CN113242745A - 经皮功率和数据通信链路 - Google Patents

Abstract

本文提出用于将功率和数据从外部组件经皮传输到植入式医疗设备的植入式组件的技术。根据本文所提出的实施例，植入式组件包括植入式谐振电路，而外部组件包括外部谐振电路。外部组件还包括外部射频(RF)接口电路，外部射频(RF)接口电路被配置为以第一频率来驱动外部谐振电路，以将功率传输到植入式谐振电路，并且以第二频率来驱动外部谐振电路，以将数据传输到植入式谐振电路，第二频率与第一频率不同。

Description

经皮功率和数据通信链路

技术领域

本发明总体上涉及植入式医疗设备系统中的经皮通信链路。

背景技术

在最近的几十年中，具有一个或多个植入式组件的医疗设备系统(在本文中通常被称为植入式医疗设备系统)已为接受者提供了广泛的治疗益处。具体地，部分或完全植入的医疗设备系统，诸如听力假体系统(例如，包括骨传导设备、机械刺激器、人工耳蜗等的系统)、植入式起搏器、除颤器、功能性电刺激系统等，均具有多年来成功执行了生命拯救和/或改善生活方式的功能。

多年来，植入式医疗设备系统的类型和所执行的功能范围因此已增加。例如，现在许多植入式医疗设备通常包括永久或临时植入接受者中的一个或多个仪器、装置、传感器、处理器、控制器或其他功能性机械或电气组件。这些功能性设备通常被用于诊断、预防、监测、治疗或管理疾病/伤害或其症状，或研究、替换或修改解剖结构或生理过程。这些功能设备中的许多设备利用从外部设备接收的功率和/或数据，外部设备是植入式医疗设备系统的一部分或与之结合操作。

发明内容

在一个方面，提供了植入式医疗设备。植入式医疗设备包括：包括植入式线圈的植入式谐振电路；包括外部线圈的外部谐振电路，外部谐振电路被配置为分别使用分离的功率时隙和数据时隙，将功率和数据经皮传输到植入式谐振电路；以及外部射频(RF)接口电路，被配置为在功率时隙期间，以第一频率驱动外部谐振电路并且在数据时隙期间，以第二频率驱动外部谐振电路，其中第二频率与第一频率不同。

在另一方面，提供了方法。方法包括：在第一时间段集合期间，利用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动包括外部线圈的外部谐振电路，以使得外部线圈将功率传输至植入式谐振电路；以及在不同于第一时间段集合的第二时间段集合期间，利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动外部谐振电路，以使得外部线圈将数据传输至植入式谐振电路，其中第二频率不同于第一频率，并且其中外部谐振电路和植入式谐振电路各自具有相关联的调谐频率，相关联的调谐频率在第一时间段集合和第二时间段集合的每一个期间保持相同。

在另一方面，提供了植入式医疗设备的外部组件。外部组件包括：外部线圈，被配置为利用植入式谐振电路来形成经皮通信链路；功率驱动电路，被配置为利用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动外部谐振电路，以使得外部线圈将功率传输至植入式谐振电路；以及数据驱动电路，被配置为利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动外部谐振电路，以使得外部线圈将功率传输到植入式谐振电路，其中第一频率在外部谐振电路与植入式谐振电路之间提供了选定功率耦合，并且其中第二频率与第一频率间隔开选定的频率距离，以为经皮通信链路提供选定带宽。

在另一方面，提供了方法。方法包括：经由植入式医疗设备的外部组件的外部谐振电路，将功率信号发送到植入式医疗设备的植入式谐振电路，其中功率信号具有第一频率；以及经由外部谐振电路，将数据信号发送到植入式谐振电路，其中数据信号具有第二频率，并且其中植入式谐振电路和外部谐振电路中的每一个的物理布置在功率时隙或者数据时隙中的任一个期间均保持固定、不改变。

附图说明

本文结合附图描述了本发明的实施例，其中：

图1A是图示了根据本文提出的某些实施例的耳蜗植入物的示意图；

图1B是图1A的耳蜗植入物的框图；

图2是图示了根据本文提出的某些实施例的紧密耦合的无线链路的品质因数和操作频率之间的关系的图；

图3是图示了根据本文提出的某些实施例的用于功率和数据的经皮传输的谐振系统的示意图；

图4A是图示了根据本文提出的某些实施例的植入式组件的一部分的示意图；

图4B是图示了根据本文提出的某些实施例的植入式组件的一部分的示意图；

图4C是图示了根据本文提出的某些实施例的外部组件和植入式组件的各部分的示意图；

图5是根据本文提出的某些实施例的方法的流程图；以及

图6是根据本文提出的某些实施例的另一方法的流程图。

具体实施方式

本文提出了用于将功率和数据从外部组件经皮传输到植入式医疗设备的植入式组件的技术。根据本文提出的实施例，植入式组件包括植入式谐振电路，而外部组件包括外部谐振电路。外部组件还包括外部射频(RF)接口电路，外部射频(RF)接口电路被配置为以第一频率来驱动外部谐振电路，以将功率传输到植入式谐振电路，并且以第二频率来驱动外部谐振电路，以将数据传输到植入式谐振电路，第二频率与第一频率不同。

存在其中可以实现本文提出的实施例的许多不同类型的植入式医疗设备系统。然而，仅为了便于例示，主要参考一个类型的植入式医疗设备系统，即，耳蜗植入物，来描述本文中呈现的技术。应当理解，本文提出的技术可以被用于现在已知或以后开发的任何其他部分或完全植入式医疗设备中，包括其他听觉假体(诸如，听觉脑干刺激器)、电声听力假体、声学助听器、骨骼传导设备、中耳假体、直接人工耳蜗刺激器、双峰听力假体等。本文提出的技术还可以被用于平衡假体(例如，前庭植入物)、视网膜或其他视觉假体/刺激器、枕叶皮层植入物、传感器系统、植入式起搏器、药物输送系统、除颤器、导管、癫痫发作设备(例如，用于监视和/或治疗癫痫事件的设备)、睡眠呼吸暂停设备、电穿孔设备、脊髓刺激器、深度脑刺激器、运动皮层刺激器、骶神经刺激器、阴部神经刺激器、迷走神经/迷走神经刺激器、三叉神经刺激器、隔膜(膈肌)起搏器、止痛刺激器、其他神经、神经肌肉或功能刺激器等。

图1A是根据本文提出的各方面的示例性耳蜗植入物100的示意图，而图1B是耳蜗植入物100的框图。为了便于例示，将一起描述图1A和图1B。

耳蜗植入物100包括外部组件102和内部/植入式组件104。外部组件102被直接或间接地附接到接受者的身体并且通常包括外部线圈106和通常相对于外部线圈106固定的磁体(图1中未示出)。外部组件102还包括一个或多个输入元件/设备113，用于在声音处理单元112处接收输入信号。在该示例中，一个或多个输入设备113包括：被配置为捕获/接收输入信号的声音输入设备108(例如，由接受者的耳廓110定位的麦克风、拾音线圈等)、一个或多个辅助输入设备109(例如，诸如直接音频输入(DAI)之类的音频端口、诸如通用串行总线(USB)端口、电缆端口之类的数据端口等)以及无线发射器/接收器(收发器)111，这些器件各自位于声音处理单元112中、之上或附近。

声音处理单元112还包括例如至少一个电池107、外部射频(RF)接口电路121和处理模块125。处理模块125可以包括若干元件，包括声音处理器131。如以下进一步所述，外部RF接口电路121包括数据驱动电路144和功率驱动电路146，它们被选择性地激活/用于将数据和功率分别经皮传输到植入式组件104。

在图1A和图1B的示例中，声音处理单元112是被配置为附接到接受者的耳朵并且与接受者的耳朵相邻佩戴的耳后(BTE)声音处理单元。然而，应当理解，本发明的实施例可以通过具有其他布置的声音处理单元来实现，诸如通过离耳(OTE)声音处理单元(即，具有大体上圆柱形的组件并且被配置为与接受者的头部磁耦合)等、小型或微型BTE单元、被配置为位于接受者的耳道中的耳道内单元、体戴式声音处理单元等来实现。

返回图1A和图1B的示例实施例，植入式组件104包括植入物主体(主模块)114、引线区域116和耳蜗内刺激组件118，它们均被配置为植入在接受者的皮肤/组织105下方。植入物主体114通常包括经气密密封的壳体115，内部RF接口电路124、电源129(例如，一个或多个植入式电池、一个或多个电容器等)和刺激器单元120被设置在壳体115中。刺激器单元120除其他元件外还包括集成电路(IC)上的一个或多个电流源。

植入物主体114还包括内部/植入式线圈122，内部/植入式线圈122通常在壳体115的外部，但是经由气密馈通(图1B中未示出)而被连接到RF接口电路124。应当理解，植入式组件104和/或外部组件102可以包括其他组件，为了便于例示，已从图1A和图1B中省略了这些组件。

如所指出的，耳蜗植入物100包括外部线圈106和植入式线圈122。线圈106和122通常是天线线圈，每个天线线圈包括多匝电绝缘的单股或多股铂或金线。通常，磁体相对于外部线圈106和植入式线圈122中的每一个固定。相对于外部线圈106和植入式线圈122固定的磁体有利于外部线圈与植入式线圈的操作对准。

线圈106和122的操作对准使得外部组件102能够经由外部线圈106与植入式线圈122之间形成的双向“经皮通信链路”或“紧密耦合的无线链路”127，将功率(例如，用于给植入式组件的组件供电)和数据(例如，用于生成信号)传输到植入式组件104。即，由于操作对准，外部RF接口电路121中的数据驱动电路144可以被用于经由紧密耦合的无线链路127，将数据传输到植入式组件104。类似地，线圈106和122的操作对准使得功率驱动电路146能够经由紧密耦合的无线链路127，将功率信号(功率)传输到植入式组件104。功率信号在被内部RF接口电路124接收时，可以被用于为植入式组件104供电和/或被用于向电源129提供功率。

在某些示例中，紧密耦合的无线链路是射频(RF)链路。但是，各种其他类型的能量传输，诸如红外(IR)、电磁、电容和电感传输，可以被用于将功率和/或数据从外部组件传输到植入式组件，因此，图1B仅图示了一个示例布置。

如上所述，声音处理单元112包括处理模块125。处理模块125被配置为将输入音频信号转换为刺激控制数据136，以用于刺激接受者的第一只耳朵(即，处理模块125被配置为对在声音处理单元112处接收的输入音频信号执行声音处理)。换言之，声音处理器131(例如，实现固件、软件等的一个或多个处理元件)被配置为将所捕获的输入音频信号转换为表示传递给接受者的刺激信号的刺激控制数据136。被处理并转换为刺激控制数据的输入音频信号可以是经由声音输入设备108接收的音频信号、经由辅助输入设备109接收的信号和/或经由无线收发器111接收的信号。

在图1B的实施例中，刺激控制数据136被提供给外部RF接口电路121，其中数据驱动电路144经由外部线圈106和植入式线圈而将刺激控制数据136(例如，以编码方式)经皮传输至植入式组件104。即，刺激控制数据136由数据驱动电路144通过紧密耦合的无线链路127来发送。内部RF接口电路124被配置为经由植入式线圈122来接收刺激控制数据136并且将该数据提供给刺激器单元120。刺激器单元120被配置为利用刺激控制数据136来生成刺激信号(例如，电流信号)，以经由刺激组件118传递至接受者的耳蜗。以这种方式，耳蜗植入物100电刺激接受者的听觉神经细胞，绕过通常将声学振动转换成神经活动的不存在或有缺陷的毛细胞，从而使得接受者感知到输入音频信号的一个或多个分量。

更具体地，如上所述，刺激组件118被配置为至少部分地植入接受者的耳蜗140中。刺激组件118包括多个纵向间隔开的耳蜗内电触头(电极触头或电极)126，电触头126共同地形成电极触头阵列128，电极触头阵列128被配置为例如将基于刺激控制数据136生成的电刺激信号(电流信号)传递到接受者的耳蜗。在某些示例中，电极触头126也可以被用于汇集来自接受者耳蜗的刺激信号。

图1A图示了特定布置，其中刺激组件118包括二十二(22)个耳蜗内电极触头126，被标记为电极触头126(1)至126(22)。应当理解，本文提出的实施例可以以具有不同数量的耳蜗内电极触头的备选布置来实现。

如图所示，耳蜗内电极触头126(1)-126(22)被设置在细长的载体构件134中。载体构件134具有中心纵向轴线和外表面。载体构件134由诸如硅树脂或其他弹性体聚合物的非导电(绝缘)材料形成。这样，载体构件134使得耳蜗内电极触头126(1)-126(22)彼此电隔离。如图1B所示，耳蜗内电极触头126(1)-126(22)各自通过载体构件134的部分/区段而彼此间隔开。

刺激组件118延伸穿过接受者的耳蜗中的开口(例如，耳蜗切开术、卵圆窗等)，并且具有经由引线区域116和气密馈通(在图1B中未示出)连接至刺激器单元120的近端。载体构件134和引线区域116各自包括穿过其中延伸的多个导体(导线)，多个导体将电极触头126电连接到刺激器单元120。

在图1A中也示出了耳蜗外电极触头126(23)。耳蜗外电极触头126(23)是被配置为例如向接受者的耳蜗传递电刺激和/或从接受者的耳蜗汇集电流的电触头。耳蜗外电极触头126(23)被连接到参考引线123，参考引线123包括一个或多个导体，一个或多个导体将耳蜗外电极触头126(23)电耦合到刺激器单元120。

如上所述，在外部线圈106和植入式线圈122之间形成的紧密耦合的无线链路127可以被用于将功率和/或数据从外部组件102传输到植入式组件104。在一些示例中，功率和数据使用一种时分多址(TDMA)技术来传输，以共享紧密耦合的无线链路127。即，紧密耦合的无线链路127被用于将来自外部组件的功率和数据单独传输102到植入式组件104，其中使用相同的外部线圈106(即，用于数据和功率两者的共享的外部线圈)在分离的(不同的和非重叠的)时隙期间发生功率和数据的传输。例如，在第一时间段集合期间，外部RF接口电路121的功率驱动电路146被配置为驱动(激励)外部线圈106，使得将数据发送到植入式组件104。在第二时间段集合期间，外部RF接口电路121的数据驱动电路144被配置为驱动(激励)外部线圈106，使得将功率发送到植入式组件104。单个传输序列/帧可以被划分为功率时隙(块)和数据时隙(块)并且被重复。朝向植入式组件104的所有功率在功率时隙期间被传输。

在图1A和图1B的示例中，外部线圈106是外部谐振电路(例如，外部谐振储能电路)140的一部分。类似地，植入式线圈122和内部RF接口电路124的至少一部分形成植入式谐振电路(例如，内部谐振储能电路)142。外部谐振储能电路140和内部谐振储能电路142共同形成谐振系统150，谐振系统150用作双向紧密耦合的无线链路127。

紧密耦合的无线链路127(即，由外部谐振储能电路140和内部谐振储能电路142形成的谐振系统150)的操作的一个量度是链路的品质因数(Q)。通常，品质因数是所存储的功率分别与谐振系统的电抗和电阻中耗散的功率之比。品质因数是无量纲数，它描述了谐振系统中的阻尼，并提供了带宽相对于中心频率的指示。较高的值对应于较窄的带宽。

返回图1A和图1B，为了将功率从外部组件102有效地传输到植入式组件104，紧密耦合的无线链路127(谐振系统150)应具有高品质因数。即，紧密耦合的无线链路127的品质因数应在功率传输期间被最大化，从而确保低功率损失。然而，如上所述，高品质因数与窄带宽相关联，这对于通过紧密耦合的无线链路127进行数据传输是有问题的。因此，功率传输和数据传输具有竞争性的品质因数要求(即，有效的功率传输需要较高/最大的品质因数，而较高带宽的数据需要较低的品质因数)。

本文提出的技术通过在外部谐振电路140处使用不同的发射(驱动)频率来解决功率和数据传输的这些竞争品质因数要求。更具体地，在图1A和图1B的实施例中，功率驱动电路146被配置为以第一频率来驱动外部线圈106(外部谐振感应线圈)，以通过紧密耦合的无线链路127来传输功率。外部谐振电路140和植入式谐振电路142两者实质上被调谐到该相同的第一频率。即，外部谐振电路140和植入式谐振电路142各自在结构上被配置为以与第一频率实质相同的频率谐振。因此，谐振系统150可以被称为被调谐到第一频率。换言之，在这些实施例中，用于功率传输的第一频率是谐振系统150的谐振频率(即，外部谐振电路140和植入式谐振电路142中的每个的谐振频率)。

由于以下事实：功率传输以与外部谐振电路140和植入式谐振电路142中的每一个的调谐频率(即，谐振系统150的调谐频率)实质匹配的频率发生，因此，利用第一频率的功率传输来实现最大功率耦合。换言之，驱动/发射频率与谐振系统150的调谐频率的匹配提供了高品质因数，其中如所指出的，系统的品质因数越高，越有效的功率传输将跨紧密耦合的无线链路127。

虽然如上所述，高品质因数适合于功率传输，但是高品质因数降低了可以借助紧密耦合的无线链路127的电感耦合来传输数据的速率(即，减少了紧密耦合的无线链路127的可用带宽)。当发射频率等于或接近谐振频率时，谐振系统的品质因数很高，而品质因数在距谐振频率适当距离/间距的不同频率处较低(其中频率差与谐振的形状相关，并且被选择来为期望的数据速率提供适当带宽)。

相应地，用于传输数据的适当品质因数可以在与谐振系统150的谐振频率相距某个频率距离的发射频率处获得。因此，根据本文所提出的实施例，数据驱动电路144被配置为以第二频率驱动包括外部线圈106的外部谐振电路140，以通过紧密耦合的无线链路127来传输数据，其中第二频率不同于第一频率。在数据传输期间，外部谐振电路140和植入式谐振电路142两者均保持调谐到第一频率(即，外部谐振电路140和植入式谐振电路142各自具有固定其调谐频率的固定结构)。这样，发射频率与谐振系统150的频率之间的频率“失配”或差导致组合谐振系统的品质因数降低(即，降低紧密耦合的无线链路127的品质因数)，这进而增加了可用于数据传输的带宽。

总之，图1A和图1B图示了根据本文提出的实施例的布置，其中在第一时间段集合期间，包括外部线圈106的外部谐振电路140以第一频率被驱动，以将功率传输到包括植入式线圈122的植入式谐振电路142。在第二时间段集合期间，外部谐振电路140以第二频率来驱动，以将数据传输到植入式谐振电路142，其中第二频率与第一频率间隔开频率距离。在第一和第二时间段集合两者期间，外部谐振电路140和植入式谐振电路142保持调谐到第一频率(即，外部谐振电路140和植入式谐振电路142具有固定的调谐)。

图2是图示了诸如紧密耦合的无线链路127的双向紧密耦合的无线链路的品质因数与频率之间的关系的曲线图250。具体而言，曲线图250包括图示了紧密耦合的无线链路的品质因数的竖直(Y)轴252以及表示紧密耦合的无线链路的发射频率的水平(X)轴254。如线256所表示的，当发射频率(f)(例如，外部线圈发射信号的频率)与紧密耦合的无线链路的谐振频率(f”)实质相同时，品质因数被最大化(即，是最高的)。如线258所示，当发射频率(f)低于紧密耦合的无线链路的谐振频率(f”)时，品质因数降低(例如，当f＝f”/2是，Q较低)。类似地，如线260所示，当发射频率(f)高于紧密耦合的无线链路的谐振频率(f”)时，品质因数也降低(例如，当f＝f”*2时，Q较低)。

图3是图示了根据本文提出的实施例的用于功率和数据的经皮传输的谐振系统350的示意图。如图所示，谐振系统350包括外部谐振电路340，外部谐振电路除其他元件外还包括外部线圈306。谐振系统350还包括植入式谐振电路342，植入式谐振电路342除其他元件外还包括内部线圈322。被电耦合到植入式谐振电路342并且可以形成植入式谐振电路342的一部分的是内部RF接口电路324，在图3中仅示出了内部RF接口电路324的一部分。谐振系统350用作通常由箭头327图示的紧密耦合的无线链路。

被电耦合到外部谐振电路340的是外部RF接口电路321，在图3中仅示出了外部RF接口电路321的一部分。外部RF接口电路321除其他元件外还包括数据驱动电路344、功率驱动电路346和控制器348。数据驱动电路344和功率驱动电路346可以例如在控制器348的控制下被选择性地激活/用于经由外部谐振电路340进行经皮数据和功率传输。

如上更具体地所述，在某些示例中，功率和数据使用一个类型的时分多址(TDMA)技术来传输，以共享由谐振系统350形成的双向紧密耦合的无线链路327(即，紧密耦合的无线链路327被用于将功率和数据从外部组件102单独传输到植入式组件104，其中功率和数据的传输发生在使用相同外部线圈306的分离时隙期间)。因此，在第一时间段集合期间，功率驱动电路346被配置为利用功率驱动信号364来驱动(激励)外部线圈306。功率驱动信号364包括具有稳定的实质交替频率的交流波形(即，在线圈谐振频率下恒定的方波突发)。功率驱动信号364的交替频率在本文中有时被称为“功率传输频率”或“第一频率”。功率驱动信号364的第一频率对应于谐振系统350的谐振频率。即，第一频率可以与谐振系统350的谐振频率实质相同。

当线圈306利用功率驱动信号364来驱动时，电流在植入式线圈322中被感应，其中电流对应于(即，表示)功率驱动信号364。这样，经由线圈306和322之间的感应链路，功率驱动信号364在内部RF接口电路324处被接收。内部RF接口电路324被配置为将功率驱动信号364引导至例如植入式可充电电池和/或其他组件。为了便于例示，被配置为接收功率驱动信号364的各种组件在图3中由负载363来共同地概括表示。

在第二时间段集合期间，数据驱动电路344被配置为利用数据驱动信号362来驱动(激励)外部线圈306，以将数据发送到植入式组件。数据驱动信号362包括待被传输的数据(例如，刺激控制数据)，待被传输的数据被编码(调制)到载波信号(即，具有稳定的实质交变频率的交变波形)上，其中载波信号具有第二频率。数据载波信号的频率(即，数据驱动信号362的频率)与谐振系统350的谐振频率间隔开的频率，并且在本文中有时被称为“数据传输频率”或“第二频率”。

数据驱动信号362的数据传输频率与链路327的谐振频率间隔足够的频率，以为高带宽频率提供适当的品质因数。数据传输频率可以高于或低于谐振频率。在某些实施例中，数据传输频率可以是谐振频率的倍数或分频。

当线圈306利用数据驱动信号362来驱动时，电流在植入式线圈322中被感应，其中电流对应于(即，表示)数据驱动信号362。这样，经由线圈306和322之间的感应链路，数据驱动信号362在内部RF接口电路324处被接收。内部RF接口电路324被配置为将数据驱动信号362引导至数据输出365，为了便于例示，许多其他组件(已从图3中省略)中的任一个可以被连接到数据输出365。

如图所示，数据驱动电路344和功率驱动电路346经由驱动器电路368而被连接到外部谐振电路340，驱动器电路368可以具有许多不同的布置。在图3的示例中，驱动器电路368包括开关372和放大器374。然而，应当理解，图3中所示的用于驱动器电路368的布置仅是例示性的，并且根据本文提出的实施例的驱动器电路可以具有许多不同布置中的任一个。

在图3中，数据驱动信号362和功率驱动信号364包括驱动器电路368的两个输入。开关372在控制器348(即，控制信号370)的控制下操作，以使得数据驱动信号362或功率驱动信号364能够选择性地传递到放大器374。

总之，图3图示了其中外部谐振电路340被调谐到用于发射功率信号的频率，并且其中植入式谐振电路342被调谐到相同的频率来实现最大功率耦合的布置。在该示例中，外部谐振电路340的调谐频率和植入式谐振电路342的调谐频率各自在功率(即，当利用功率驱动信号364驱动线圈306时)和数据(即，当利用数据驱动信号362来驱动线圈306时)两者的传输期间被固定(即，链路的发射器和接收器的固定谐振)。因此，根据本文中呈现的技术，没有将组件切换到外部谐振电路340或植入式谐振电路342中或从外部谐振电路340或植入式谐振电路342切换出来改变电路的调谐频率或Q因数，从而降低了内部和/或外部谐振电路的复杂性。

尽管外部谐振电路340和植入式谐振电路342的调谐频率是固定的，但是功率和数据信号的传输频率被切换，其中功率相位以链路的谐振频率被传输。数据相位以与谐振频率不同的频率被传输，该频率与谐振频率相距足够远，无法为高带宽频率提供适当的Q。数据频率可以高于或低于谐振频率，并且谐振频率可以是任何频率，但是可以被选择为较高电磁(EM)辐射被允许的ISM(工业、科学和医学)频段之一。

在图3的示例中，外部谐振电路340和植入式谐振电路342通过设计、在制造等期间被“预调谐”到固定的功率传输频率。应注意，对经耦合的感应线圈系统的调谐与线圈未经耦合时不同。因此，如本文中所使用的，参考第一频率(功率传输频率)或谐振频率是当外部谐振电路340和植入式谐振电路342被彼此耦合时实现最佳功率传输的频率。

虽然在图3的实施例中，外部谐振电路340和植入式谐振电路342的频率是固定的并且被预先调谐(例如，通过设计、在制造期间等)，但是图4A是图示了备选实施例的示意图，其中外部谐振电路或植入式谐振电路中的至少一个自调谐至功率传输频率。

更具体地，在图4A中示出的是植入式组件404(A)的一部分，植入式组件404(A)包括植入式谐振电路442(A)和内部RF接口电路424(A)。除其他元件外，植入式谐振电路442(A)包括植入式线圈422(A)。植入式谐振电路442(A)被配置为与外部谐振电路(图4A中未示出)形成谐振系统。谐振系统提供了紧密耦合的无线链路427(A)，功率和数据可以由外部组件(在图4A中也未示出)通过紧密耦合的无线链路427(A)发送到植入式组件404(A)。外部谐振电路可以具有与图3所示的布置相似的布置。

如上所述，根据本文提出的实施例的提供紧密耦合的无线链路(诸如，链路427(A))的谐振系统被设计为调谐到最大功率耦合。即，根据本文中呈现的实施例，在操作期间，外部谐振电路和植入式谐振电路442(A)中的每一个被配置为调谐到实质相同的第一频率，其中第一频率提供了高品质因数。功率信号然后以该相同的第一频率、通过紧密耦合的无线链路427(A)来传输。

而在图3中，外部谐振电路和植入式谐振电路被预调谐到实质相同的第一频率，在图4A的布置中，植入式组件404(A)被配置为将植入式谐振电路442(A)动态地调谐到第一频率。即，在图4A的示例中，外部谐振电路具有经预先调谐的频率。一旦植入式谐振电路442(A)被耦合到外部谐振电路(即，以形成谐振系统)，植入式组件404(A)就可以确定用于植入式谐振电路442(A)的适当调谐。

在图4A的示例中，植入式组件404(A)包括能够调整植入式谐振电路442(A)的谐振频率(即，调谐频率)的控制电路480(A)。例如，在图4A的布置中，植入式谐振电路442(A)除其他元件外还包括一个或多个可变电容组件481(A)，可变电容组件481(A)共同具有由控制电路480(A)控制/设置的电容。一个或多个可变电容组件481(A)的电容可以例如以模拟方式，利用被设计为将不同电容器切换到电路中的数字芯片来调整，或者以另一方式来调整。通过调整一个或多个可变电容组件481(A)的电容，控制电路480(A)可以将植入式谐振电路442(A)的谐振(调谐)频率向上或向下调整。使用在植入式谐振电路442(A)处接收的功率和/或数据信号482(A)，控制电路480(A)可以确定最大功率耦合点，并且因此在该时间处确定植入式谐振电路442的谐振频率。控制电路480(A)然后可以将植入式谐振电路442(A)设置(即，固定)到正确的调谐频率(即，将一个或多个可变电容组件481(A)的电容固定到实现植入式谐振电路442(A)的选定调谐频率的水平)。这些示例可能是有利的，因为在系统的制造期间，至少对于植入式谐振电路442(A)而言将没有“设置调谐”阶段。

如上所述，在图4A的示例中，控制电路480(A)被配置为确定植入式谐振电路442(A)的调谐频率，调谐频率提供与外部谐振电路的最大功率耦合(即，当植入式谐振电路442(A)被调谐至与外部谐振电路的调谐频率实质上匹配的频率)。在某些示例中，控制电路480(A)包括或被耦合至测量电路483(A)，测量电路483(A)可以被用于测量所接收的信号482(A)的电压或使用所接收的信号482(A)来确定在RF链路上汲取的功率(例如，切换电阻器和测量整流电压使得能够确定所汲取的功率量)。在某些实施例中，控制电路480(A)可以调整一个或多个可变电容组件481(A)的电容来增加或减少植入式谐振电路442(A)的调谐频率，使得增加测量电路483(A)处测量的功率。控制电路480(A)继续该调整，直到检测到在测量电路483(A)处测量的功率减小，这时控制电路480(A)将调整反向来再次增大功率。使用对调谐频率(即，对一个或多个可变电容组件481(A)的电容)的越来越小的向上和向下调整，控制电路480(A)可以准确地锁定到正确的调谐频率(例如，与外部谐振电路的频率实质相同的频率)。一旦该动态调谐被完成，则在从外部组件接收功率和数据期间，植入式谐振电路442保持调谐到调谐频率(例如，相同的第一频率)。

图4A图示了其中控制电路480(A)通过确定最大功率耦合点来确定针对植入式谐振电路442(A)的调谐频率的示例。在一个备选实施例中，控制电路480(A)可以直接测量所接收的信号482(A)的频率(即，标识外部谐振电路的经预先调谐的频率)，并且然后基于此来调整植入式谐振电路442的一个或多个可变电容组件481(A)的电容(例如，使得植入式谐振电路442被调谐到实质相同的第一频率)。

如所指出的，在图4A的示例中，控制电路480(A)被配置为确定由植入式谐振电路442(A)和外部谐振电路形成的谐振系统的最大功率耦合点，并且因此在此时确定植入式谐振电路442的谐振频率。在一个备选布置中，控制电路480(A)可以调整频率，但不是调整到最大功率耦合，而是调整到非最优化的功率耦合。如本文中所使用的，非最优化的功率耦合是低于最大功率耦合的功率耦合，但是其适合于为植入式组件供电和/或适合于防止接收过多的功率。例如，当外部组件发送并且没有对外部组件的反馈时，使用非最优化的功率耦合可以防止对内部组件404(A)的损坏(即，使得植入式谐振电路442(A)失谐会导致跨链路的功率损失更大，意味着所接收的功率更少)。

如所指出的，在图4A的示例中，控制电路480(A)调整一个或多个可变电容组件481(A)的电容来调整/改变植入式谐振电路442(A)的谐振(调谐)频率。应当理解，用于调整内部谐振的谐振频率的该技术仅是例示性的，并且植入式谐振电路的谐振频率可以以其他方式进行更改。

例如，图4B是植入式组件404(B)的一部分的示意图，植入式组件404(B)包括植入式谐振电路442(B)和内部RF接口电路424(B)。除其他元件之外，植入式谐振电路442(B)包括植入式线圈422(A)。植入式谐振电路442(B)被配置为与外部谐振电路(图4B中未示出)形成谐振系统。谐振系统提供紧密耦合的无线链路427(B)，功率和数据可以由外部组件(在图4B中也未示出)通过紧密耦合的无线链路427(B)发送到植入式组件404(B)。外部谐振电路可以具有与图3所示的布置相似的布置。

如上所述，根据本文提出的实施例的提供紧密耦合的无线链路(例如，链路427(B))的谐振系统被设计为调谐到最大功率耦合。即，根据本文中呈现的实施例，在操作期间，外部谐振电路和植入式谐振电路442(B)中的每一个被配置为被调谐到实质相同的第一频率，其中第一频率提供高品质因数。功率信号然后以该相同的第一频率、通过紧密耦合的无线链路427(B)来传输。

而在图3中，外部谐振电路和植入式谐振电路被预先调谐到实质相同的第一频率，在图4B的布置中，植入式组件404(B)被配置为将植入式谐振电路442(B)动态地调谐到第一频率。即，在图4B的示例中，外部谐振电路具有经预先调谐的频率。一旦植入式谐振电路442(B)被耦合到外部谐振电路(即，以形成谐振系统)，则植入式组件404(B)就可以确定针对植入式谐振电路442(B)的适当调谐。

在图4B的示例中，植入式组件404(B)包括控制电路480(B)，控制电路480(B)能够调整植入式谐振电路442(B)的谐振频率(即，调谐频率)。例如，在图4B的布置中，除其他元件之外，植入式谐振电路442(B)包括一个或多个可变电感组件485(B)，可变电感组件485(B)共同具有由控制电路480(B)控制/设置的电感。一个或多个可变电感组件485(B)的电感可以例如以模拟方式，利用被设计为将不同电感器切换到电路中的数字芯片来调整，或者以另一方式来调整。通过调整一个或多个可变电感组件485(B)的电感，控制电路480(B)可以向上或向下调整植入式谐振电路442(B)的谐振(调谐)频率。使用在植入式谐振电路442(B)处接收的功率和/或数据信号482(B)，控制电路480(B)可以确定最大功率耦合点，并且因此在此时确定植入式谐振电路442(B)的谐振频率。控制电路480(B)然后可以将植入式谐振电路442(B)设置(即，固定)到正确的调谐频率(即，将一个或多个可变电感组件485(B)的电容固定到实现针对植入式谐振电路442(B)的选定调谐频率的水平)。这些示例可能是有利的，因为在系统的制造期间，至少对于植入式谐振电路442(B)将没有“设置调谐”阶段。

如上所述，在图4B的示例中，控制电路480(B)被配置为确定植入式谐振电路442(B)的调谐频率，调谐频率提供与外部谐振电路的最大功率耦合(即，当植入式谐振电路442(B)被调谐至与外部谐振电路的调谐频率实质匹配的频率时)。在某些示例中，控制电路480(B)包括或被耦合到测量电路483(B)，测量电路483(B)可以被用于测量所接收的信号482(B)的电压或者使用所接收的信号482(B)来确定通过RF链路汲取的功率(例如，切换电阻器和测量经整流的电压使得能够确定所汲取的功率量)。在某些实施例中，控制电路480(B)可以调整一个或多个可变电感组件485(B)的电感来增加或减少植入式谐振电路442(B)的调谐频率，使得增加在测量电路483(B)处测量的功率。控制电路480(B)继续该调整，直到检测到在测量电路483(B)处测量的功率减小，在该点控制电路480(B)将调整反向来再次增大功率。使用对调谐频率(即，对一个或多个可变电感组件485(B)的电感)的越来越小的向上和向下调整，控制电路480(B)可以准确地锁定到正确的调谐频率(例如，与外部谐振电路的频率实质相同的频率)。一旦该动态调谐被完成，则在从外部组件接收功率和数据两者期间，植入式谐振电路442保持调谐到调谐频率(例如，相同的第一频率)。

图4A图示了其中控制电路480(B)通过确定最大功率耦合点来确定针对植入式谐振电路442(B)的调谐频率的示例。在一个备选实施例中，控制电路480(B)可以直接测量所接收的信号482(B)的频率(即，标识外部谐振电路的经预先调谐的频率)并且然后基于此来调整植入式谐振电路442的一个或多个可变电感组件485(B)的电容(例如，使得植入式谐振电路442被调谐到实质相同的第一频率)。

如所指出的，在图4A的示例中，控制电路480(A)调整一个或多个可变电容组件481(A)的电容来调整/改变植入式谐振电路442(A)的谐振(调谐)频率。在图4B中，控制电路480(B)调整一个或多个可变电感组件485(B)的电感来调整/改变植入式谐振电路442(B)的谐振(调谐)频率。应当理解，用于调整内部谐振的谐振频率的这两种技术仅是例示性的，并且植入式谐振电路的谐振频率可以以其他方式来更改。

图4A和图4B图示了其中植入式谐振电路的调谐频率被调整/调谐到与所耦合的外部谐振电路实质相同的频率的实施例。图4C图示了其中外部谐振电路可以被调谐为匹配植入式谐振电路的频率的备选实施例。

更具体地，在图4C中示出的是根据本文提出的实施例的外部组件402(C)和植入式组件404(C)的一部分。外部组件402(C)包括外部谐振电路440(C)，而植入式组件404(C)包括植入式谐振电路442(C)。根据本文提出的实施例，用于谐振系统450(C)的外部谐振电路440(C)和植入式谐振电路442(C)共同地被用于功率和数据的经皮传输。

除其他元件外，外部谐振电路440(C)还包括外部线圈406(C)和电容组件487(C)，电容组件487(C)包括一个或多个可变电容组件481(C)。除其他元件外，植入式谐振电路442(C)包括内部线圈422(C)和电容组件489(C)。被电耦合到植入式谐振电路442(C)并且潜在地可形成植入式谐振电路442(C)的一部分的是内部RF接口电路424(C)，在图4C中仅示出了内部RF接口电路424(C)的一部分。谐振系统450(C)用作整体由箭头427(C)示出的双向紧密耦合的无线链路。

被电耦合到外部谐振电路440(C)的是外部RF接口电路421(C)，在图4C中仅示出了外部RF接口电路421(C)的一部分。外部RF接口电路421(C)除其他元件外还包括数据驱动电路444(C)、功率驱动电路446(C)和控制器448(C)。类似于以上参考图3所描述的，数据驱动电路444(C)和功率驱动电路446(C)可以例如在控制器448的控制下被选择性地激活/使用，用于经由外部谐振电路440(C)进行经皮数据和功率传输。

更具体地，如上所述，在某些示例中，功率和数据使用一种时分多址(TDMA)技术来传输，以共享由谐振系统450(C)形成的紧密耦合的无线链路427(C)(即，紧密耦合的无线链路427(C)被用于将功率和数据从外部组件402(C)分别传输到植入式组件404(C)，其中功率和数据的传输使用相同的外部线圈406(C)、发生在分离的时隙期间)。因此，在第一时间段集合期间，功率驱动电路446(C)被配置为利用功率驱动信号464(C)来驱动(激励)外部线圈406(C)。功率驱动信号464(C)包括具有稳定的实质交变频率的交变波形(即，在线圈的谐振频率下恒定的方波突发)。功率驱动信号464(C)的交变频率在本文中有时被称为“功率传输频率”或“第一频率”。功率驱动信号464(C)的第一频率对应于谐振系统450(C)的谐振频率。即，第一频率可以与谐振系统450(C)的谐振频率实质相同。

当线圈406(C)利用功率驱动信号464(C)来驱动时，电流在植入式线圈422(C)中被感应，其中电流对应于(即，表示)功率驱动信号464(C)。这样，经由线圈406(C)和422(C)之间的感应链路，功率驱动信号464(C)在内部RF接口电路424(C)处被接收。内部RF接口电路424(C)被配置为将功率驱动信号464(C)引导至例如植入式可再充电电池和/或其他组件。

在第二时间段集合期间，数据驱动电路444(C)被配置为利用数据驱动信号462(C)来驱动(激励)外部线圈406(C)，使得将数据发送到植入式组件。数据驱动信号462(C)包括待被传输的数据(例如，刺激控制数据)，待被传输的数据被编码(调制)到载波信号(即，具有稳定的基础交变频率的交变波形)上，其中载波信号具有第二频率。数据载波信号的频率(即，数据驱动信号462的频率)与谐振系统450(C)的谐振频率间隔开一频率，并且在本文中有时被称为“数据传输频率”或“第二频率”。

数据驱动信号462(C)的数据传输频率与链路427(C)的谐振频率间隔足够的频率，以为高带宽频率提供适当的品质因数。数据传输频率可以高于或低于谐振频率。在某些实施例中，数据传输频率可以是谐振频率的倍数或分频。

当线圈406(C)利用数据驱动信号462(C)来驱动时，电流在植入式线圈422(C)中被感应，其中电流对应于(即，表示)数据驱动信号462(C)。这样，经由线圈406(C)和422(C)之间的感应链路，数据驱动信号462(C)在内部RF接口电路424(C)处被接收。内部RF接口电路424(C)被配置为将数据驱动信号462(C)引导至数据输出，许多其他组件中的任一个(为了便于例示，已从图4中省略)可以被连接到数据输出。

如图所示，数据驱动电路444(C)和功率驱动电路446(C)经由驱动器电路468(C)而被连接到外部谐振电路440(C)，驱动器电路468(C)的许多不同的布置是可能的。在图4C的示例中，驱动器电路468(C)包括开关472(C)和放大器474(C)。然而，应当理解，图4C中所示的针对驱动器电路468(C)的布置仅是例示性的，并且根据本文提出的实施例的驱动器电路可以具有许多不同的布置中的任一个。

在图4C中，数据驱动信号462(C)和功率驱动信号464(C)包括驱动器电路468(C)的两个输入。开关472(C)在控制器448(C)(即，控制信号470(C))的控制下操作，以使得数据驱动信号462(C)或功率驱动信号464(C)能够选择性地传递到放大器474(C)。

根据本文提出的实施例的提供紧密耦合的无线链路(例如，链路427(C))的谐振系统被设计为调谐到最大功率耦合。即，根据本文中呈现的实施例，在操作期间，外部谐振电路440(C)和植入式谐振电路442(C)中的每一个被配置为被调谐到实质相同的第一频率，其中第一频率提供高品质因数。功率信号然后以相同的第一频率、通过紧密耦合的无线链路427(C)来传输。

而在图3中，外部谐振电路和植入式谐振电路被预先调谐到实质相同的第一频率，在图4C的布置中，外部组件402(C)被配置为将外部谐振电路440(C)动态地调谐到与植入式谐振电路442(C)的调谐频率匹配的频率。数据驱动电路444(C)和功率驱动电路446(C)也可以基于植入式谐振电路442(C)的调谐频率来编程。即，在图4C的示例中，植入式谐振电路442(C)具有经预先调谐的频率。一旦外部谐振电路440(C)被耦合到植入式谐振电路442(C)(即，以形成谐振系统450(C))，则外部组件402(C)接可以确定针对外部谐振电路440(C)的适当调谐，以及针对数据驱动信号462(C)和/或功率驱动信号464(C)的适当频率。

在图4C的示例中，植入式组件404(C)包括能够向外部组件402(C)提供反馈486(C)的控制电路480(C)。使用反馈486(C)，外部组件402(C)的控制器448(C)可以调整外部谐振电路440(C)的谐振频率(即，调谐频率)以及针对数据驱动信号462(C)和/或功率驱动信号464(C)的适当频率。例如，在图4C的布置中，外部谐振电路440(C)除其他元件外还包括一个或多个可变电容组件481(C)，可变电容组件481(C)共同具有由控制器448(C)控制/设置的电容。一个或多个可变电容组件481(C)的电容可以例如以模拟方式，利用被设计为将不同电容器切换到电路中的数字芯片来调整，或者以另一方式来调整。通过调整一个或多个可变电容组件481(C)的电容，控制电路480(C)可以向上或向下调整外部谐振电路440(C)的谐振(调谐)频率。

控制电路480(C)被配置为使用在植入式谐振电路442(C)处接收的功率和/或数据信号482(C)来确定最大功率耦合点，并且因此生成反馈486(C)。控制器448(C)然后可以将外部谐振电路440(C)设置(即，固定)到正确的调谐频率(即，当反馈486(C)指示最大功率耦合时，将一个或多个可变电容组件481(C)的电容固定到实现针对外部谐振电路440(C)的选定调谐频率的水平)。这些示例可能是有利的，因为在系统制造期间，对于至少植入式谐振电路442(C)不存在“设置调谐”阶段。

如上所述，在图4C的示例中，控制电路480(C)被配置为确定植入式谐振电路442(C)的调谐频率，调谐频率提供与外部谐振电路的最大功率耦合(即，当植入式谐振电路442(C)被调谐至与外部谐振电路的调谐频率实质上匹配的频率时)。在某些示例中，控制电路480(C)包括或被耦合到测量电路483(C)，测量电路483(C)可以被用于测量所接收的信号482(C)的电压或使用所接收的信号482(C)来确定通过RF链路汲取的功率(例如，切换电阻器和测量经整流的电压使得能够确定所汲取的功率量)。在某些实施例中，控制电路480(C)可以生成反馈486(C)，以使得外部组件402(C)中的控制器448(C)调整一个或多个可变电容组件481(C)的电容来增加或减少外部谐振电路440(C)的调谐频率，从而增加在测量电路483(C)处测量的功率。控制电路480(C)继续生成反馈486(C)，从而引起这样的调整，直到检测到在测量电路483(C)处测量的功率减小。此时，控制电路480(C)生成反馈486(C)，从而引起调整反向来再次增加功率。使用对调谐频率(即，一个或多个可变电容组件481(C)的电容)的越来越小的向上和向下调整，控制器448(C)可以使用来自控制电路480(C)的反馈，准确地锁定到正确的调谐频率(例如，锁定到与植入式谐振电路的频率实质相同的频率)。一旦该动态调谐被完成，则在从外部组件接收功率和数据期间，外部谐振电路440(C)保持调谐到调谐频率(例如，相同的第一频率)。

图4C图示了其中针对外部谐振电路440(C)的调谐频率基于最大功率耦合点来确定的示例。与以上实施例类似，针对外部谐振电路440(C)的调谐频率可以备选地基于对所接收的信号482(C)的频率的测量或以其他方式来设置。在又一备选布置中，控制电路480(C)和控制器448(C)可以进行操作来将外部谐振电路440(C)的调谐频率调整到最大功率耦合，而不是非最优化功率耦合。

如所指出的，在图4C的示例中，控制器448(C)调整一个或多个可变电容组件481(C)的电容来调整/改变植入式谐振电路442(C)的谐振(调谐)频率。应当理解，用于调整内部谐振的谐振频率的该技术仅是例示性的，并且植入式谐振电路的谐振频率可以以其他方式(例如，可调/可变电感等)来更改。

图5是根据本文提出的实施例的方法590的流程图。方法590开始于592，在592处，在第一时间段集合期间，电路利用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动包括外部线圈的外部谐振电路，以使得外部线圈将功率传输至植入式谐振电路。在594处，在与第一时间段集合不同的第二时间段集合期间，电路利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动外部谐振电路，以使得外部线圈将数据传输到植入式谐振电路。第二频率不同于第一频率，并且外部谐振电路和植入式谐振电路均具有在第一时间段集合和第二时间段集合中的每一个期间保持相同的相关联的调谐频率。

图6是根据本文提出的实施例的方法690的流程图。方法690开始于592，在592处，植入式医疗设备的外部组件的外部谐振电路将功率信号发送到植入式医疗设备的植入式谐振电路，其中功率信号具有第一频率。在694处，外部谐振电路将数据信号发送到植入式谐振电路，其中数据信号具有第二频率。无论是将功率信号还是数据信号发送到植入式谐振电路，植入式谐振电路和外部谐振电路中的每一个的物理布置不会改变。

如上所述，仅出于例示的目的，已参考具有外部组件和植入式组件的耳蜗植入物描述了本文提出的技术。但是，应当理解，本文提出的技术可以在功率和数据通过经皮通信链路来传输的许多不同类型的植入式医疗设备系统中的任一个中实现。例如，本文提出的技术可以被用于现在已知或以后开发的任何其他部分或完全植入式医疗设备，包括其他听觉假体(诸如，听觉脑干刺激器)、电声听力假体、声学助听器、骨骼传导设备、中耳假体、直接人工耳蜗刺激器、双峰听力假体等。本文提出的技术还可以被用于平衡假体(例如，前庭植入物)、视网膜或其他视觉假体/刺激器、枕叶皮层植入物、传感器系统、植入式起搏器、药物输送系统、除颤器、导管、癫痫发作设备(例如，用于监视和/或治疗癫痫事件的设备)、睡眠呼吸暂停设备、电穿孔设备、脊髓刺激器、深度脑刺激器、运动皮层刺激器、骶神经刺激器、阴部神经刺激器、迷走神经/迷走神经刺激器、三叉神经刺激器、隔膜(膈肌)起搏器、止痛刺激器、其他神经、神经肌肉或功能刺激器等。

图7是图示了其中可以实现本文提出的技术的平衡假体的示意图。应当理解，其仅是其中可以实现本文提出的技术的例示性的另一附加类型的植入式医疗设备。

更具体地，某些个体可能患有平衡障碍，一只或两只耳朵的前庭系统功能/感觉全部或部分丧失。通常，平衡障碍是个体缺乏以舒适的方式控制和/或维持适当的(平衡)身体姿势的能力(即，接受者经历一些失衡感觉)的状况。失衡，在本文中有时被称为平衡问题，可以以多种不同方式表现，诸如不稳定或头晕的感觉、移动感、旋转或漂浮的感觉，即使站立不动或躺下也跌倒、在黑暗中行走困难、视觉模糊或不稳定、无法站立或行走的情况等。平衡异常可能由某些健康状况、药物、衰老、感染、头部受伤、内耳问题、大脑或心脏问题、血液循环问题等而引起。通常，“平衡假体”或“平衡植入物”是被配置为帮助患有平衡失调的接受者(即，植入了平衡假体的人)的医疗设备。

如所指出的，图7图示了根据本文提出的实施例的一个示例平衡假体，即，前庭神经刺激器700。更具体地，如图7所示，前庭神经刺激器700包括外部组件702和植入式组件704，植入式组件704被植入接受者体内(即，植入接受者皮肤/组织705下方)。

外部组件702可以包括在前庭神经刺激器700的操作中使用的许多功能和/或电子元件。然而，为了便于理解，图7仅图示了外部射频(RF)接口电路721和外部线圈706。外部线圈706是外部谐振电路740的一部分。如下文进一步所述，外部RF接口电路721包括数据驱动电路744和功率驱动电路746，数据驱动电路744和功率驱动电路746被选择性地激活/用于将数据和功率分别经皮传输到植入式组件704。

植入式组件704包括植入物主体(主模块)714和前庭刺激布置737。植入物主体734通常包括气密密封的壳体715，前庭神经刺激器700的操作中使用的许多功能和/或电子元件可以被设置在壳体715中。然而，为了便于理解，图7仅图示了内部射频(RF)接口电路724、刺激器单元720和可再充电电池729。植入物主体734还包括内部/植入式线圈722，内部/植入式线圈722通常在壳体715的外部、但是经由气密馈通(图7中未示出)而被连接至内部RF接口电路724。植入式线圈722是植入式谐振电路742的一部分。刺激器单元720可以包括例如一个或多个电流源、开关等，一个或多个电流源、开关等共同操作来生成电刺激信号并且经由前庭刺激布置737而将电刺激信号传递到接受者。

如图7所示，前庭刺激布置737包括引线716和前庭神经刺激(电极)组件718。刺激组件718包括在载体构件734(例如，柔性硅树脂主体)中设置的多个电极726。在该特定示例中，刺激组件718包括三(3)个电极，被称为电极726(1)、726(2)和726(3)。电极726(1)、726(2)和726(3)充当与接受者的前庭神经的电接口。应当理解，具有三个电极的该特定实施例仅是例示性的，并且本文提出的技术可以与具有不同数量电极的刺激组件、具有不同长度的刺激组件等一起使用。

刺激组件718被配置为使得外科医生可以经由例如接受者的卵圆窗而将刺激组件植入到外围前庭系统的耳石器官附近。即，刺激组件718具有足够的刚度和动力学，使得刺激组件可以穿过卵圆窗插入并且可靠地放置在与耳石器官相邻的骨迷路内(例如，足够的刚度用于将刺激组件插入到骨迷路和膜迷路之间的期望深度)。

如上所述，外部组件702包括外部谐振电路740，外部谐振电路740包括外部线圈706。类似地，植入式组件704包括植入式谐振电路742，植入式谐振电路742包括植入式线圈722。当线圈706和722彼此紧邻地定位时，线圈形成经皮紧密耦合的无线链路727。在外部线圈706与植入式线圈722之间形成的这种紧密耦合的无线链路727可以被用于将来自外部组件702的功率和/或数据传输到植入式组件704。在某些示例中，功率和数据使用一种时分多址(TDMA)技术来传输，以共享紧密耦合的无线链路727。即，紧密耦合的无线链路727被用于将功率和数据从外部组件702分别传输到植入式组件704，其中功率和数据的传输使用相同的外部线圈706(即，用于数据和功率的共享外部线圈)、在分离(不同和不重叠)的时隙期间发生。例如，在第一时间段集合期间，外部RF接口电路721的功率驱动电路746被配置为驱动(激励)外部线圈706，以将数据发送到植入式组件104。在第二时间段集合期间，外部RF接口电路721的数据驱动电路744被配置为驱动(激励)外部线圈706，以将功率发送到植入式组件704。

如所指出的，在图7的示例中，外部线圈706是外部谐振电路(例如，外部谐振储能电路)740的一部分。类似地，植入式线圈722和内部RF接口电路724的至少一部分形成植入式谐振电路(例如，内部谐振储能电路)742。外部谐振储能电路740和内部谐振储能电路742共同形成谐振系统750，谐振系统750用作紧密耦合的无线链路727。

为了将功率从外部组件702有效地传输到植入式组件704，紧密耦合的无线链路727(谐振系统750)应具有较高的品质因数。即，紧密耦合的无线链路727的品质因数在功率传输期间应被最大化，从而确保低功率损失。然而，如上所述，高品质因数与窄带宽相关联，这对于通过紧密耦合的无线链路727进行数据传输是有问题的。因此，功率传输和数据传输具有竞争性的品质因数要求(即，有效功率传输需要高/最大的品质因数，而较高带宽的数据需要较低的品质因数)。

本文提出的技术通过在外部谐振电路740处使用不同的发射(驱动)频率来解决功率和数据传输的这些竞争品质因数要求。更具体地，在图7的实施例中，功率驱动电路746被配置为以第一频率来驱动外部线圈706(外部谐振感应线圈)，以通过紧密耦合的无线链路727来传输功率。外部谐振电路740和植入式谐振电路742均被实质上调谐到该相同的第一频率。即，外部谐振电路740和植入式谐振电路742各自在结构上被配置为谐振与第一频率实质相同的频率。因此，谐振系统750可以被称为被调谐到第一频率。换言之，在这些实施例中，用于功率传输的第一频率是谐振系统750的谐振频率(即，外部谐振电路740和植入式谐振电路742中的每一个的谐振频率)。

由于功率传输以与外部谐振电路740和植入式谐振电路742中的每一个的调谐频率(即，谐振系统750的调谐频率)实质匹配的频率发生，所以最大功率耦合利用第一频率的功率传输来实现。换言之，驱动/发射频率与谐振系统750的调谐频率的匹配提供了高品质因数，其中如所指出的，系统的品质因数越高，跨紧密耦合的无线链路727功率传输效率越有效。

虽然如上所述，高品质因数适合于功率传输，但是高品质因数降低了可以借助紧密耦合的无线链路727的感应耦合来传输数据的速率(即，减少了紧密耦合的无线链路727的可用带宽)。当发射频率等于或接近谐振频率时，谐振系统的品质因数较高，而在与谐振频率具有适当距离/间距的不同频率下，品质因数较低。因此，用于传输数据的适当品质因数可以在与谐振系统750的谐振频率间隔某个频率距离的发射频率处获得。因此，根据本文所呈现的实施例，数据驱动电路744被配置为以第二频率来驱动包括外部线圈706的外部谐振电路740，以通过紧密耦合的无线链路727来传输数据，其中第二频率不同于第一频率。在数据传输期间，外部谐振电路740和植入式谐振电路742两者均保持调谐到第一频率(即，外部谐振电路740和植入式谐振电路742均具有固定其调谐频率的固定结构)。这样，频率“失配”或发射频率与谐振系统750的频率之间的差导致组合谐振系统的品质因数降低(即，降低紧密耦合的无线链路727的品质因数)，这进而增加了可用于数据传输的带宽。

总之，图7图示了根据本文提出的实施例的布置，其中在第一时间段集合期间，包括外部线圈706的外部谐振电路740以第一频率被驱动为将功率传输到包括植入式线圈722的植入式谐振电路742。在第二时间段集合期间，外部谐振电路740以第二频率被驱动为将数据传输到植入式谐振电路742，其中第二频率与第一频率间隔开频率距离。在第一和第二时间段集合期间，外部谐振电路740和植入式谐振电路742保持调谐到第一频率(即，外部谐振电路740和植入式谐振电路742具有固定调谐)。

应当理解，本文提出的实施例不是互相排斥的。

本文所描述和所要求保护的发明范围不受本文所公开的特定优选实施例的限制，因为这些实施例旨在作为本发明的若干方面的例示，而不是限制本发明的若干方面。任何等同的实施例均意图在本发明的范围内。实际上，除了本文中示出和描述的内容之外，根据前面的描述，本发明的各种修改对于本领域技术人员将变得显而易见。这样的修改也意图落入所附权利要求的范围内。

Claims (46)

1.一种植入式医疗设备，包括：

植入式谐振电路，包括植入式线圈；

外部谐振电路，包括外部线圈，所述外部谐振电路被配置为分别使用分离的功率时隙和数据时隙，将功率和数据经皮传输到所述植入式谐振电路；以及

外部射频(RF)接口电路，被配置为在所述功率时隙期间，以第一频率来驱动所述外部谐振电路，并且在数据时隙期间，以第二频率来驱动所述外部谐振电路，其中所述第二频率与所述第一频率不同。

2.根据权利要求1所述的植入式医疗设备，其中所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路各自具有固定谐振频率，所述固定谐振频率在所述功率时隙或所述数据时隙中的任一个期间均不改变。

3.根据权利要求2所述的植入式医疗设备，其中所述植入式谐振电路的所述固定谐振频率和所述外部谐振电路的所述固定谐振频率与所述第一频率实质相同。

4.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，其中在所述功率时隙和所述数据时隙中的每一个期间，所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的物理布置保持固定。

5.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，其中所述第一频率基于所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的谐振频率来选择，并且所述第一频率是与所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路之间的预定功率耦合相对应的频率。

6.根据权利要求5所述的植入式医疗设备，其中所述预定功率耦合是所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的实质上最大的功率耦合。

7.根据权利要求5所述的植入式医疗设备，其中所述预定功率耦合是所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的非最优化功率耦合。

8.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，其中所述第一频率在所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间提供选定功率耦合，并且其中所述第二频率是与所述第一频率间隔开的频率，以提供在所述数据时隙期间用于将数据传输到所述植入式线圈的选定带宽。

9.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，其中所述第二频率与所述第一频率间隔开预定频率距离。

10.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，其中所述第二频率是所述第一频率的倍数。

11.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，其中所述第二频率是所述第一频率的分频。

12.根据权利要求1、2或3所述的植入式医疗设备，还包括：

控制电路，被耦合至所述植入式谐振电路，其中所述控制电路被配置为：

标识所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的最大功率耦合；以及

基于所标识的最大功率耦合来设置所述植入式谐振电路的谐振频率。

13.根据权利要求12所述的植入式医疗设备，其中所述植入式谐振电路包括一个或多个可变电容组件，并且其中所述控制电路被配置为调整所述一个或多个可变电容组件的电容，以基于所述外部谐振电路的所标识的谐振频率来设置所述植入式谐振电路的所述谐振频率。

14.根据权利要求12所述的植入式医疗设备，其中所述控制电路被配置为将所述植入式谐振电路的所述谐振频率设置为与所述外部谐振电路的所标识的谐振频率实质相同的频率。

15.一种方法，包括：

在第一时间段集合期间，利用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动包括外部线圈的外部谐振电路，以使得所述外部线圈将功率传输至植入式谐振电路；以及

在与所述第一时间段集合不同的第二时间段集合期间，利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路，以使得所述外部线圈将数据传输到所述植入式谐振电路，

其中所述第二频率不同于所述第一频率，并且

其中所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路各自具有相关联的调谐频率，所述相关联的调谐频率在所述第一时间段集合和所述第二时间段集合中的每一个期间保持相同。

16.根据权利要求15所述的方法，其中所述植入式谐振电路的所述调谐频率和所述外部谐振电路的所述调谐频率与所述功率驱动信号的所述第一中心频率实质相同。

17.根据权利要求15或16所述的方法，其中在所述第一时间段集合和所述第二时间段集合中的每一个期间，所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的物理布置保持固定。

18.根据权利要求15或16所述的方法，其中利用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动所述外部谐振电路包括：

使用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动所述外部谐振电路，所述第一中心频率基于所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的谐振频率来选择，并且所述第一中心频率对应于所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路之间的预定功率耦合。

19.根据权利要求18所述的方法，其中所述预定功率耦合是所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的实质上最大功率耦合。

20.根据权利要求18所述的方法，其中所述预定功率耦合是所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的非最优化功率耦合。

21.根据权利要求15或16所述的方法，其中利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路包括：

利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路，所述第二中心频率与所述第一频率间隔开预定频率距离。

22.根据权利要求15或16所述的方法，其中利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路包括：

利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路，所述第二中心频率是所述功率驱动信号的所述第一中心频率的倍数。

23.根据权利要求15或16所述的方法，其中利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路包括：

利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路，所述第二中心频率是所述功率驱动信号的所述第一中心频率的分频。

24.根据权利要求15或16所述的方法，其中所述植入式谐振电路被电耦合至控制电路，并且其中所述方法还包括：

通过所述控制电路来标识所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的最大功率耦合；以及

通过所述控制电路基于所述最大功率耦合来设置所述植入式谐振电路的调谐频率。

25.根据权利要求24所述的方法，其中所述植入式谐振电路包括一个或多个可变电容组件，并且其中所述方法还包括：

通过所述控制电路来调整所述一个或多个可变电容组件的电容，以基于所述外部谐振电路的所标识的调谐频率来设置所述植入式谐振电路的所述调谐频率。

26.根据权利要求24所述的方法，其中基于所述外部谐振电路的所标识的调谐频率来设置所述植入式谐振电路的所述调谐频率包括：

将所述植入式谐振电路的所述调谐频率设置为与所述外部谐振电路的所标识的调谐频率实质相同的频率。

27.一种植入式医疗设备的外部组件，包括：

外部谐振电路，包括外部线圈，所述外部谐振电路被配置为与植入式谐振电路形成经皮通信链路；

功率驱动电路，被配置为利用具有第一中心频率的功率驱动信号来驱动所述外部谐振电路，以使得所述外部线圈将功率传输至所述植入式谐振电路；以及

数据驱动电路，被配置为利用具有第二中心频率的数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路，以使得所述外部线圈将功率传输至所述植入式谐振电路，

其中所述第一频率在所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路之间提供选定的功率耦合，并且其中所述第二频率是与所述第一频率间隔开选定的频率距离的频率，以向所述经皮通信链路提供选定带宽。

28.根据权利要求27所述的外部组件，其中所述功率驱动电路被配置为在第一时间段集合期间，利用所述功率驱动信号来驱动所述外部谐振电路，并且其中所述数据驱动电路被配置为在第二时间段集合期间，利用所述数据驱动信号来驱动所述外部谐振电路。

29.根据权利要求27或28所述的外部组件，其中所述外部谐振电路具有固定谐振频率，无论是由所述功率驱动信号还是由所述数据驱动信号来驱动，所述固定谐振频率都不会改变。

30.根据权利要求29所述的植入式医疗设备，其中所述外部谐振电路的所述固定谐振频率与所述第一频率实质相同。

31.根据权利要求27或28所述的外部组件，其中无论是由所述功率驱动信号还是由所述数据驱动信号来驱动，所述外部谐振电路的物理布置都不会改变。

32.根据权利要求27或28所述的外部组件，其中所述第一频率基于所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的谐振频率来选择，并且所述第一频率是与所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路之间的实质上最大功率耦合相对应的频率。

33.根据权利要求27或28所述的外部组件，其中所述第一频率基于所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的谐振频率来选择，并且所述第一频率是与所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路之间的非最优化功率耦合相对应的频率。

34.根据权利要求27或28所述的外部组件，其中所述第二频率是所述第一频率的倍数。

35.根据权利要求27或28所述的外部组件，其中所述第二频率是所述第一频率的分频。

36.一种方法，包括：

经由植入式医疗设备的外部组件的外部谐振电路，将功率信号发送到所述植入式医疗设备的植入式谐振电路，其中所述功率信号具有第一频率；以及

经由所述外部谐振电路，将数据信号发送到所述植入式谐振电路，其中所述数据信号具有第二频率，以及

其中无论是将所述功率信号还是所述数据信号发送到所述植入式谐振电路，所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的物理布置都不会改变。

37.根据权利要求36所述的方法，其中所述功率信号在第一时间段集合期间被发送，并且所述数据信号在与所述第一时间段集合分离的第二时间段集合期间被发送。

38.根据权利要求36或37所述的方法，其中所述外部谐振电路和所述植入式谐振电路各自具有相关联的调谐频率，所述相关联的调谐频率在所述第一时间段集合和所述第二时间段集合两者期间均保持相同。

39.根据权利要求38所述的方法，其中所述外部谐振电路的所述调谐频率和所述植入式谐振电路的所述调谐频率与所述功率信号的所述第一频率实质相同。

40.根据权利要求36或37所述的方法，其中将所述功率信号发送到所述植入式医疗设备的所述植入式谐振电路包括：

利用所述功率信号来驱动所述外部谐振电路，其中所述第一频率基于所述植入式谐振电路和所述外部谐振电路中的每一个的谐振频率来选择，并且所述第一频率对应于所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的预定功率耦合。

41.根据权利要求36或37所述的方法，其中将所述数据信号发送到所述植入式医疗设备的所述植入式谐振电路包括：

利用所述数据信号来驱动所述外部谐振电路，其中所述第二频率与所述第一频率间隔开预定频率距离。

42.根据权利要求36或37所述的方法，其中所述第二频率小于所述功率信号的所述第一频率。

43.根据权利要求36或37所述的方法，其中所述第二频率大于所述功率信号的所述第一频率。

44.根据权利要求36或37所述的方法，其中所述植入式谐振电路被电耦合至控制电路，并且其中所述方法还包括：

通过所述控制电路来标识所述外部谐振电路与所述植入式谐振电路之间的最大功率耦合；以及

通过所述控制电路来基于所标识的最大功率耦合来设置所述植入式谐振电路的调谐频率。

45.根据权利要求44所述的方法，其中所述植入式谐振电路包括一个或多个可变电容组件，并且其中所述方法还包括：

通过所述控制电路来调整所述一个或多个可变电容组件的电容，以基于所述外部谐振电路的所标识的调谐频率来设置所述植入式谐振电路的所述调谐频率。

46.根据权利要求44所述的方法，其中基于所述外部谐振电路的所标识的调谐频率来设置所述植入式谐振电路的所述调谐频率包括：

将所述植入式谐振电路的所述调谐频率设置为与所述外部谐振电路的所标识的所述调谐频率实质相同的频率。

Images