CN1871048B - 用于与植入的医疗设备无线通信的全向天线 - Google Patents

Abstract

植入在病人体内的医疗设备可由RF信号激活并供能。除非将医疗设备相对于发射天线正确地定向，否则可能接收不到足够的信号能量来给该设备供能。但是，由于植入位置的约束无法保证最优的定向。本发明的发射天线是平面和全向的，由此消除了正确地定向植入的医疗设备的需要。

Description

用于与植入的医疗设备无线通信的全向天线

相关申请的参照

无

关于联邦政府主办的研究或开发的声明

无

技术领域

本发明涉及用于向植入在动物体内的医疗设备发射射频信号的装置，尤其涉及其中射频信号使植入的设备对心脏组织输送能量以达到刺激收缩的目的的心脏起搏设备。

背景技术

对自然心博减缓或紊乱者的一种治疗法是植入心脏起搏设备。心脏起搏设备是刺激心脏以规律的时间间隔博动的小型电子装置。该设备包括植入在病人胸腔中的脉冲发生器，它产生刺激心脏收缩的电脉冲。电线从脉冲发生器延伸到邻近特定心肌放置的数个电极，后者在被电激励时产生邻近心室的收缩。

很常见的是这些电线通过进入心脏的动脉或静脉延伸，从而诸电极可被放置在需要刺激的心室的肌肉中。这些电线通常通过动脉或静脉延伸某个距离，并可能通过一个或两个心脏瓣膜。在其它病人体内，插接电极被放置在心脏外表面上，且其电线通过组织延伸到起搏设备。无论使用哪种类型的布线，重要的是要将电极附着在心脏上的适当位置以刺激肌肉并产生收缩。因此，适当地定位电极，以在对诸如血液循环等其它生理功能产生最小的不利影响的情况下达到最大的心脏刺激。

近年来提出了诸如美国专利第6,445,953号中所描述的无线起搏设备。使用此类设备，从常规的起搏电路向放置在心脏上要发生刺激的位置处的刺激器设备发射射频(RF)信号。例如，可将刺激器设备架设在植入心脏血管中的支架(stent)上。射频信号激活支架，后者将电刺激脉冲施加于心脏组织。用于刺激心脏的电能是从射频信号的能量中得到的。

这一无线系统中的困难之一是确保刺激器设备接收到最大量的RF能量。在支架的情形中，天线是定位在圆柱表面上的线圈，并从在穿过线圈绕组的方向上定向的电磁场接收最大量的能量。但是，因为支架可按不同朝向被植入到病人体内，并且发射器天线的朝向同样地改变，所以很难确保来自RF信号的电磁场会相对于支架天线地正确地定向。

发明内容

本发明提供一种用于发射射频信号以触发植入在动物体内的设备的天线组件。该天线组件具有实质上扁平的结构，该结构包括依次堆叠的第一天线、第二天线和第三天线。第一天线发射沿第一条轴传播的第一电磁波，而第二天线发射沿实质上与第一条轴正交的第二条轴传播的第二电磁波。第三天线发射沿实质上与第一条轴和第二条轴正交的第三条轴传播的第三电磁波。

因此，从该天线组件全向地发射电磁波，且接收医疗设备可从这些电磁波得到能量，而无论该医疗设备对发射装置的朝向是什么。

在该天线组件的一个优选实施例中，第一天线有在第一对称轴的一侧上的第一线圈部分，并有定位在在第一对称轴的另一侧上的第二线圈部分。第二天线包括在第二对称轴的一侧上的第三线圈部分和在第二对称轴的另一侧上的第四线圈部分；其中第二对称轴与第一对称轴正交。较佳的是，所发射的信号以与施加于第二天线的信号有90度的相位差施加于第一天线。这将从第一和第二天线发射圆偏振RF信号。第三天线具有导电的单个线圈部分，它发射与圆偏振RF信号正交地传播的第三电磁波。

附图说明

图1描绘嵌入在病人体内的心脏起搏装置；

图2是带有该心脏起搏装置的血管电极支架的等比例剖面图；

图3是该血管电极支架上的电路的示意性框图；

图4是结合了本发明的图1中的起搏设备的示意性框图；

图5是该起搏设备的天线组件纵切截面图；

图6示出该天线组件中的第一天线；

图7示出该天线组件中的第二天线；以及

图8示出该天线组件中的第三天线。

具体实施方式

首先参考图1，用于施加电刺激以起搏心脏11的装置10包括起搏设备12以及定位在动脉或静脉14中的一个或多个血管电极支架20和21，血液通过动脉或静脉流向心肌或从心肌流出。如将更加详细地描述的，起搏设备12发射射频信号16，它在植入的血管电极支架中产生电流，由此刺激心肌。

参考图2，电极支架20被放置在心脏11的动脉或静脉14中。电极支架20的主体23的设计类似于公知的用于扩大受限血管的可膨胀血管支架。此类血管支架一般为管状设计，它起初折叠为相对很小的直径，从而使它们能够自由地穿过病人的动脉和静脉。

植入电极支架20的过程类似于常规血管支架所使用的过程。例如，将标准导管尾部的气囊插入到折叠的、或缩小直径的结构的电极支架20中。然后通过切口将该装置插入到靠近病人皮肤的静脉或动脉中，并使其通过血管系统到达邻近心脏11的合适的位置。特别地，电极支架20最终被安置在邻近应当施加刺激的心肌部分的心脏动脉或静脉14中。然后将导管的气囊充气以使血管电极支架20膨胀，该膨胀还稍稍扩大动脉或静脉14，如图2中所见，从而将电极支架20嵌入到血管壁中。动脉或静脉14的这一稍稍扩大以及电极支架的管状设计允许血液相对无阻地流过该设备。将气囊放气，将导管从病人体内移走，然后闭合切口。电极支架20仍然留在动脉或静脉中，而没有任何电线将电极连接到起搏设备12。

参考图2和3，血管电极支架20的主体23上架设了信号接收电路22。信号接收电路22包括例如天线28、射频信号检测器26、以及由第一和第二电极24和25构成的刺激器。天线28包括具有多个绕组的线圈，并被连接到射频信号检测器26的输入，该射频信号检测器26可被调谐到由起搏设备12发射的RF信号16的频率(例如，27MHz)，但不必非要是已调谐的电路。一检测到射频信号16，检测器26即将该信号的能量转换为施加于第一和第二电极24和25的差动电压脉冲。那些电极与病人的心脏组织一起构成允许对该组织进行刺激的电路。因此，每当起搏设备12发射射频信号16时，就在电极支架20附近产生电压脉冲，由此刺激邻近该电极的心肌。

本发明特别关注的是图4中详细示出的起搏设备12。该起搏设备的内部电路和操作很大部分类似于现有技术的心脏起搏器。但是，不是经由电线将起搏信号施加于刺激电极，而是产生射频信号。起搏设备12由电池(未示出)供能。

起搏设备12包含在心脏起搏装置10所使用的以预定频率(例如，27MHz)产生射频信号的本机振荡器40。将此射频信号施加于放大器42的输入，放大器42由来自常规起搏信号发生器41的触发信号选通。起搏信号发生器41的电路和现有技术的医疗设备中用来确定何时需要心脏刺激脉冲的电路是相同的。由该确定所产生的输出信号使放大器42能够通过来自本机振荡器40的射频信号脉冲串。

来自放大器42的输出被连接到信号分离器43的输入，后者将射频信号分成功率相等的三个信号部分。每个信号部分通过诸如具有中心导体和屏蔽导体的单独的同轴电缆等单独的传输线45、46和47被发射到天线组件44。第一传输线45比第二传输线46要长，以使其天线处相应的信号相位差90度。

因为屏蔽导体仅在靠近信号分离器43的一端接地，所以天线端可能由于屏蔽导体的感应而不在接地电位。这可能在传输线45-47中构成驻波，它们耗散了本应由天线组件44发射的能量。因此，在天线组件44中为每条传输线45-47提供单独的平衡转换器48、49或50。平衡转换器48-50将诸传输线的接地分开，由此在屏蔽的天线端提供很高的阻抗以衰减任何驻波。例如，可由五个绕组的同轴传输线的螺旋来构成平衡转换器，其中电容在第一个和最后一个绕组处跨接屏蔽导体，但是可使用其它类型的平衡转换器。平衡转换器是调谐到RF信号频率的LC并联谐振器。在通过平衡转换器48-50之后，每条传输线45、46或47分别由匹配电路51、52或53耦合到三根天线56、57或58中的一条，以将放大器输出阻抗和传输线阻抗与相应天线的输入阻抗相匹配。

参考图5，天线组件44的三个平面天线56、57或58在多层叠片结构中依次堆叠，其中该多层叠片结构是例如直径15-17cm的圆。第一和第二天线56和57由第一基片54的相反两面上的导电带构成，而第三天线58由毗邻第二天线57的第二基片55较远的表面上的导电带构成。但是，第二基片55可以在第一基片54的反面，从而毗邻第一天线56。每个基片都是常用于硬性或软性印刷电路板的一类不导电材料，而导电带是附着与基片的一个或多个表面的金属。软性基片的使用允许外着的天线组件44稍微弯曲以符合病人胸腔的外表面。

图6中示出第一天线56的导电图，它包括将第一和第二线圈部分59和60对称地定位在第一对称轴65相对两侧的线圈。例如，每个线圈部分59和60都有两个绕组，其中每个绕组由一般为半圆的波瓣和平行于第一对称轴65的线性导体构成。在天线组件的给定应用中也可使用带有更多个数的绕组或甚至仅有单个绕组的线圈部分。特别地，第一线圈部分59包括在第一对称轴65的一侧上向外延伸的第一传导波瓣61，其第一端66和第二端67邻近该轴，但与其保持一定距离。第一线圈部分59的第二波瓣62在第一波瓣61内部延伸，并与其保持一定距离，且其第三端68靠近第一波瓣的第一端66，第四端69靠近第一波瓣的第二端67。第一线性导体76将第一波瓣61的第一端66连接到第二波瓣62的第四端69，而第二线性导体78将第一波瓣的第二端67连接到第一节点74。第一节点74在第一对称轴65邻近第一波瓣61的第一端66的地方。

第二线圈部分60是由在第一对称轴65上与第一线圈部分59相反一侧上向外延伸的第三波瓣63构成的，并有邻近第一波瓣61的第一端66、但与其保持一定距离的第五端70。第三波瓣63有第六端71。第二线圈部分60的第四波瓣64在第三波瓣63内部，并有邻近第三波瓣的第五端70的第七端72和邻近第六端71的第八端73。第三线性导体80将第三波瓣63的第六端71连接到第一节点74。第四线性导体82将第四波瓣64的第八端73连接到第三波瓣63的第五端70。

第一节点74是短传导元件，它部分地填补了第一波瓣61的第一端66与第三波瓣63的第五端70之间的缺口。由另一个短传导元件构成的第二节点84位于第一对称轴65上邻近第一节点74的地方，其中第一节点74在分属第二和第四波瓣62和63的第三和第七端68和72之间。第二波瓣62的第三端68和第四波瓣64的第七端72由绝缘跳线85和86电连接到第二节点84。第一和第二节点74和84提供用于将第一传输线45耦合到第一天线56的第一和第二线圈部分59和60的端子。

第一天线56由第一匹配电路51连接到第一传输线45。特别地，第一匹配电路51具有第一或阻抗匹配电容92，它将传输线的中心导体耦合到天线的第二节点84。第一传输线45还具有被直接连接到第一节点74的屏蔽导体，并且第二或调谐电容94被连接在第一和第二节点74和84之间。第一传输线到第一和第二节点74和84的耦合将来自信号分离器43的射频信号施加于第一天线56。这导致第一天线56发射朝天线中心处的箭头所指方向的电磁场B。

图7中示出第二天线57的导电图，它等同于第一天线56的导电图，唯一的例外是它在第一基片54上旋转了90度。第二天线57包括在第二对称轴105相反的两侧上的第三和第四线圈部分98和99。例如，这些线圈部分98和99中每一个都有两个绕组，其中每个绕组由一般为半圆的波瓣和平行于第二对称轴105的线性导体构成。特别地，第三线圈部分98包括第五传导波瓣101，它在第二对称轴105的一侧上向外延伸，并有邻近该轴但与其保持一定距离的第九端106和第十端107。第三线圈部分98的第六波瓣102在第五波瓣101的内部延伸并与其保持一定距离，并且它有靠近第五波瓣的第九端106的第十一端108和靠近第五波瓣的第十端107的第十二端109。第五线性导体116将第五波瓣101的第九端106连接到第六波瓣102的第十二端109，而第六线性导体118将第五波瓣的第十端107连接到第三节点114。第三节点114在第二对称轴105上邻近第五波瓣101的第九端106的地方。

第四线圈部分99由第七波瓣103构成，它在第二对称轴105上与第三线圈相反的一侧上向外延伸，并具有邻近第五波瓣101的第九端106但与其保持一定距离的第十三端110。第七波瓣103具有第十四端111。第四线圈部分99的第八波瓣104在第七波瓣103内部，并有邻近第七波瓣的第十三端110的第十五端112和邻近第十四端111的第十六端113。第七线性导体120将第七波瓣103的第十四端111连接到第三节点114。第八线性导体122将第八波瓣104的第十六端113连接到第七波瓣103的第十三端110。

第三节点114是分属第五和第七波瓣101和103的第九和第十三端106和110之间的短传导元件。第四节点124是位于第二对称轴105上邻近第三端点114处的短传导元件，其中第三端点114在分属第六和第八波瓣102和104的第十一和第十五端点108和112之间。第六波瓣102的第十一端108和第八波瓣104的第十五端112由绝缘跳线125和126电连接到第四节点124。第三和第四节点114和124提供用于将第二传输线46耦合到第二天线57的第三和第四线圈部分98和99的端子。

第二天线57由第二匹配电路52连接到第二传输线46。特别地，第二匹配电路52有一个将该传输线的中心导体耦合到第二天线的第四节点124的电容128。第二传输线46还有被直接耦合到第三节点114的屏蔽导体，并且另一个电容129被连接在第三和第四节点114和124之间。第二传输线46到第三和第四节点114和124的耦合将来自信号分离器43的射频信号施加于第二天线57。这导致第二天线57发射天线中心处的箭头所指方向的电磁场B，其中该方向与由第一天线56生成的电磁场的方向正交。

参考图8，第三天线58包括带有两个绕组的单个线圈130，这两个绕组由一对同心、环形的导体131和132构成，这两个导体较佳地是圆的。应当理解，取决于天线组件44的具体应用，第三天线58可能有更少或更多的绕组。第一环形导体131有一个缺口，由此构成第十七和第十八端134和135。第二环形导体132在第一环形导体131内部，并且也有一个缺口，由此创建了第十九和第二十端136和137。桥接导体138将第十八端135连接到第十九端136。

第三天线58由第三匹配电路53连接到第三传输线47。第三传输线47的中心导体由电容141连接到第一环形导体132的第十七端134。第三传输线47的屏蔽导体被直接连接到第十二端137。另一个电容142被跨接在第十七端134和第十二端137。第三天线58发射垂直于图面的电磁场B。

第二天线57的每个波瓣101-104的半径与第一天线56的波瓣61-63的半径是不同的，因此在分层的天线组件44中相应的导体并不相互重叠，如图5中明显可见。类似地，图示第三天线58的第一和第二环形导体131和132的半径与其它两个天线56和57中的波瓣的半径不同，因此其导电图并不与这些天线波瓣的任一导体重叠。以此方式偏移三个平面天线56-58中的每一个天线的传导元件降低了邻近天线之间的容性耦合。或者，当在中间的电路板层提供实质性的电介质来阻止有害的容性耦合，第一和第三天线的传导模式相互重叠是可能的。

再次参考图4，当起搏信号发生器41确定需要刺激脉冲时，即触发放大器42以通过来自本机振荡器40的射频信号的脉冲串。然后信号分离器43将信号分成对应于三个天线56-58的三个单独部分。这些信号部分通过平衡转换器44-46和匹配电路50-52的一个组合被施加于组件44内相应的天线56-58。因为馈至第一天线56的第一传输线45比对应于第二天线57的第二传输线46要长，所以馈至第一天线56的信号部分与向第二天线57施加的信号部分相位差90度。结果是，第一和第二天线56和57生成平行于天线组件44的平面的圆偏振RF场。为实现RF场的正交分布，此平面中的圆偏振场是很重要的。如果第一和第二天线56和57接收同相信号，则将在与每个天线的朝向成45度的方向上产生线性场，这将与朝向该方向的单个天线所能实现的场相同。

通过第三平衡转换器46和第三匹配电路52馈送的第三信号部分被施加于第三天线58。此天线的圆形设计发射沿与其它两个天线56和57所产生的圆偏振场正交的方向传播的射频波。这些所发射的RF场的每一个的定向的结果是，天线组件44构成独立于支架相对于发射器天线组件44的朝向的全向场，它在植入的支架上感应起电压。

以上描述主要针对本发明的优选实施例。即使对本发明范围内的各种替换方案给予了一些注意，但是预计本领域技术人员很可能实现目前从本发明的实施例的揭示显而易见的其它替换方案。例如，尽管是在心脏起搏设备的上下文中描述了本发明，但是可配合用于对身体的其它器官进行电刺激(诸如对大脑进行电刺激以便进行癫痫控制)的设备来使用这一新颖的天线。还可使用本发明的天线来与植入在动物体内的传感设备通信。由此，本发明的范围应从所附权利要求书来确定，而不受以上公开内容的限制。

Claims (29)

1.一种在用于发射射频信号以激活植入在动物体内的设备的装置中的天线组件，所述射频信号被施加于所述天线组件，且所述天线组件具有实质上平面的结构，所述天线组件包括依次堆叠的第一天线、第二天线和第三天线，其中所述第一天线产生第一方向的第一电磁场，所述第二天线产生实质上与所述第一方向正交的第二方向的第二电磁场，且所述第三天线产生实质上与所述第一方向和所述第二方向正交的第三方向的第三电磁场。

2.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述第一天线有在第一条轴的一侧的第一平面线圈部分，并有位于所述第一条轴的另一侧的第二平面线圈部分。

3.如权利要求2所述的装置，其特征在于，所述第二天线有在第二条轴的一侧的第三平面线圈部分，并有位于所述第二条轴的另一侧的第四平面线圈部分，其中所述第二条轴实质上与所述第一条轴正交。

4.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述第一平面线圈部分，第二平面线圈部分，第三平面线圈部分和第四平面线圈部分中的每一个都包括两个线圈绕组。

5.如权利要求3所述的装置，其特征在于：

所述第一天线还包括其间连接了所述第一平面线圈部分和所述第二平面线圈部分的第一节点和第二节点，以及被连接到所述第一节点和第二节点以将一条传输线耦合到所述第一天线的第一阻抗匹配电路；以及

所述第二天线还包括其间连接了所述第三平面线圈部分和所述第四平面线圈部分的第三节点和第四节点，以及被连接到所述第三节点和第四节点以将另一条传输线耦合到所述第二天线的第二阻抗匹配电路。

6.如权利要求3所述的装置，其特征在于，所述第三天线具有带两个端的单个平面线圈。

7.如权利要求6所述的装置，其特征在于，还包括被连接到所述两个端以将一条传输线耦合到所述第三天线的阻抗匹配电路。

8.如权利要求6所述的装置，其特征在于，所述第一天线、所述第二天线和所述第三天线是不同的大小，从而它们相应的线圈部分不会重叠。

9.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述第一天线至少具有第一对传导波瓣，其中一个传导波瓣在第一条轴的一侧延伸，且另一个传导波瓣在所述第一条轴的另一侧延伸。

10.如权利要求9所述的装置，其特征在于，所述第二天线至少具有第二对传导波瓣，其中一个传导波瓣在第二条轴的一侧延伸，且另一个传导波瓣在所述第二条轴的另一侧延伸。

11.如权利要求10所述的装置，其特征在于，所述第二条轴实质上与所述第一条轴正交。

12.如权利要求1所述的装置，其特征在于，所述第三天线包括至少一个带缺口的传导环。

13.一种在用于向植入在动物体内的医疗设备发射射频信号的装置中的天线组件，包括：

第一天线，它被施加用于激活所述医疗设备的射频信号，并有在第一对称轴的一侧的第一线圈部分和位于所述第一对称轴的另一侧的第二线圈部分；

第二天线，它被施加用于激活所述医疗设备的射频信号，并有在第二对称轴的一侧的第三线圈部分和位于所述第二对称轴的另一侧的第四线圈部分，其中所述第二对称轴与所述第一对称轴正交；以及

第三天线，它被施加用于激活所述医疗设备的射频信号，并有带缺口的传导环。

14.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述第一、第二、第三和第四线圈部分中的每一个包括至少一个带两个端的弯曲波瓣、以及连接到其中一端并延伸到邻近其中另一端的点的线性导体。

15.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述第一天线的第一线圈部分和第二线圈部分的每一个都有多个绕组。

16.如权利要求15所述的装置，其特征在于，所述第二天线部分的第三线圈部分和第四线圈的每一个都有多个绕组。

17.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述第一天线、第二天线和第三天线被依次堆叠在平面组件中。

18.如权利要求17所述的装置，其特征在于，所述第一、第二和第三天线中的每一个具有一中心点，所有的中心点实质上是对齐的。

19.如权利要求17所述的装置，其特征在于，所述第一天线和所述第二天线的各自的线圈部分具有在所述平面组件中不重叠的弯曲波瓣。

20.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述第一天线和所述第二天线由第一基片的相对两侧上的导电图构成，且所述第三天线由平行于所述第一基片的第二基片上的导电图构成。

21.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述天线组件实质上是平面的。

22.如权利要求13所述的装置，其特征在于，所述第三天线有一对同心的传导环，它们每一个都有一个缺口。

23.如权利要求13所述的装置，其特征在于，还包括信号分离器，它被耦合到所述第一、第二和第三天线，并将所述射频信号分成三个部分，其中每一部分被施加于所述天线中的一个不同的天线。

24.如权利要求23所述的装置，其特征在于，所述信号分离器由平衡转换器和阻抗匹配电路耦合到所述第一、第二和第三天线中的每一个。

25.如权利要求23所述的装置，其特征在于，所述信号分离器由一种机制耦合到所述第一天线，在所述机制中，所述射频信号中被施加于所述第一天线的部分与所述脉冲信号中被施加于所述第二天线的部分成相位差90度。

26.一种在用于向植入在动物体内的设备发射射频信号的装置中的天线设备，所述天线设备包括：

第一天线、第二天线和第三天线，它们每一个都具有平面结构，且所述第一、第二和第三天线中的一个位于其它两个天线之间；

所述第一天线和所述第二天线中的每一个都有向轴的一侧延伸并具有定距离间隔的第一和第二端的第一波瓣；具有定距离间隔的第三和第四端并在所述第一波瓣内延伸的第二波瓣，其中所述第三端邻近所述第一端；向所述轴的相反一侧延伸并具有定距离间隔的第五和第六端的第三波瓣；具有定距离间隔的第七和第八端并在所述第三波瓣内向所述相反一侧延伸的第四波瓣，其中所述第七端邻近所述第五端；所述第一波瓣的第一端被连接到所述第二波瓣的第四端，所述第二端被连接到所述第一波瓣的第一端与所述第三波瓣的第五端之间并与其分离的一个节点，所述第六端被连接到所述节点，且所述第二波瓣的第三端被连接到所述第四波瓣的第七端；

其中，所述第一天线的轴与所述第二天线的轴正交；以及

所述第三天线有第一环形导体，所述第一环形导体有第九和第十端，它们中间有一缺口；以及在所述第一环形导体内部的第二环形导体，所述第二环形导体有第十一和第十二端，它们中间有另一缺口，其中所述第十端连接所述第十一端。

27.如权利要求26所述的装置，其特征在于，所述第一和第二波瓣为半圆形。

28.如权利要求26所述的装置，其特征在于，所述第一和第二天线中的每一个还包括连接到所述节点、所述第三端和所述第七端的阻抗匹配电路，它用于将传输线耦合到相应的天线。

29.如权利要求26所述的装置，其特征在于，所述第三天线还包括连接到所述第九端和所述第十二端的阻抗匹配电路，它用于将传输线耦合到所述第三天线。

Images