于波形261的波形的电压可以施加到单个再充电线圈，以生成可以出于对植入式医疗装置的电源进行再充电的目的而施加在植入式医疗装置的接收天线配置上以将再充电电流感应到接收天线配置中的磁场。接收天线配置可以是贯穿本公开所描述的被配置成无论由单个再充电线圈生成的磁场的方向相对于植入式医疗装置的定向的定向如何都针对与所施加的磁场相关联的给定能量水平至少提供最小水平的再充电电流的接收天线配置的实例中的任何实例。
在一些实例中，具有对应于波形261的波形的电压可以施加到一对线圈，以在所述一对线圈之间生成可以施加在定位在所述一对线圈之间的区域中的植入式医疗装置的接收天线配置上的总体上均匀的磁场。出于对植入式医疗装置的电源进行再充电的目的，可以使用均匀的磁场将再充电电流感应到接收天线配置中。接收天线配置可以是贯穿本公开所描述的被配置成无论由一对线圈生成的磁场的方向相对于植入式医疗装置的定向的定向如何都针对与所施加的磁场相关联的给定能量水平至少提供最小水平的再充电电流的接收天线配置的实例中的任何实例。
在一些实例中，具有相同电参数(如波形261的幅度、占空比和相位)的电能施加到用作再充电线圈的一对线圈中的每个线圈。施加到第一电线圈并且同时施加到第二电线圈的波形261的电参数之间的差异的其它和/或不同组合不限于波形的幅度264的变化，并且可以包含其它变化，如施加到例如第一线圈的波形的相位与施加到第二线圈的波形的相位相比的差异。
图14是展示了根据本公开中所描述的各个实例的方法300的流程图。方法300包含对定位在植入患者体内的植入式医疗装置30中的电源进行再充电。方法300还设想通过将来自从植入式装置外部生成的磁场的电能感应耦接到植入式装置内的接收天线配置来提供电能以对植入式医疗装置进行供电和操作。方法300被描述为由如参考图12所展示和所描述的系统230来执行如参考图2A-9B中的任何一个所展示和所描述的对具有定位在装置内的接收天线配置的可植入医疗装置30执行的再充电过程。然而，方法300不限于执行系统230对植入式医疗装置执行再充电过程的实例，并且方法300不限于对装置30的实例执行的再充电过程。方法300的过程设想具有如贯穿本公开所描述的被配置成出于对植入式医疗装置的电源进行再充电的目的而将再充电电流感应到天线中的接收天线配置的实例和其任何等效物的其它装置。
方法300包含系统230的外部再充电电路系统231激励至少一个再充电线圈(例如，线圈232或一对线圈232、233)以生成磁场(框302)。在外部再充电电路系统的再充电线圈是单个再充电线圈(如线圈232)的情况下，根据贯穿本公开所描述的实例中的任何实例，再充电线圈可以是扁平螺旋缠绕平面线圈。在再充电线圈包括一对线圈(如线圈232和233)的情况下，所述一对线圈可以根据贯穿本公开所描述的几对线圈中的任何一对线圈(包含被布置成形成亥姆霍兹线圈的线圈232和233)在物理上被布置并且被电激励。
方法300包含在植入式医疗装置30的接收天线配置处接收一个或多个所生成的磁场(框304)。在一些实例中，植入式医疗装置包含将使用通过所施加的磁场感应到植入式医疗装置的接收天线配置中的电能进行再充电的可再充电电源(如电池39(图2A-2B))。在一些实例中，植入式医疗装置被配置成使用感应到装置的接收天线配置中的电能来为植入式医疗装置的电路系统供电以便操作植入式医疗装置。在利用单个再充电线圈来生成磁场的一些实例中，将磁场施加到植入式医疗装置30的接收天线配置上包含将再充电线圈放置接近具有要再充电的植入式医疗装置的患者的邻近于植入式装置的位置的外部区域或表面并且在一些实例中与所述外部区域或表面接触。在利用一对线圈来生成磁场的一些实例中，将磁场施加到多轴线天线上可以包含将患者以及因此植入式医疗装置30定位在定位在所述一对线圈232、233之间的区域内。
接收天线配置可以包含如贯穿本公开所描述的接收线圈的实例中的任何实例，并且可以包含如本公开中所描述的被配置成在磁场施加在一个或多个接收线圈上时在一个或多个接收线圈中生成一个或多个感应电流并且将所生成的电流提供给植入式医疗装置的另外的电路系统的接收线圈中的两个或更多个接收线圈的组合。
在方法300的一些实例中，接收天线配置包含包括形成线圈绕组的电导体的至少一个接收线圈，所述线圈绕组定位在由可植入医疗装置的壳体包围的内腔内，所述线圈绕组形成为符合壳体的至少部分地包围内腔的内表面的至少一部分的曲率的弯曲形状，所述线圈绕组被定位成邻近于内表面的曲率，使得所述线圈绕组沿内表面的曲率弯曲并且被定位成邻近于所述内表面的所述曲率。电导体可以包括贯穿本公开所描述的任何形式的电导体，包含由导电金属(如铜)形成的导线或多股导体(如利兹线)。
被定位成邻近于壳体的内表面的线圈绕组可以包含螺旋缠绕平面线圈，如参考图4A-4B所展示和所描述的接收线圈70。被定位成邻近于壳体的内表面的线圈绕组可以包含无穷大形状的线圈绕组，如参考图5B-5C所展示和所描述的接收线圈90或参考图5D所展示和所描述的双绕组线圈配置102。被定位成邻近于壳体的内表面的线圈绕组可以包含包括三个环路的无穷大形状的线圈绕组，其中线圈绕组的第一环路和第二环路附连到壳体的内表面或被定位成邻近于所述内表面，并且包含符合如图7B中所展示和所描述的内表面的曲率的沿第一和第二环路的纵向轴线的曲率。线圈绕组的第三环路被定向成使得第三环路的线圈绕组的中心轴线对应于可植入医疗装置的纵向轴线并且位于如图7B中所展示和所描述的垂直于装置的纵向轴线的平面或一组共面平面中。在一些实例中，壳体的包含内表面的一部分包括天线窗口，如通过本公开所描述的天线窗口40。在一些实例中，壳体的所述部分不是由单独的天线窗口形成的，并且包含在壳体的一部分中，如图2B中所展示的第二壳体部分36。
方法300的接收天线配置可以包含可以单独地耦接到可植入医疗装置的再充电电路系统206的多个接收线圈，每个接收线圈被配置成在电流感应到接收线圈中时向所述再充电电路系统提供单独的电流。接收天线配置和/或再充电电路系统被配置成将由接收天线配置的一个或多个接收线圈提供的单独的电流求和在一起以生成再充电电流。再充电电流可以施加到再充电电源(电池39-图2A-2B)以对可再充电电源进行再充电，或用于对可植入医疗装置的电路系统进行电力供电和操作。
在具有多个接收线圈的接收天线配置的一些实例中，第一接收线圈55可以被定位成邻近于符合壳体(其可以包括天线窗口40)的内表面的一部分的曲率的弯曲形状并且包括所述弯曲形状，而第二接收线圈65被定位为定位在天线窗口的内腔53内的扁平平面线圈，如参考图3A所展示和所描述的。第一接收线圈可以是螺旋缠绕平面线圈(如参考图4A所展示和接收的接收线圈70)，或可以是无穷大形状的线圈(如参考图5B-5C所展示和所描述的接收线圈90或参考图5D所展示和所描述的双绕组线圈配置102。第一接收线圈55和/或第二接收线圈65可以分别附接到单独的铁氧体片材。
在具有多个接收线圈的接收天线配置的一些实例中，第一接收线圈55可以被定位成邻近于符合壳体(其可以包含天线窗口40)的内表面的第一部分的曲率的弯曲形状并且具有所述弯曲形状，并且第二接收线圈112可以被定位成邻近于符合天线窗口的内表面第二部分的曲率的弯曲形状并且具有所述弯曲形状，如参考图6所展示和所描述的。在这个实例中，第一接收线圈55和第二接收线圈112之一或两者可以包括螺旋缠绕平面线圈或无穷大形状的线圈绕组。第一接收线圈55和/或第二接收线圈65可以分别附接到单独的铁氧体片材。在这个实例中，接收天线配置可以进一步包含如参考图6所展示和所描述的定位在天线窗口的内腔53中的第三接收线圈65。第三接收线圈65可以包括可以或可以不附连到铁氧体片材66的扁平螺旋缠绕线圈绕组。
在具有多个接收线圈的接收天线配置的一些实例中，接收天线配置可以包括具有第一环路、通过第一交叉区域耦接到第一环路的第二环路和通过第二交叉区域耦接到第二环路的第三环路的无穷大形状的接收线圈，三环路接收线圈定位在可植入医疗装置30的天线窗口40内，如参考图7B所展示和所描述的。
在具有多个接收线圈的接收天线配置的一些实例中，接收天线配置包括具有无穷大形状的线圈绕组的第一接收线圈164和具有无穷大形状的线圈绕组的第二接收线圈174，第一接收线圈164具有弯曲形状并且被定位成邻近于壳体(其可以包含天线窗口40)的内表面的弯曲形状的第一部分，第二接收线圈174具有弯曲形状并且被定位成邻近于天线窗口的内表面的弯曲形状的第二部分，如参考图8A-8B所展示和所描述的。
在具有多个接收线圈的接收天线配置的一些实例中，接收天线配置包括多个接收线圈(例如，第一接收线圈184、第二接收线圈185、第三接收线圈186和第四接收线圈187)，所述多个接收线圈中的每个接收线圈包括具有符合天线窗口40的内表面的曲率的弯曲形状的螺旋缠绕平面线圈，其中所述多个接收线圈定位在天线窗口40的弯曲内表面周围并且邻近于所述弯曲内表面并且沿纵向轴线189彼此相邻，如图9A-9B中所展示和所描述的。多个接收线圈可以或可以不附连到定位在内表面51与单独的接收线圈之间的一个或多个铁氧体片材。
再次参考图14，方法300包含由再充电电路系统对感应到接收天线配置的至少一个接收线圈中的一个或多个电流进行求和以生成再充电电流(框306)。对所感应的电流进行求和可以包含将接收天线配置的多个接收线圈中的每个接收线圈耦接到单独的二极管，如参考示意图215和图11所展示和所描述的二极管216C、218D。在各个实例中，对所感应的电流进行求和可以包含使用电容器(如参考示意图215和图11所展示和所描述的电容器216B、218B和/或电容器221)对在接收天线配置的接收线圈中的一个或多个接收线圈中生成的一个或多个电流进行滤波。
再次参考图14，方法300包含由再充电电路系统将所生成的再充电电流施加到可植入医疗装置30的电路系统(框308)。在一些实例中，将再充电电流施加到电路系统包含将再充电电流施加到植入式医疗装置30的可再充电电源(如电池39)(框308)。在各个实例中，将再充电电流施加到电源包含通过切换装置(如切换装置222)来控制再充电电流到电源(如电源204(图10)或电源223(图11))的耦接，所述切换装置由再充电电路系统((如参考图10和/或示意图215和图11所展示和所描述的再充电电路系统206)来控制。在一些实例中，将再充电电流施加到电路系统包含将再充电电流施加到电路系统(如参考图10中的IMD 15所展示和所描述的电路系统中的任何电路系统)以对可植入医疗装置进行供电和操作。
图15是展示了根据本公开中所描述的各个实例的另一种方法320的流程图。方法320包含一种用于根据本文中所描述的装置、系统和技术制造用于将植入患者体内的植入式医疗装置的接收天线配置的方法。方法320被描述为制造用于被设计成植入患者的心脏的腔室内并且包含被配置成在磁场施加在天线上时生成再充电电流的接收天线配置的可植入医疗装置30(图2A-2B)的接收天线配置，所述再充电电流用于对装置30的电源(例如，电池39)进行再充电。然而，方法320不限于制造具有例如参考图2A-9B所展示和所描述的接收天线配置的可植入医疗装置30，并且可以应用于具有根据如贯穿本公开所描述的实例的接收天线配置和其任何等效物的各种可植入医疗装置的制造过程。
方法320包含形成用于包括至少一个接收线圈的可植入医疗装置30的接收天线配置(框322)。所述至少一个接收线圈可以包含由作为螺旋缠绕平面线圈(如参考图4A-4B所展示和所描述的接收线圈70)的电导体形成的线圈绕组。所述至少一个接收线圈可以包含由形成为包含耦接在交叉区域处的两个环路的无穷大形状的线圈绕组(如参考图5A-5C所展示和所描述的接收线圈90)的电导体形成的线圈绕组。所述至少一个接收线圈可以包含如参考图5D所展示和所描述的双绕组线圈配置102。所述至少一个接收线圈可以包含由形成包含三个环路的无穷大形状的线圈绕组(如参考图7A-7B所展示和所描述的)的电导体形成的线圈绕组。
用于形成接收线圈的线圈绕组的电导体不限于任何特定类型的电导体，并且可以是可以用于形成如贯穿本公开所描述的接收线圈的任何类型的电导体，包含由导电金属(如铜)组成的导线或多股电导体(如利兹线)。线圈绕组可以使用可以用于形成接收线圈的任何技术来形成，包含如贯穿本公开所描述的技术中的任何技术，包含扭曲电导体的线圈绕组的环路以形成如本文中所描述的无穷大形状的线圈绕组。
再次参考图15，方法320包含将天线配置的至少一个接收线圈附连到可植入医疗装置的壳体的一部分的内表面(框326)。在一些实例中，壳体的包含内表面的所述部分是单独的天线窗口部分。在一些实例中，壳体的包含内表面的所述部分不是单独的天线窗口部分，其中所述内表面包含在装置的在一个端部处附连到端盖并且在相对端部处附连到壳体的另外的部分的一部分中。将至少一个接收线圈附连到壳体的内表面可以包含将至少一个接收线圈直接附连到内表面，使得形成至少一个接收线圈的线圈绕组与内表面的至少某个部分接触。将至少一个接收线圈附连到壳体的内表面可以包含：将至少一个接收线圈附连到柔性铁氧体片材的第一表面(框324)；以及然后将铁氧体片材的与第一表面相对的第二表面附连到壳体的内表面，使得铁氧体片材定位在内表面与至少一个接收线圈的线圈绕组之间(框326)。
将至少一个接收线圈附连到壳体的内表面可以包含：弯曲至少一个接收天线的线圈绕组，使得至少一个接收线圈具有对应于壳体的内表面上的弯曲形状的弯曲形状；以及附连至少一个接收天线，因此至少一个接收天线的线圈绕组被定位成邻近于内表面并且使得至少一个接收天线的弯曲形状对应于弯曲内表面的至少一部分。在一些实例中，将至少一个接收线圈附连到壳体的内表面包含将三环路无穷大形状的线圈的第一环路和第二环路附连到壳体的内表面以及将三环路无穷大形状的线圈的第三环路定位在至少部分地由内表面包围的内腔内。
将至少一个接收线圈附连到壳体的内表面可以包含将多个接收线圈绕组直接附连到壳体的内表面(例如，没有中间的铁氧体片材)。在一些实例中，多个接收线圈包含两个单独的无穷大形状的接收线圈。在一些实例中，多个接收线圈包含多个螺旋缠绕平面线圈。将至少一个接收线圈附连到天线窗口的内表面可以包含将第二接收线圈定位在至少部分地由内表面包围的内腔内。
方法320包含将接收天线配置的一个或多个接收线圈电耦接到装置30的再充电电路系统(框328)。耦接接收天线配置可以包含将每个接收线圈的第一引线耦接到单独的二极管以及将每个接收线圈的第二引线耦接到公共电压导体。在包含多个接收线圈的接收天线配置的实例中，将接收天线配置耦接到再充电电路系统可以包含将每个接收线圈耦接到包含电二极管的电路系统，使得在接收线圈中的任何接收线圈中生成的任何电流可以在一起进行求和以生成包括在任何给定时间处由接收线圈中的任何和所有接收线圈生成的全部的一个或多个电流的再充电电流。
方法320包含将壳体的包含接收天线配置的一部分与可植入医疗装置的壳体的一个或多个另外的部分耦接(框330)。将壳体的包含接收天线配置的所述部分与壳体的另外的部分耦接可以包含将天线窗口(如天线窗口40)与第一壳体部分31和第二壳体部分36耦接，如参考图2A所展示和所描述的。在一些实例中，壳体的部分可以包含或形成为壳体的一部分(如图2B中所示出的第二壳体部分36)，并且将壳体的所述部分与壳体的其它部分耦接可以包含将壳体的包含接收天线配置的所述部分耦接到壳体的一个另外的部分(如第一壳体部分31)。
方法320包含将壳体的所述部分密封到壳体的另外的部分以产生包含接收天线配置的密封的内腔(框332)。密封天线窗口可以包含在天线窗口的顶侧与第一壳体部分31之间形成第一密封接缝41以及在天线窗口的底侧与可植入医疗装置的第二壳体部分36之间形成第二密封接缝42，如参考图2A所展示和所描述的。密封壳体的包含接收天线配置的部分可以包含在壳体的包含接收天线配置的部分与壳体的另一个部分之间形成第一密封接缝42，如参考图2B所展示和所描述的。密封壳体的部分和/或天线窗口可以包含使用任何材料(如粘合剂)和/或可以用于在用于来自壳体的看来似乎接合的部分的材料类型或天线窗口和壳体的其它部分与用于形成壳体的天线窗口所耦接的另外的部分的一种或多种材料类型之间提供气密密封的任何类型的焊接或键合工艺。
本公开中所描述的装置、系统和技术的使用不限于仅在应用于装置的再充电会话期间在装置中使用。如贯穿本公开所描述的接收天线配置的实例或其任何等效物可以包含为无源装置的一部分。在一些实例中，无源装置可以不包含能够在其期间可能需要操作装置的延长的时间段内储存电能的内部电源，其中装置可以例如通过由外部装置提供的感应耦接电能从外部装置接收电力仅在装置从外部电源被激励时的时间时和期间或时间段内进行操作。当操作无源装置时，可以包含被布置成被电激励以生成施加在结合在无源装置内或耦接到所述无源装置的接收天线配置上的磁场的传输线圈的外部装置。所施加的磁场在无源装置的接收天线配置中生成一个或多个电流，并且无源装置的另外的电路系统被布置成接收这些感应电流以对无源装置进行电力供电和操作。因为感应到接收天线配置中的这些电流用于对无源可植入医疗装置进行电力供电和操作，所以它们可以被称为“操作电流”。
一旦由感应电流供电，植入式医疗装置可以执行各种功能，包含感测与患者相关联的生理学参数，以便监测和/或诊断患者的病状和/或在通过所施加的磁场为无源装置供电时向患者提供疗法(如电刺激疗法)。在一些情况下对操作无源装置的需求可能仅需要在短时间间隔(例如，三十分钟的时间段)内并且仅周期性地(例如，每天一次或在其它实例中每周一次或每月一次)为装置供电。通过消除将电源定位在无源装置内或作为无源装置的一部分的需求，无源装置的整体大小和/或尺寸可以相对于包含为装置的一部分的电源的类似装置减小。无源装置的较小大小可以允许侵入性较小的植入以将无源装置植入在植入位点处，并且由于植入式装置的大小较小而可以有助于在植入装置之后使患者舒适。
本公开的技术可以在各种各样的计算装置、医疗装置或其任何组合中实施。所描述的单元、模块或组件中的任何单元、模块或组件也可以一起或单独地实施为离散的但可互操作的逻辑装置。将不同特征描绘为模块或单元旨在突出不同的功能方面，并且不一定暗示此类模块或单元必须由单独的硬件或软件组件来实现。相反，与一个或多个模块或单元相关联的功能可以由单独的硬件或软件组件来执行，或者集成在共用的或单独的硬件或软件组件中。
本公开中所描述的技术可以至少部分地以硬件、软件、固件或其任何组合来实施。例如，所述技术的各个方面可以在体现在编程器(如医生或患者编程器)、刺激器或其它装置中的一个或多个微处理器、数字信号处理器(DSP)、专用集成电路(ASIC)、现场可编程门阵列(FPGA)或任何其它等效的集成或离散逻辑电路系统以及这些组件的任何组合内实现。术语“处理器”、“处理器电路系统”、“处理电路系统”、“控制器”或“控制模块”通常可以是指单独的或与其它逻辑电路系统组合的前述逻辑电路系统中的任何逻辑电路系统或单独的或与其它数字或模拟电路系统组合的任何其它等效电路系统。
对于以软件实施的各个方面，归属于本公开中所描述的系统和装置的功能中的至少一些功能可以体现为有形的计算机可读存储介质(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)、电可擦除可编程只读存储器(EEPROM)、闪存、磁介质、光学介质等)上的指令。计算机可读存储介质可以被称为非暂时性的。服务器、客户端计算装置或任何其它计算装置还可以含有更加便携的可移除存储器类型以实现容易的数据传递或离线数据分析。可以执行指令以支持本公开中所描述的功能的一个或多个方面。
在一些实例中，计算机可读存储介质包括非暂时性介质。术语“非暂时性”可以指示存储介质未体现在载波或传播的信号中。在某些实例中，非暂时性存储介质可以存储可以随时间改变的数据(例如，在RAM或高速缓存中)。
已经描述了本公开的各个方面。这些以及其它方面处于以下权利要求的范围内。
Claims (15)
1.一种可植入医疗装置，其包括：
可再充电电源，所述可再充电电源耦接到定位在所述可植入医疗装置的壳体内的一个或多个电路，所述可再充电电源被配置成向所述一个或多个电路提供电力；
接收天线配置，所述接收天线配置包括至少一个接收线圈，所述至少一个接收线圈包括形成线圈绕组的电导体，所述线圈绕组定位在由所述可植入医疗装置的所述壳体包围的内腔内，所述线圈绕组形成为符合所述壳体的内表面的至少部分地包围所述内腔的至少一部分的曲率的弯曲形状，所述线圈绕组定位成邻近于所述内表面的所述曲率，使得所述线圈绕组沿所述内表面的所述至少一部分的所述曲率弯曲并且被定位成邻近于所述曲率，所述接收线圈被配置成在外部生成的磁场施加到所述至少一个接收线圈上时生成感应到所述至少一个接收线圈中的电流；以及
再充电电路系统，所述再充电电路系统耦接到所述至少一个接收线圈并且耦接到所述可再充电电源，所述再充电电路系统被配置成接收感应到所述至少一个接收线圈中的所述电流并且向所述可再充电电源提供再充电电流，
其中所述至少一个接收线圈和所述再充电电路系统被配置成针对磁场方向相对于所述可植入医疗装置的定向的多个定向为由施加在所述至少一个接收线圈上的所述磁场提供的给定水平的磁场强度至少提供最小水平的再充电电流。
2.根据权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述至少一个接收线圈的所述线圈绕组包含形成为无穷大形状的线圈绕组的电导体。
3.根据权利要求2所述的可植入医疗装置，其中所述无穷大形状的线圈绕组包括第一环路、第二环路以及将所述第一环路和所述第二环路耦接的交叉区域，所述第一环路和所述第二环路沿所述线圈绕组的纵向轴线在远离所述交叉区域的相反方向上延伸，所述纵向轴线具有对应于所述壳体的定位成邻近于所述无穷大形状的线圈绕组的部分的内表面的曲率的弯曲形状。
4.根据权利要求2所述的可植入医疗装置，其中所述无穷大形状的线圈绕组包括第一环路、第二环路、第三环路、将所述第一环路和所述第二环路耦接的第一交叉区域以及将所述第二环路耦接到所述第三环路的第二交叉区域，
其中所述第一环路和所述第二环路沿具有弯曲形状的第一纵向线圈轴线在远离所述第一交叉区域的相反方向上延伸，所述弯曲形状对应于所述壳体的邻近于所述第一环路和所述第二环路的部分的内表面的曲率，并且
其中所述线圈绕组的所述第三环路被定向成使得所述第三环路的线圈绕组的中心轴线对应于所述可植入医疗装置的纵向轴线
并且处于垂直于所述可植入医疗装置的所述纵向轴线的平面或一组共面平面中。
5.根据权利要求2所述的可植入医疗装置，其中所述至少一个接收线圈包括形成为扁平的螺旋缠绕平面线圈的第二接收线圈，所述第二接收线圈被定位成远离所述壳体的所述内表面并且在所述壳体的所述内腔内。
6.根据权利要求1所述的可植入医疗装置，其中附连到所述壳体的所述内表面的所述至少一个接收线圈的所述线圈绕组包括螺旋缠绕平面线圈。
7.根据权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述至少一个接收线圈包括：
第一无穷大形状的接收线圈，所述第一无穷大形状的接收线圈定位成邻近于所述内表面并且包括符合所述壳体的所述内表面的第一部分的曲率的弯曲形状；以及
第二无穷大形状的接收线圈，所述第二无穷大形状的接收线圈定位成邻近于所述内表面并且包括符合所述壳体的所述内表面的第二部分的曲率的弯曲形状。
8.根据权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述壳体的包围所述内腔的所述部分包括沿所述可植入医疗装置的纵向轴线延伸的圆柱形形状的外部，所述圆柱形形状的外部相对于所述纵向轴线的横截面为圆形形状。
9.根据前述权利要求中任一项所述的可植入医疗装置，其中所述可植入医疗装置包含一个或多个固定构件，所述一个或多个固定构件被配置成将所述可植入医疗装置固定在植入位点处，所述植入位点定位在患者的心脏的腔室的内部部分内。
10.根据权利要求1所述的可植入医疗装置，其中所述接收天线配置被定位成邻近于形成所述可植入医疗装置的所述壳体的所述部分的天线窗口并且由所述天线窗口围绕，所述天线窗口在第一接缝处密封地耦接到所述壳体的第一部分并且在第二接缝处密封地耦接到所述壳体的第二部分，所述壳体的所述第二部分密封地耦接到植入式医疗装置的端盖以使所述壳体形成为气密密封的外壳。
11.根据权利要求10所述的可植入医疗装置，其中所述天线窗口由包括蓝宝石的材料形成。
12.根据前述权利要求中任一项所述的可植入医疗装置，其中至少部分地包围所述接收天线配置的所述壳体的至少一部分由包括生物相容性陶瓷的材料形成。
13.根据前述权利要求中任一项所述的可植入医疗装置，其中至少部分地包围所述接收天线配置的所述壳体的至少一部分由使用金属注射模制工艺制成的金属陶瓷材料形成。
14.一种用于形成用于根据权利要求1所述的可植入医疗装置的接收天线配置的方法，所述方法包括：
将电导体形成为至少一个接收线圈，所述至少一个接收线圈包括形成第一环路的第一组线圈绕组、形成第二环路的第二组线圈绕组以及将所述第一环路的所述线圈绕组与所述第二环路的所述线圈绕组耦接以将所述至少一个接收线圈形成为无穷大形状的交叉区域；
将包括所述无穷大形状的所述至少一个接收线圈附连到所述可植入医疗装置的壳体的天线窗口部分的内表面，使得所述至少一个接收线圈的纵向轴线的曲率符合所述内表面的曲率；
将所述至少一个接收线圈电耦接到所述可植入医疗装置的再充电电路系统；以及
将所述天线窗口与所述壳体的一个或多个另外的部分耦接以将所述至少一个接收线圈和所述再充电电路系统包围在所述可植入医疗装置的所述壳体内。
15.根据权利要求14所述的方法，其进一步包括：
将所述天线窗口密封到所述壳体的所述一个或多个另外的部分以形成气密密封的内腔，其中所述至少一个接收线圈定位在所述内腔内。
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