EP4655860A1 - Système de transmission d'énergie transcutanée destiné à alimenter un implant - Google Patents

Système de transmission d'énergie transcutanée destiné à alimenter un implant

Info

Publication number
EP4655860A1
EP4655860A1 EP24701437.6A EP24701437A EP4655860A1 EP 4655860 A1 EP4655860 A1 EP 4655860A1 EP 24701437 A EP24701437 A EP 24701437A EP 4655860 A1 EP4655860 A1 EP 4655860A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
updc
power
circuit
switch
primary
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
EP24701437.6A
Other languages
German (de)
English (en)
Inventor
Lionel Cima
Arnaud Mascarell
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fineheart
Original Assignee
Fineheart
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fineheart filed Critical Fineheart
Publication of EP4655860A1 publication Critical patent/EP4655860A1/fr
Pending legal-status Critical Current

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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/10—Location thereof with respect to the patient's body
    • A61M60/122—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body
    • A61M60/165—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart
    • A61M60/178—Implantable pumps or pumping devices, i.e. the blood being pumped inside the patient's body implantable in, on, or around the heart drawing blood from a ventricle and returning the blood to the arterial system via a cannula external to the ventricle, e.g. left or right ventricular assist devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/20—Type thereof
    • A61M60/205—Non-positive displacement blood pumps
    • A61M60/216—Non-positive displacement blood pumps including a rotating member acting on the blood, e.g. impeller
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M60/00—Blood pumps; Devices for mechanical circulatory actuation; Balloon pumps for circulatory assistance
    • A61M60/80—Constructional details other than related to driving
    • A61M60/855—Constructional details other than related to driving of implantable pumps or pumping devices
    • A61M60/871—Energy supply devices; Converters therefor
    • A61M60/873—Energy supply devices; Converters therefor specially adapted for wireless or transcutaneous energy transfer [TET], e.g. inductive charging
    • H—ELECTRICITY
    • H02—GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
    • H02J—ELECTRIC POWER NETWORKS; CIRCUIT ARRANGEMENTS OR SYSTEMS FOR SUPPLYING OR DISTRIBUTING ELECTRIC POWER; SYSTEMS FOR STORING ELECTRIC ENERGY
    • H02J50/00—Circuit arrangements or systems for wireless supply or distribution of electric power
    • H02J50/10—Circuit arrangements or systems for wireless supply or distribution of electric power using inductive coupling
    • H02J50/12—Circuit arrangements or systems for wireless supply or distribution of electric power using inductive coupling of the resonant type
    • H—ELECTRICITY
    • H02—GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
    • H02J—ELECTRIC POWER NETWORKS; CIRCUIT ARRANGEMENTS OR SYSTEMS FOR SUPPLYING OR DISTRIBUTING ELECTRIC POWER; SYSTEMS FOR STORING ELECTRIC ENERGY
    • H02J2105/00—Networks for supplying or distributing electric power characterised by their spatial reach or by the load
    • H02J2105/40—Networks for supplying or distributing electric power characterised by their spatial reach or by the load characterised by the loads connecting to the networks or being supplied by the networks
    • H02J2105/46—Medical devices, medical implants or life supporting devices

Definitions

  • TITLE Transcutaneous energy transmission system intended to power an implant.
  • the present invention relates to a transcutaneous energy transmission system TETS (for “Transcutaneous Energy Transfer System” in English) intended to power an implant.
  • TETS Transcutaneous Energy Transfer System
  • the invention finds a particularly interesting application in the field of pulsatile cardiac implants, but it can be applied to any type of device requiring contactless energy transfer.
  • heart pumps that are pulsatile and synchronized to the native activity of the patient's heart, which is necessary to ensure certain vital physiological functions of the patient's cardiac system. For example, it is essential to reduce the rotation speed of the pump during diastole so as not to hinder the filling of the systemic ventricle.
  • the typical duration of a cardiac cycle varies between 300ms and three seconds.
  • the transition times between diastole and systole are of the order of a few 10ms.
  • the classic TET includes: - a primary circuit comprising an inverter capable of being powered by a direct voltage UpDC and a direct current IpDC, a primary capacitor Cp and a primary coil Lp capable of being powered by the inverter, and
  • a secondary circuit comprising a secondary coil Ls intended to be in magnetic coupling with the primary coil according to a magnetic coupling coefficient k, a secondary capacitor Cs, a rectifier capable of supplying the implant with a direct voltage UsDC; the secondary circuit further comprising an IT switch to power or not the rectifier and a control circuit of the IT switch controlled from the local voltage UsDC.
  • local we mean a voltage of the secondary circuit.
  • the present invention aims to increase reliability by reducing the number of components of the TETS as much as possible.
  • Another aim of the invention is to increase the safety of property and people by maintaining the voltage levels of the distributed power supplies below the so-called “very low voltage” thresholds and by allowing a fault-free operating mode despite a possible loss of telecommunications between the implant and the external power device.
  • Another aim of the invention is to increase the usability of the TETS by widening the operating ranges of the coupling coefficient k and the PoutDC output power.
  • Another aim of the invention is to increase efficiency, reduce electromagnetic pollution, reduce the rise in temperature of living tissues, reduce the dimensions and mass of the windings.
  • the invention also aims to increase the level of integration of implantable electronics, thus facilitating its implantation in the patient's body.
  • a transcutaneous energy transmission system intended to power an implant, this system comprising: - a primary circuit comprising an inverter capable of being powered by a direct voltage UpDC and a direct current IpDC, and a primary coil Lp capable of being powered by the inverter,
  • a secondary circuit comprising a secondary coil Ls intended to be in magnetic coupling with the primary coil according to a magnetic coupling coefficient k, a secondary capacitor Cs, a rectifier capable of supplying the implant with a direct voltage UsDC; the secondary circuit further comprising an IT switch for powering or not the rectifier and a control circuit for the IT switch controlled locally from the UsDC voltage.
  • system further comprises:
  • a self-adaptive control circuit connected to the primary circuit and configured to automatically control the direct voltage UpDC based solely on measurements of UpDC and IpDC, and according to an optimization algorithm under constraints.
  • Control consists of varying the UpDC voltage continuously or discretely. This variation is a function of at least one predetermined constraint.
  • the invention is particularly remarkable in that the only measurements carried out are those of UpDC and IpDC, they are local, within the optimized primary circuit (optimized by the presence of the self-adaptive control circuit). No measurement comes from the secondary circuit 2b, nor even from the primary circuit 2a, and even less from a wireless communication link as is done in the products of induction charging systems currently marketed.
  • the primary circuit and the control circuit are intended to be placed outside a patient, while the secondary circuit is intended to be placed inside the patient in connection with the implant .
  • the latter may for example be an electromechanical cardiac assistance device placed entirely or not in the patient's heart.
  • the performance and use of the transcutaneous energy transmission system are optimized by automatically adapting the direct voltage UpDC as a function of variations in the consumption PoutDC(t) and/or the coupling coefficient k.
  • variations in the consumption PoutDC(t) and the coupling coefficient k modify the quantities of system performance, as well as the optimal operating point defined by the direct voltage UpDC and the direct current IpDC.
  • a correction of the direct voltage UpDC can be applied or not so as to tend towards an optimum.
  • the self-adaptive control circuit which includes the algorithm necessary to control the primary circuit from data obtained via the sole measurement of the UpDC and IpDC quantities without the need to set up an ad hoc regulation circuit from the circuit secondary.
  • constrained optimization algorithms There are several types of constrained optimization algorithms. The user can choose one based on one or more predetermined constraints.
  • the self-adaptive control circuit is powered by a battery or the mains.
  • the invention can in particular make it possible to automatically and to a minimum reduce the power absorbed by the transcutaneous energy transmission system as a function of its environment, by precisely adjusting the value of the direct voltage UpDC of the power line.
  • the present invention allows efficient operation without mandatory data communication between the implantable part and the external part.
  • the only mandatory connection between the external part and the implantable part is the magnetic coupling between the two coils.
  • the real-time self-adaptation of the UpDC direct voltage makes it possible to optimize the performance of the transcutaneous energy transmission system in particular by an increase in transfer efficiency, a reduction in heating of living tissues, a reduction in consumption, an increase in the range of k values, despite a strong real-time variability of k coupling and PoutDC power.
  • the presence of the self-adaptive control circuit makes it possible to advantageously replace the feedback loop of the prior art by eliminating causes of faults.
  • the automatic control of UpDC according to the present invention allows a reduction in the amplitude of the voltage across the coils Ls and Lp, thus improving efficiency but also reliability and safety of property and people.
  • overvoltages can be kept below 70V peak (very low voltage limit) in order to keep possible leakage currents in the event of an insulator fault below a critical threshold for users.
  • the self-adaptive control circuit can be configured to estimate performance quantities of the system from measurements of UpDC and IpDC.
  • the optimization algorithm under constraints can be parameterized with at least one predetermined constraint and associated with one of the performance quantities of the system.
  • an advantageous characteristic of the invention is that the performance quantities of the system such as for example the power consumed by the load, the efficiency, the magnetic coupling coefficient, the power dissipated in the secondary are obtained in real time without report measurements from the secondary circuit.
  • said system performance quantities may comprise at least one or more of the following instantaneous quantities: a duration Toff during which the switch IT is closed, a duration Ton during which the switch IT is open, a continuous instantaneous power PinDC supplying the inverter, a continuous power PoutDC at the output of the secondary circuit, an energy transfer efficiency RendTETS, a dissipated power Pdiss in the system.
  • Toff is the duration during which the IT switch is closed (Off phase), the power is then not transferred from the source to the load of the implantable part.
  • Ton is the duration during which the IT switch is open, the power is then transferred from the external part to the load of the implantable part.
  • the invention makes it possible in particular to compensate for movements of the patient when these cause relative movements between the coils and thus a variation of the magnetic coupling coefficient k, by modulating the direct voltage UpDC in order to maintain it in an optimal value (for example in order to maximize power transfer efficiency).
  • an UpDCmax and an UpDCmin for example at values of 15V and IV respectively.
  • a nominal value UpDCnom, between UpDCmax and UpDCmin can also be predefined by the user.
  • the start of operation of the system can in particular be carried out by setting UpDC equal to UpDCnom, this voltage being chosen (by calculation or by experience) by the user in a range of values high enough to allow cyclical operation of the switch IT.
  • said constraints may include a minimum duration Toff during which the switch IT is closed, and/or a maximum duration Ton during which the switch IT is open, and/or a minimum of instantaneous power PinDC, and/or a maximum efficiency RendTETS, and/or a minimum dissipated power Pdiss.
  • the direct voltage UpDC is regularly adapted to each cycle in order to tend towards an optimum respecting said constraints.
  • the constraint can therefore for example be the maximum reduction of the dissipated power Pdiss and in any case its maintenance below a maximum value deemed acceptable, such that the rise in the temperature of living tissues does not exceed not the limits imposed by physiology and/or international standards. Typically beyond 4K temperature rise, tissues become necrotic and standards impose a limit of 2K for internal tissues.
  • the measurements and the estimated quantities can be carried out cyclically.
  • a cycle can be defined by a pair of open and closed states of the IT switch. UpDC and IpDC measurements can be made during one cycle and estimates during another cycle. Estimates can be based on averages of measurements taken over several cycles.
  • the secondary coil is conventionally made with a Litz wire winding in order to reduce the equivalent resistance when the inverter frequency is high. This winding is connected to the electronics via a connector.
  • the secondary coil is made from tracks of a PCB printed circuit, for example with multilayer conductors.
  • the IT switch can be integrated into the PCB printed circuit of the secondary coil.
  • the total equivalent resistance is thus reduced thanks in particular to the elimination of the connector between the coil and the electronics.
  • the invention provides for placing this switch in the immediate vicinity of the secondary coil, and ideally directly on the PCB.
  • all of the electronics of the secondary circuit can be placed on the PCB of the implantable winding.
  • a magnetic core can be placed preferentially in the secondary coil Ls or optionally in the primary coil Lp.
  • the magnetic core may be a superparamagnetic composite core.
  • the superparamagnetic charge can be directly placed in the heart of the planar windings, or in the PCB, or in the overmolding and/or protection material of the secondary coil.
  • the primary circuit can further comprise a primary capacitor Cp; the primary coil Lp and the primary capacitor Cp can have values so as to be in resonance when the coupling k between the primary coil and the secondary coil is below a predetermined coupling threshold.
  • This coupling threshold can be equal to 1% or even 1/1000. In such a condition, we consider us to be in a situation of decoupling.
  • the secondary coil Ls and the secondary capacitor Cs can have values so as to resonate when the coupling k between the primary coil and the secondary coil is below a predetermined coupling threshold.
  • this leads to overconsumption on the primary side in the event of decoupling, and thus to detecting the decoupling.
  • This also allows for very low consumption (almost zero) on the primary side when the coils are coupled but the switch is closed.
  • the transcutaneous energy transmission system may comprise a radio link capable of connecting the self-adaptive control circuit with the implant so as to recover real-time information coming from the implant. .
  • This wireless radio link can be used for an exchange of real-time information such as consumption in W, heart rate in Hz, the moment of detection of the QR.S, the real value of PoutDC(t), etc. , between the implant and the external part of the transcutaneous energy transmission system.
  • real-time information such as consumption in W, heart rate in Hz, the moment of detection of the QR.S, the real value of PoutDC(t), etc.
  • This optional feedback loop further improves control but may not be available without limiting the overall operation of the transcutaneous energy transmission system.
  • This information can make it possible, for example, to anticipate changes in PoutDC(t) and thus optimize the values of UpDC.
  • the UpDC value can be changed up or down with larger increments, depending on the actual consumption estimate.
  • the time for the system to converge towards its optimum operating point is reduced.
  • This option is all the more interesting for improving the dynamic properties of the system when the parameters k and PoutDC vary quickly.
  • variations in magnetic coupling are induced by the patient and are very slow, of the order of a second or even several seconds.
  • the speed of variation of the PoutDC quantity depends on the charge and the capacitance of the capacitor storage CStock placed in the rectifier. This speed of variation is therefore a design parameter which can be taken into account in optimizing the dynamics of convergence of the algorithm towards an optimum.
  • the self-adaptive control circuit can be configured to adapt the operating frequency of the inverter to the resonant frequency of the secondary circuit based on information coming from the implant.
  • This adaptation can take place during a calibration and pairing step.
  • the value of the frequency of the resonant circuit of the implant can be stored in a memory thereof, so that the external system can be exchanged and automatically adapted thereto.
  • the transcutaneous energy transmission system may comprise at least one pulse width modulator to control the inverter at a frequency less than 301kHz, less than 151kHz or less than 81kHz .
  • Such a low frequency allows the implementation of quasi-sinusoidal control by pulse width modulation, thus controlling the quality of the network and limiting harmonics, to reduce electromagnetic pollution (improve EMC electromagnetic compatibility) and also makes it possible to reduce the skin effect in the windings, therefore losses due to heating.
  • the system according to the invention may comprise a modulator of precalculated pulse widths with one or more harmonic contents of predefined amplitude, frequency and phase.
  • harmonic contents of the pulse width modulator can be precalculated to quickly switch from one to the other, in particular when decoupling has been detected, or during the OFF phase.
  • the triggering of this total or partial deactivation is then controlled by the self-adaptive control circuit.
  • the system according to the invention can comprise a timer to trigger an action when an instantaneous power PinDC supplying the inverter does not vary in intensity beyond a predetermined power threshold for a predetermined duration.
  • the threshold can be fixed at a value of 30% between max power and min power.
  • the duration can for example be 5 seconds. This lack of variation is synonymous with dropout, ie the UsDC voltage is below the acceptable range.
  • the self-adaptive control circuit may comprise a direct voltage sensor, a direct current sensor and a processing unit.
  • the processing unit makes it possible to make estimates in real time over an observation duration typically of 1ms and to update them periodically.
  • This processing unit is also configured to execute the constrained optimization algorithm.
  • a method for controlling an UpDC direct voltage in a transcutaneous energy transmission system as defined in any of the preceding systems comprising, at each cycle defined by open and closed states of the IT switch, the following steps:
  • Figure 1 is an overall schematic view of the transcutaneous energy transmission system
  • Figure 2 is a schematic view of the transcutaneous energy transmission system once installed on a patient
  • FIG. 3 is a schematic view in more detail of the transcutaneous energy transmission system
  • Figure 4 is a schematic view of a graph of the PinDC instantaneous power supplying the inverter of the transcutaneous energy transmission system as a function of time
  • Figure 5 is a schematic view of a graph of the UpDC voltage supplying the inverter of the transcutaneous energy transmission system as a function of the coupling coefficient k.
  • transcutaneous energy transmission system for powering an implant which is an intraventricular heart pump.
  • TETS Transcutaneous Energy Transfer System
  • TETS 1 includes a non-optimized transcutaneous energy transmission subsystem 2, in other words “TET classic”, intended to power a resistance RL(t) representing the equivalent load of the implant and which can vary over time.
  • the TETS transcutaneous energy transmission system 1 further comprises a control circuit 3 intended to supply the classic TET 2 with direct voltage UpDC and direct current IpDC.
  • the control circuit 3 includes inputs/outputs making it possible to transmit data to the user via an output 5, and optionally receive external data via an input 6.
  • the classic TET 2 is made up of two circuits: a primary circuit 2a distinct from a secondary circuit 2b.
  • the two primary circuits 2a and secondary 2b are in magnetic coupling with a magnetic coupling coefficient k which can vary over time.
  • FIG. 2 is a schematic view of the TETS 1 installed on a patient.
  • the control circuit 3 and the primary circuit 2a are placed outside the patient's body.
  • the secondary circuit 2b is installed inside the patient and is intended to supply DC voltage to the implant 4 which is for example a pulsatile heart pump.
  • the TETS 1 has the function of real-time self-adaptation of the direct voltage UpDC in order to optimize the performance of the TETS 1 in particular by increasing the transfer efficiency, reducing the heating of living tissues, reducing consumption , increase in the maximum operating value of k (kmaxi), reduction in the minimum operating value of k (kmini) despite a strong real-time variability of the coupling k and the PoutDC power at the output of the secondary circuit 2b.
  • TETS 1 also makes it possible to improve the precision of estimates of system performance quantities as will be seen later.
  • These performance quantities constitute in particular the data that the control circuit can transmit to the user to indicate the level of quality of the energy transmission.
  • the TET Classic 2 is a transcutaneous energy transmission system without a regulation loop between an implantable part and an external part as described in documents US6478820 and US6458164. More precisely and with reference to Figure 3, the classic TET 2 according to the invention is composed of:
  • an implantable secondary coil of self-inductance Ls preferably planar
  • an external primary coil of self-inductance Lp preferably planar
  • magnetically coupled to the secondary coil Ls.
  • the magnetic coupling can vary over time, over its entire possible range [0;1],
  • the rectifier 8 is a passive rectifier, single or double alternation based on one or more diodes, preferably Schottky with a low threshold, and an energy storage capacitor Cstock and
  • UsDC as the average value of the voltage UsDC(t).
  • the classic TET 2 is connected to a load RL(t) whose characteristic can be variable over time, in particular pulsatile in the case of the heart pump for example.
  • the classic TET 2 used alone presents heating and performance problems.
  • the invention is particularly remarkable in that it introduces the control circuit 3 to adjust the value of the DC supply voltage of the primary circuit 2a without recourse, in a fundamental manner, to a counter-reaction from the secondary circuit 2b.
  • the control circuit performs self-adaptation based on a real-time analysis of the power PinDC(t).
  • the control circuit 3 preferably comprises a means of measuring the power PinDC(t), a direct voltage sensor 10 UpDC(t) and a direct current sensor 11 IpDC(t). It also includes a processing unit 12 equipped with software and hardware means for executing functions and storing data. The data are evaluated in real time over a Tobs observation duration (typically 1ms) and updated periodically.
  • the PinDC power is thus estimated according to the following formula:
  • the control circuit 3 is notably characterized by its capacity to automatically modulate the voltage UpDC(t).
  • It has an optional output 5, preferably digital, allowing data to be provided to the user. It has an optional input 6, preferably digital, allowing the environment to provide it with data, in particular for its self-calibration.
  • the design elements of the TETS are as follows.
  • RendTETS The performance of the complete TETS denoted RendTETS is defined by:
  • the efficiency depends on the losses, that is to say the power dissipated Pdiss in the TETS. This power dissipated in watts can be expressed as a function of the PinDC power and said efficiency.
  • the object of the present invention is in particular to reduce the dissipated power Pdiss as much as possible and in any case to maintain Pdiss below a maximum value deemed acceptable, such that the rise in the temperature of living tissues does not occur. does not exceed the limits imposed by physiology and/or international standards.
  • Toff is the duration during which the IT switch is closed (Off phase), power is then not transferred from the source to the implant load.
  • This IT switch closes when the voltage UsDC(t) has reached the UsDCmax value, and it remains closed until this reaches the UsDCmin value.
  • the load is powered by the filter capacitor of the rectifier, whose capacity is denoted CStock and will have been used to accumulate energy during the load phase (IT open).
  • PinDC(t) is approximately constant and is worth Poff.
  • This Poff power is essentially dissipated as heat in the cables, the windings and the switch.
  • This power Poff varies significantly according to the following formula in which Rsp represents the series resistive effects of the primary circuit and Rss represents the series resistive effects of the secondary circuit. THE coefficient Coeffl depends on the design and is approximately constant whatever k and PoutDC.
  • the duration Toff of the Off phase is substantially defined by the following formula in which Coeff2 depends on the design and is substantially constant whatever k and PoutDC. (Equation s')
  • Coeff2 is determined by the design and its value can be stored in a memory of the control circuit 3. Furthermore, its value can be updated/refined by exchange of data between the implant and the control circuit 3, for example during an initialization phase and/or regularly.
  • Ton is the duration for which the IT switch is open, power is then transferred from the external primary circuit to the implantable secondary circuit.
  • the power absorbed by the TETS is denoted POn and is substantially constant, it only depends on the coupling coefficient k nor on the direct voltage UpDC. It can be noted that this power POn does not significantly depend on the power absorbed by the PoutDC load.
  • the efficiency of the TETS can be expressed as a function of a maximum efficiency which depends on the coupling k, the power PoutDC and the direct voltage UpDC as well as the duration Ton and a design time constant noted TEq.
  • the following equation takes into consideration the strongly nonlinear behavior of TETS.
  • the device will automatically modify the value of UpDC such that both the theoretical maximum achievable efficiency is reached, but also that the duration Ton is as long as possible, in any event. much larger than T pTETS (Equation 9)
  • TEq depends both on the design parameters (the width of the output hysteresis, the average voltage UsDC and the storage capacity Cstock), but also on the load resistance and an equivalent internal resistance RgEq(k ), itself depending on the coupling k.
  • RgEq(k ) an equivalent internal resistance
  • RdssOn The equivalent internal resistance of the circuit of the switch IT and we obtain:
  • Rss represents the series resistances of the secondary circuit and Rsp represents the series resistances of the primary circuit.
  • this equivalent resistance RgEq must be minimized above all and that Ton must be maximized above all.
  • this resistance Rss is minimized by using a frequency Fex that is not too high (typically ⁇ 300kHz) and by using a secondary coil in PCB (“Printed Circuit Board” in English) with multilayer conductors .
  • the contribution of the resistance RdssOn becomes very high if the switch IT is too far from the secondary coil.
  • all of the electronics of the control circuit 9 are placed on the PCB of the secondary coil.
  • the coupling coefficient k can be estimated according to the following law depending on Ton, Toff and UpDC, knowing that Coeff3 only depends on design parameters. We understand the interest in precisely identifying Ton and TOff as well as UpDC.
  • the control circuit will automatically choose to increase or decrease UpDC in order to tend towards an optimal state for which the efficiency of the TETS according to the invention is improved compared to in the classic case.
  • the TETS according to the invention also has the possibility, when the PoutDC power is not maximum, of operating at lower coupling and thus the invention also makes it possible to considerably increase the operating range of the TETS.
  • the device will automatically choose to increase or decrease UpDC in order to move towards an optimal state for which the efficiency of the TETS will be improved compared to the classic case.
  • This situation can change over time, even if k remains constant, depending on the instantaneous value of PoutDC.
  • the operating range kmini can be increased by maximizing the value of the secondary inductance Ls.
  • a magnetic core at the secondary coil With regard to the formula giving the value of kmaxi, we understand that increasing the value of Ls leads to reducing the operating range on the side of maximum coupling.
  • the present invention makes it possible to eliminate this compromise by automatically adapting the value of UpDC and thus it is preferred to increase the value of the secondary inductance Ls.
  • the magnetic core used is not conductive and has substantially no losses.
  • One of the preferred solutions is the use of a superparamagnetic composite core placed at the secondary winding. The superparamagnetic charge can be directly placed in the heart of the planar windings, or in the PCB, or in the overmolding and/or protection material of the secondary coil.
  • this leads to having a overconsumption on the primary side in the event of decoupling, and thus detect the decoupling.
  • This also allows for very low consumption, almost zero on the primary side when the coils are coupled but the IT switch is closed.
  • the sole analysis of the PinDC(t) power makes it possible to automatically control the TETS according to the invention.
  • the inverter it is planned to control the inverter preferentially with a Pulse Width Modulation control (PMI or PWM) in order to optimize the current spectrum and therefore the electromagnetic pollution of the classic TET 2.
  • PMI or PWM Pulse Width Modulation control
  • the choice of the Fex frequency is preferably relatively low, for example less than 301kHz, to reduce electromagnetic pollution and the skin effect, and allow the implementation of the PWM.
  • the Fex frequency can be chosen lower than 151kHz, or even lower than 81kHz, which corresponds to the limit frequencies of international standards.
  • Two precalculated PWM sequences can be provided to quickly switch from one to the other, particularly when decoupling has been detected, or during the OFF phase.
  • the triggering of this total or partial deactivation is then controlled by the control circuit.
  • the automatic control of UpDC allows a reduction in the amplitude of the voltage across the coils Ls and Lp, thus improving efficiency but also the reliability and safety of property and people.
  • overvoltages are kept below 70V peak (very low voltage limit) in order to keep possible leakage currents in the event of an insulator fault below a critical threshold for users.
  • the inverter In order to reduce losses throughout the TETS transfer line, it is planned to place the power electronics on the primary side, the inverter in particular, as close as possible to the primary coil, typically at a distance less than the diameter of the primary coil. This makes it possible to reduce the series resistances of the primary circuit Rsp and also electromagnetic pollution.
  • the estimated parameter Toff_est is characterized by the duration during which PinDC(t) ⁇ PinDCOff.
  • the Ton_est parameter is characterized by the duration during which PinDC(t)> PinDCOff.
  • the control circuit can then calculate the average value PinDC_est in the following way
  • PinDCt v t dt ( 1 Equation 15) y
  • the control circuit can calculate an estimate of the power delivered by the TETS to the load, PoutDC_Est according to the following formula: The control circuit can therefore estimate the transfer efficiency RendTETS_est as well as the dissipated power Pdiss_est.
  • control circuit can estimate the coupling coefficient k_est
  • the estimated quantities are delivered to the user and analyzed then placed in memory: Ton_Est, Toff_est, PinDC_est, PoutDC_est, RendTETS_Est, Pdiss_est, k_est. Depending on the threshold, certain alarms can be triggered, etc.
  • Ton_Est Particular attention can be paid to the value of Ton_Est. Indeed, if Ton_Est is too high, this means that the UpDC voltage is close to the dropout value. It should then no longer be reduced. It can be decided to keep it stable during a cycle or to increase it.
  • the control circuit is capable of identifying whether the fact of having reduced the UpDC voltage by the DeltaUpDC increment made it possible to improve or degrade the instantaneous performance of the transfer, in particular the efficiency.
  • the TETS detects a loss of coupling and can be deactivated for a predefined time, for example a few seconds. Information is given to the user. At the end of the waiting time, the TETS is reactivated from a start-up cycle.
  • the estimated PoutDC consumption is too high (overconsumption) or too low (underconsumption), it can be decided to inform the user and either continue to transfer energy, or to stop the transfer.
  • the power PoutDC(t) is not constant but with high predictability. Indeed, in the case of a heart pump, consumption follows the heart rate. In the case of a heart pump comprising a rechargeable battery, switching to recharge mode leads to an increase in consumption.
  • This information can be provided by the implant in real time to the control circuit in order to further optimize performance, for example via an electrocardiogram measurement, or via a cardiac output measurement or any other means. Indeed, this information makes it possible to anticipate changes in PoutDC(t) and thus to optimize the UpDC values other than by a blind UpDC control algorithm. Typically, the value of UpDC will be modified upwards or downwards with larger increments, depending on the estimate of actual consumption.
  • This synchronization can be achieved by exchange of real-time information such as consumption in watts, heart rate in Hz, moment of detection of the QR.S, etc., between the implant and the external part of the TETS.
  • control circuit takes this information into account to optimize dynamic convergence towards the minimum power.
  • FIG. 5 illustrates the evolution of the operating curve of the TETS according to the invention.
  • UpDC_Opt represents the value of UpDC allowing to maximize the power transfer efficiency.
  • the lower limits are characterized by a stall or a crippling overheating.

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Abstract

Système de transmission d'énergie transcutanée (1) destiné à alimenter un implant (4), comprenant : - un circuit primaire (2a) comprenant un onduleur (7) apte à être alimenté par une tension continue UpDC et un courant continu IpDC, et une bobine primaire Lp aptes à être alimentés par l'onduleur, - un circuit secondaire (2b) comprenant une bobine secondaire Ls destinée à être en couplage magnétique avec la bobine primaire, un condensateur secondaire Cs, un redresseur (8) apte à alimenter l'implant (4) avec une tension continue UsDC; le circuit secondaire comprenant en outre un interrupteur IT pour alimenter ou non le redresseur. Le système comprend en outre : - un circuit de contrôle auto-adaptatif (3), connecté au circuit primaire (2a) et configuré pour piloter automatiquement la tension continue UpDC à partir des seules mesures de UpDC et IpDC, et selon un algorithme d'optimisation sous contraintes.

Description

DESCRIPTION
TITRE : Système de transmission d'énergie transcutanée destiné à alimenter un implant.
La présente invention concerne un système de transmission d'énergie transcutanée TETS ( pour « Transcutaneous Energy Transfer System » en anglais) destiné à alimenter un implant.
Il s'agit d'un système permettant de transférer de l'énergie sans liaison percutanée, par champ magnétique.
L'invention trouve une application particulièrement intéressante dans le domaine des implants cardiaques pulsatiles, mais elle peut s'appliquer à tout type de dispositif nécessitant un transfert d'énergie sans contact.
Il existe des pompes cardiaques qui sont pulsatiles et synchronisées sur l'activité native du cœur du patient, ce qui est nécessaire pour garantir certaines fonctions physiologiques vitales du système cardiaque du patient. Il est par exemple indispensable de réduire la vitesse de rotation de la pompe pendant la diastole afin de ne pas gêner le remplissage du ventricule systémique. La durée typique d'un cycle cardiaque varie entre 300ms et trois secondes. Les délais de transitions entre la diastole et la systole étant de l'ordre de quelques 10ms.
Il s'ensuit que la consommation est elle-même pulsatile avec une puissance instantanée de la partie mécanique de la pompe qui varie dans un rapport de 1 à 10 entre les différentes phases cardiaques, le tout sur des échelles de temps de l'ordre de la 100ms.
Cette forte variabilité intrinsèque crée des contraintes de design spécifiques sur le dispositif de transmission d'énergie transcutanée.
On connaît les documents US 6478820 et US 6458164 décrivant un TET classique fonctionnant avec une électronique implantable minimaliste et sans nécessiter de boucle de régulation externe afin d'asservir la tension de sortie UsDC dans une plage définie.
Le TET classique comprend : - un circuit primaire comprenant un onduleur apte à être alimenté par une tension continue UpDC et un courant continu IpDC, un condensateur primaire Cp et une bobine primaire Lp aptes à être alimentés par l'onduleur, et
- un circuit secondaire comprenant une bobine secondaire Ls destinée à être en couplage magnétique avec la bobine primaire selon un coefficient de couplage magnétique k, un condensateur secondaire Cs, un redresseur apte à alimenter l'implant avec une tension continue UsDC ; le circuit secondaire comprenant en outre un interrupteur IT pour alimenter ou non le redresseur et un circuit de commande de l'interrupteur IT contrôlé à partir de la tension locale UsDC. Par « locale » on entend une tension du circuit secondaire.
L'intérêt de la solution « TET classique » concerne sa fiabilité : pas besoin de boucle externe de contre-réaction radiofréquence, très peu de composants implantables, et parfaite adaptation aux contraintes implantables : faible élévation de température lorsque le couplage et/ou la puissance transmise est optimale. En revanche, son dimensionnement impose un certain nombre de compromis qui in fine rendent la solution difficilement utilisable en pratique. En effet, la solution fonctionne très bien pour une plage de puissance réduite et/ou pour une plage de couplage magnétique réduite, mais lesdites plages sont in fine trop réduites. Par ailleurs, les plages de fonctionnement entre puissance de sortie et couplage magnétique sont imbriquées. Dans le cas du « TET classique », dès lors que l'on sort de la plage de puissance de sortie PoutDC autorisée, soit réchauffement devient rédhibitoire, soit le dispositif ne fonctionne plus du tout au-delà d'un certain couplage k. Inversement, dès lors que l'on sort de la plage de couplage k autorisée, soit réchauffement devient rédhibitoire, soit le dispositif ne fonctionne plus du tout car cela a réduit sa plage de fonctionnement en puissance de sortie PoutDC.
Finalement, c'est la prise en compte de la combinaison de la forte variabilité de k et de PoutDC qui conduit à réduire les plages de fonctionnement de k et de PoutDC et rend le dispositif inadapté en dehors d'un laboratoire ou d'un essai clinique en environnement contrôlé. Cela vient du fait que le rendement et le fonctionnement même du « TET classique » dépend de façon non-linéaire à la fois de PoutDC et de k. Ainsi, le point de fonctionnement optimal du système est différent pour chaque combinaison de PoutDC et de k. On peut montrer en particulier que dans le cas du « TET classique » cela conduit à systématiquement surdimensionner la valeur de UpDC. La contre- partie est que le rendement, réchauffement et l'utilisabilité (kmaxi et kmini ainsi que PoutDCmaxi et PoutDCmini) du TET classique ne sont pas optimaux, en dehors de ces plages étroites, ce qui rend son utilisation rédhibitoire pour une utilisation commercialisable.
On connait également les documents US 9855376, US10149933, US11235141 et US11534225 décrivant le « TET classique » avec l'ajout d'un capteur de courant AC et un basculement côté primaire entre deux modes « tout ou rien » en fonction de l'estimation de l'état de l'interrupteur IT du secondaire. Cette solution génère trop de pollution électromagnétique et n'est pas optimale d'un point de vue des performances. Ceci la rend inutilisable pour un produit commercialisable qui doit se conformer aux exigences des normes permettant de garantir la sécurité des biens et des personnes.
La présente invention a pour but une augmentation de la fiabilité en réduisant au maximum le nombre de composants du TETS.
Un autre but de l'invention est d'augmenter la sécurité des biens et des personnes en maintenant les niveaux de tension des alimentations distribuées en dessous des seuils dits de « très basse tension » et en permettant un mode de fonctionnement sans défaut malgré une éventuelle perte de télécommunication entre l'implant et le dispositif externe d'alimentation.
Un autre but de l'invention est d'augmenter l'utilisabilité du TETS en élargissement les plages de fonctionnement du coefficient de couplage k et de la puissance de sortie PoutDC.
Un autre but de l'invention est d'augmenter le rendement, réduire la pollution électromagnétique, réduire l'élévation de la température des tissus vivants, réduire les dimensions et la masse des bobinages.
L'invention a encore pour but l'augmentation du niveau d'intégration de l'électronique implantable, facilitant ainsi son implantation dans le corps du patient.
On atteint au moins l'un des objectifs avec un système de transmission d'énergie transcutanée destiné à alimenter un implant, ce système comprenant : - un circuit primaire comprenant un onduleur apte à être alimenté par une tension continue UpDC et un courant continu IpDC, et une bobine primaire Lp apte à être alimentée par l'onduleur,
- un circuit secondaire comprenant une bobine secondaire Ls destinée à être en couplage magnétique avec la bobine primaire selon un coefficient de couplage magnétique k, un condensateur secondaire Cs, un redresseur apte à alimenter l'implant avec une tension continue UsDC ; le circuit secondaire comprenant en outre un interrupteur IT pour alimenter ou non le redresseur et un circuit de commande de l'interrupteur IT contrôlé localement à partir de la tension UsDC.
Selon l'invention, le système comprend en outre :
- un circuit de contrôle auto-adaptatif, connecté au circuit primaire et configuré pour piloter automatiquement la tension continue UpDC à partir des seules mesures de UpDC et IpDC, et selon un algorithme d'optimisation sous contraintes.
Le pilotage consiste à faire varier la tension UpDC de façon continue ou discrète. Cette variation est fonction au moins d'une contrainte prédéterminée.
L'invention est notamment remarquable dans la mesure où les seules mesures réalisées sont celles de UpDC et IpDC, elles sont locales, au sein du circuit primaire optimisé (optimisé par la présence du circuit de contrôle autoadaptatif). Aucune mesure ne provient du circuit secondaire 2b, ni même du circuit primaire 2a, et encore moins d'une liaison de communication sans fil comme cela se fait dans les produits des systèmes de recharge par induction actuellement commercialisés.
D'une façon générale, le circuit primaire et le circuit de contrôle sont destinés à être disposé à l'extérieur d'un patient, tandis que le circuit secondaire est destiné à être disposé à l'intérieur du patient en connexion avec l'implant. Ce dernier peut être par exemple un dispositif d'assistance cardiaque électromécanique placé entièrement ou pas dans le cœur du patient.
Avec l'invention, on optimise les performances et l'usage du système de transmission d'énergie transcutanée en adaptant automatiquement la tension continue UpDC en fonction des variations de la consommation PoutDC(t) et/ou du coefficient de couplage k. En effet, les variations de la consommation PoutDC(t) et du coefficient de couplage k modifient des grandeurs de performance du système, ainsi que le point de fonctionnement optimal défini par la tension continue UpDC et le courant continu IpDC. En estimant ces grandeurs de performance du système et en mesurant la tension continue UpDC et le courant continu IpDC, une correction de la tension continue UpDC peut être appliquée ou non de façon à tendre vers un optimum.
C'est le circuit de contrôle auto-adaptatif qui comprend l'algorithme nécessaire pour piloter le circuit primaire à partir de données obtenues via la seule mesure des grandeurs UpDC et IpDC sans nécessité de mettre en place un circuit de régulation ad hoc depuis le circuit secondaire. Il existe plusieurs types d'algorithmes d'optimisation sous contraintes. L'utilisateur peut en choisir une en fonction d'une ou plusieurs contraintes prédéterminées.
Le circuit de contrôle auto-adaptatif est alimenté par une batterie ou le secteur.
L'invention peut notamment permettre de réduire automatiquement et au minimum la puissance absorbée par le système de transmission d'énergie transcutanée en fonction de son environnement, en jouant précisément sur la valeur de la tension continue UpDC de la ligne d'alimentation.
La présente invention permet un fonctionnement efficace sans une communication de données obligatoire entre la partie implantable et la partie externe. La seule liaison obligatoire entre la partie externe et la partie implantable est le couplage magnétique entre les deux bobines. Aucune liaison radiofréquence ou filaire de contreréaction, comme dans l'art antérieur, n'est obligatoire.
L'auto-adaptation temps réel de la tension continue UpDC selon l'invention permet d'optimiser les performances du système de transmission d'énergie transcutanée notamment par une augmentation du rendement de transfert, une réduction de réchauffement des tissus vivants, une réduction de la consommation, une augmentation de la plage des valeurs k, malgré une forte variabilité temps réel du couplage k et de la puissance PoutDC.
La présence du circuit de contrôle auto-adaptatif permet de remplacer avantageusement la boucle de contre-réaction de l'art antérieur en éliminant des causes de défauts. Le contrôle automatique de UpDC selon la présente invention permet une réduction de l'amplitude de la tension aux bornes des bobines Ls et Lp, améliorant ainsi le rendement mais également la fiabilité et la sécurité des biens et des personnes. De façon préférentielle, les surtensions peuvent être maintenues inférieures à 70V crête (limite de la très basse tension) afin de maintenir les éventuels courants de fuite en cas de défaut des isolants en dessous d'un seuil critique pour les utilisateurs.
Selon une caractéristique avantageuse de l'invention, le circuit de contrôle auto-adaptatif peut être configuré pour estimer des grandeurs de performance du système à partir des mesures de UpDC et IpDC. L'algorithme d'optimisation sous contraintes peut être paramétré avec au moins une contrainte prédéterminée et associée à l'une des grandeurs de performance du système.
Encore une fois, une caractéristique avantageuse de l'invention est que les grandeurs de performance du système telles que par exemple la puissance consommée par la charge, le rendement, le coefficient de couplage magnétique, la puissance dissipée au secondaire sont obtenues en temps réel sans faire état de mesures provenant du circuit secondaire.
Selon un mode de mise en œuvre de l'invention lesdites grandeurs de performance du système peuvent comprendre au moins une ou plusieurs des grandeurs instantanées suivantes : une durée Toff pendant laquelle l'interrupteur IT est fermé, une durée Ton pendant laquelle l'interrupteur IT est ouvert, une puissance instantanée continue PinDC alimentant l'onduleur, une puissance continue PoutDC en sortie du circuit secondaire, un rendement RendTETS de transfert d'énergie, une puissance dissipée Pdiss dans le système.
D'autres grandeurs peuvent être estimées, comme par exemple le coefficient de couplage magnétique k.
Les seules mesures de la tension continue UpDC et du courant continu IpDC selon l'invention sont nécessaires pour estimer des grandeurs de performance temps réel telles que k, PinDC, PoutDC et le rendement du transfert d'énergie. Toff est la durée pendant laquelle l'interrupteur IT est fermé (phase Off), la puissance n'est alors pas transférée de la source vers la charge de la partie implantable.
Ton est la durée pendant laquelle l'interrupteur IT est ouvert, la puissance est alors transférée de la partie externe vers la charge de la partie implantable.
L'invention permet notamment de compenser des mouvements du patient lorsque ceux-ci entraînent des déplacements relatifs entre les bobines et ainsi une variation du coefficient de couplage magnétique k, en modulant la tension continue UpDC afin de la maintenir dans une valeur optimale (par exemple afin de maximiser le rendement du transfert de puissance). Par ailleurs, on peut définir des valeurs extrêmes, un UpDCmax et un UpDCmin, par exemple respectivement à des valeurs de 15V et IV. Une valeur nominale UpDCnom, comprise entre UpDCmax et UpDCmin peut également être prédéfini par l'utilisateur. Le démarrage de fonctionnement du système peut notamment être effectué en mettant UpDC égale à UpDCnom, cette tension étant choisie (par calcul ou par expérience) par l'utilisateur dans une gamme de valeurs suffisamment élevées pour permettre un fonctionnement cyclique de l'interrupteur IT.
La transmission de puissance n'est correcte qu'à la seule condition nécessaire (mais non suffisante), que l'interrupteur IT se ferme régulièrement, ce qui signifie que la durée Toff doit être non nulle, ou dit autrement que la durée Ton doit être inférieure à une certaine valeur TonMAX.
Selon une caractéristique avantageuse de l'invention, lesdites contraintes peuvent comprendre un minimum de durée Toff pendant laquelle l'interrupteur IT est fermé, et/ou un maximum de durée Ton pendant laquelle l'interrupteur IT est ouvert, et/ou un minimum de puissance instantanée PinDC, et/ou un maximum de rendement RendTETS, et/ou un minimum de puissance dissipée Pdiss.
Ainsi la tension continue UpDC est régulièrement adaptée à chaque cycle afin de tendre vers un optimum respectant lesdites contraintes. La contrainte peut donc par exemple être la réduction au maximum de la puissance dissipée Pdiss et en tout état de cause son maintien en dessous d'une valeur maximale jugée acceptable, de telle sorte que l'élévation de la température des tissus vivants n'excède pas les limites imposées par la physiologie et/ou les standards internationaux. Typiquement au-delà de 4K d'élévation de température, les tissus se nécrosent et les standards imposent une limite à 2K pour les tissus internes.
Avantageusement, les mesures et les grandeurs estimées peuvent être réalisées de manière cyclique.
Un cycle peut être défini par un couple d'états ouvert et fermé de l'interrupteur IT. Les mesures de UpDC et de IpDC peuvent être réalisées au cours d'un cycle et les estimations au cours d'un autre cycle. Les estimations peuvent être basées sur des moyennages de mesures réalisées sur plusieurs cycles.
La bobine secondaire est classiquement réalisée avec un bobinage en fil de Litz afin de réduire la résistance équivalente lorsque la fréquence de l'onduleur est élevée. Ce bobinage est relié à l'électronique via un connecteur.
Selon une caractéristique avantageuse de l'invention, la bobine secondaire est réalisée à partir de pistes d'un circuit imprimé PCB, par exemple avec des conducteurs multicouches.
En effet, l'utilisation d'une bobine secondaire en circuit imprimé (PCB pour « Printed Circuit Board » en anglais) avec notamment des conducteurs multicouches permet de réduire la valeur de la résistance interne équivalente du système, à l'origine de réchauffement tout en facilitant sa réalisation industrielle.
Avantageusement, l'interrupteur IT peut être intégré dans le circuit imprimé PCB de la bobine secondaire. La résistance équivalente totale s'en trouve ainsi réduite grâce en particulier à l'élimination du connecteur entre la bobine et l'électronique.
En effet, la contribution de la résistance série du circuit de l'interrupteur IT devient très élevée si l'interrupteur est trop éloigné de la bobine secondaire. Afin de limiter cette résistance, de la même occasion la résistance du circuit primaire et limiter ainsi réchauffement du circuit secondaire lorsque l'interrupteur est fermé, l'invention prévoit de placer cet interrupteur à proximité immédiate de la bobine secondaire, et idéalement directement sur le PCB. Dans cette configuration préférée, l'ensemble de l'électronique du circuit secondaire peut être placée sur le PCB du bobinage implantable. Ainsi la liaison entre le système de transmission d'énergie transcutanée et le reste du dispositif implantable peut se faire par une liaison DC très basse tension, améliorant ainsi considérablement la sécurité des patients en cas de rupture accidentelle de l'isolation.
Selon un mode de réalisation de l'invention, un noyau magnétique peut être placé de façon préférentielle dans la bobine secondaire Ls ou optionnellement dans la bobine primaire Lp.
On améliore ainsi la valeur de l'inductance secondaire Ls, ce qui permet d'étendre la plage des valeurs k en réduisant la valeur minimale kmini pour une tension UpDCmaxi donnée.
De préférence, le noyau magnétique peut être un noyau en composite superparamagnétique.
Il s'agit d'un noyau non conducteur et ne présentant sensiblement pas de pertes par hystérésis.
La charge superparamagnétique peut être directement placée dans le cœur des bobinages planars, ou bien dans le PCB, ou bien dans le matériau de surmoulage et/ou de protection de la bobine secondaire.
Selon l'invention, le circuit primaire peut comprendre en outre un condensateur primaire Cp ; la bobine primaire Lp et le condensateur primaire Cp peuvent avoir des valeurs de façon à être en résonance lorsque le couplage k entre la bobine primaire et la bobine secondaire est en dessous d'un seuil de couplage prédéterminé. Ce seuil de couplage peut être égal à 1% voire 1/1000 . Dans une telle condition, on considère être en situation de découplage.
Par ailleurs, la bobine secondaire Ls et le condensateur secondaire Cs peuvent avoir des valeurs de façon à être en résonnance lorsque le couplage k entre la bobine primaire et la bobine secondaire est en dessous d'un seuil de couplage prédéterminé.
Les circuits primaire et secondaire peuvent ainsi être à la résonnance lorsque le couplage est sensiblement nul, i.e lorsque k=0. Ainsi, cela conduit à avoir une surconsommation côté primaire en cas de découplage, et ainsi de détecter le découplage. Cela permet également d'avoir une très faible consommation (quasi nulle) côté primaire lorsque les bobines sont couplées mais que l'interrupteur est fermé.
La seule analyse de la puissance PinDC(t) peut permettre de contrôler automatiquement le système de transmission d'énergie transcutanée.
Selon un mode de réalisation de l'invention, le système de transmission d'énergie transcutanée peut comprendre une liaison radioélectrique apte à connecter le circuit de contrôle auto-adaptatif avec l'implant de façon à récupérer des informations temps réel provenant de l'implant.
Cette liaison radioélectrique, sans fil peut être utilisée pour un échange d'information temps réel telle que la consommation en W, la fréquence cardiaque en Hz, l'instant de détection du QR.S, la valeur réelle de PoutDC(t), etc, entre l'implant et la partie externe du système de transmission d'énergie transcutanée.
Cette boucle de contre-réaction optionnelle améliore encore le pilotage mais peut ne pas être disponible sans pour autant limiter le fonctionnement global du système de transmission d'énergie transcutanée.
Ces informations peuvent permettre par exemple d'anticiper les évolutions de PoutDC(t) et ainsi d'optimiser les valeurs de UpDC. Typiquement, la valeur de UpDC peut être modifiée à la hausse ou à la baisse avec des incréments plus importants, dépendant de l'estimation de la consommation réelle. Ainsi le temps de convergence du système vers son point de fonctionnement optimum se trouve réduit. Cette option est d'autant plus intéressante pour améliorer les propriétés dynamiques du système lorsque les paramètres k et PoutDC varient rapidement. En pratique, les variations de couplage magnétiques sont induites par le patient et sont très lentes, de l'ordre de la seconde voire de plusieurs secondes. La vitesse de variation de la grandeur PoutDC dépend de la charge et de la capacité du condensateur de stockage CStock placé dans le redresseur. Cette vitesse de variation est donc un paramètre par design qui peut être pris en compte dans l'optimisation de la dynamique de convergence de l'algorithme vers un optimum.
A titre d'exemple, le circuit de contrôle auto-adaptatif peut être configuré pour adapter la fréquence de fonctionnement de l'onduleur à la fréquence de résonance du circuit secondaire à partir d'information provenant de l'implant.
Cette adaptation peut avoir lieu lors d'une étape de calibrage et d'appairage. La valeur de la fréquence du circuit résonant de l'implant peut être stockée dans une mémoire de celui-ci, de telle sorte que le système externe puisse être échangé et s'adapter automatiquement à celui-ci.
Selon un mode de mise en œuvre de l'invention, le système de transmission d'énergie transcutanée peut comprendre au moins un modulateur de largeur d'impulsion pour piloter l'onduleur à une fréquence inférieure à 301kHz, inférieure à 151kHz ou inférieure à 81kHz.
Une telle faible fréquence permet tout à la fois la mise en œuvre d'une commande quasi-sinusoïdale par modulation de largeur d'impulsion maîtrisant ainsi la qualité du réseau et limitant les harmoniques, pour réduire la pollution électromagnétique (améliorer la compatibilité électromagnétique CEM) et permet également de réduire l'effet de peau dans les bobinages, donc les pertes par échauffement.
Le système selon l'invention peut comprendre un modulateur de largeurs d'impulsions précalculées avec un ou plusieurs contenus harmoniques d'amplitude, de fréquence et de phase prédéfinis.
Ces contenus harmoniques du modulateur de largeurs d'impulsions peuvent être précalculés pour basculer rapidement de l'un à l'autre, notamment lorsque l'on a détecté un découplage, ou bien pendant la phase OFF. Le déclenchement de cette désactivation totale ou partielle est alors piloté par le circuit de contrôle auto-adaptatif.
Avantageusement, le système selon l'invention peut comprendre un minuteur pour déclencher une action lorsqu'une une puissance instantanée PinDC alimentant l'onduleur ne varie pas en intensité au-delà d'un seuil de puissance prédéterminé pendant une durée prédéterminée. Le seuil peut être fixé à une valeur de 30% entre puissance max et puissance min. Et la durée peut par exemple être de 5 secondes. Cette absence de variation est synonyme de décrochage, i.e. que la tension UsDC est en dessous de la plage acceptable.
En cas de décrochage, la tension UpDC doit être augmentée pour permettre le ré-accrochage. Il existe plusieurs stratégies qui dépendent de la nature de l'implant :
Augmentation lente de UpDC
Passage instantanée à UpDCMax
Passage instantanée à UpDCNominal
Etc
Selon un mode de réalisation de l'invention, le circuit de contrôle autoadaptatif peut comprendre un capteur de tension continue, un capteur de courant continu et une unité de traitement.
L'unité de traitement permet de réaliser les estimations en temps réel sur une durée d'observation typiquement de 1ms et de réactualiser périodiquement. Cette unité de traitement est également configurée pour exécuter l'algorithme d'optimisation sous contraintes.
Selon un autre aspect de l'invention, il est proposé un procédé de pilotage d'une tension continue UpDC dans un système de transmission d'énergie transcutanée tel que défini dans l'un quelconque des systèmes précédents, ce procédé comprenant, à chaque cycle défini par des états ouvert et fermé de l'interrupteur IT, les étapes suivantes :
- mesure de la tension continue UpDC et du courant continu IpDC,
- estimation de grandeurs de performance du système, mise en mémoire de ces grandeurs, et comparaison avec des valeurs de ces grandeurs obtenues lors d'un cycle précédent,
- pilotage de la tension continue UpDC à partir des seules mesures de UpDC et IpDC, et selon un algorithme d'optimisation sous contraintes.
D'autres avantages et caractéristiques de l'invention apparaîtront à l'examen de la description détaillée d'un mode de mise en œuvre nullement limitatif, et des dessins annexés, sur lesquels :
[Fig. 1] La figure 1 est une vue schématique global du système de transmission d'énergie transcutanée, [Fig. 2] La figure 2 est une vue schématique du système de transmission d'énergie transcutanée une fois installé auprès d'un patient,
[Fig. 3] La figure 3 est une vue schématique plus en détail du système de transmission d'énergie transcutanée,
[Fig. 4] La figure 4 est une vue schématique d'un graphique de la puissance instantanée PinDC alimentant l'onduleur du système de transmission d'énergie transcutanée en fonction du temps,
[Fig. 5] La figure 5 est une vue schématique d'un graphique de la tension UpDC alimentant l'onduleur du système de transmission d'énergie transcutanée en fonction du coefficient de couplage k.
Les modes de réalisation qui seront décrits dans la suite ne sont nullement limitatifs; on pourra notamment mettre en œuvre des variantes de l'invention ne comprenant qu'une sélection de caractéristiques décrites par la suite isolées des autres caractéristiques décrites, si cette sélection de caractéristiques est suffisante pour conférer un avantage technique ou pour différencier l'invention par rapport à l'état de la technique antérieur. Cette sélection comprend au moins une caractéristique de préférence fonctionnelle sans détails structurels, ou avec seulement une partie des détails structurels si cette partie uniquement est suffisante pour conférer un avantage technique ou pour différencier l'invention par rapport à l'état de la technique antérieur.
En particulier toutes les variantes et tous les modes de réalisation décrits sont prévus pour être combinés entre eux dans toutes les combinaisons où rien ne s'y oppose sur le plan technique.
Sur les figures, les éléments communs à plusieurs figures conservent la même référence.
Bien que l'invention n'y soit pas limitée, on va maintenant décrire un système de transmission d'énergie transcutanée pour alimenter un implant qui est une pompe cardiaque intraventriculaire.
Sur la figure 1, on distingue globalement le système de transmission d'énergie transcutanée 1, TETS (pour « Transcutaneuous Energy Transfer System » en anglais) selon l'invention. TETS 1 comprend un sous-système 2 de transmission d'énergie transcutanée non optimisé, autrement dit « TET classique », destiné à alimenter une résistance R.L(t) représentant la charge équivalente de l'implant et qui peut varier dans le temps.
Le système de transmission d'énergie transcutanée TETS 1 selon l'invention comprend en outre un circuit de contrôle 3 destiné à alimenter en tension continue UpDC et en courant continu IpDC le TET classique 2.
Le circuit de contrôle 3 comprend des entrées/sorties permettant de transmettre des données vers l'utilisateur via une sortie 5, et recevoir, de façon optionnelle, des données externes via une entrée 6.
Le TET classique 2 est constitué de deux circuits : un circuit primaire 2a distinct d'un circuit secondaire 2b. Les deux circuits primaire 2a et secondaire 2b sont en couplage magnétique avec un coefficient de couplage magnétique k qui peut varier avec le temps.
La figure 2 est une vue schématique du TETS 1 installé sur un patient. Le circuit de contrôle 3 et le circuit primaire 2a sont placés à l'extérieur du corps du patient. Le circuit secondaire 2b est installé à l'intérieur du patient et est destiné à alimenter en tension continue l'implant 4 qui est par exemple une pompe cardiaque pulsatile.
Le TETS 1 selon l'invention a pour fonction une auto-adaptation en temps réel de la tension continue UpDC afin d'optimiser les performances du TETS 1 notamment par augmentation du rendement de transfert, réduction de réchauffement des tissus vivants, réduction de la consommation, augmentation de la valeur maximum de fonctionnement de k (kmaxi), réduction de la valeur minimum de fonctionnement de k (kmini) malgré une forte variabilité temps réel du couplage k et de la puissance PoutDC en sortie du circuit secondaire 2b.
Le TETS 1 permet également d'améliorer la précision des estimations de grandeurs de performance du système comme on le verra plus loin. Ces grandeurs de performance constituent notamment les données que le circuit de contrôle peut transmettre vers l'utilisateur pour lui indiquer le niveau de qualité de la transmission d'énergie.
Avantageusement, le TET Classique 2 est un système de transmission d'énergie transcutanée sans boucle de régulation entre une partie implantable et une partie externe tel que décrit dans les documents US6478820 et US6458164. Plus précisément et en référence à la figure 3, le TET classique 2 selon l'invention est composé de :
- une bobine secondaire implantable d'autoinductance Ls, préférentiellement planar, une bobine primaire externe d'autoinductance Lp, préférentiellement planar, couplée magnétiquement à la bobine secondaire Ls. Le couplage magnétique k est défini par la valeur de l'inductance mutuelle M entre Ls et Lp, définie par M2 = k2Lp.Ls de telle sorte que 0 < k < 1 . Le couplage magnétique peut varier au cours du temps, sur toute sa plage possible [0 ;1],
- une électronique de puissance externe de type onduleur 7 permettant de convertir la puissance continue PinDC en puissance alternative à une fréquence fondamentale Fex. Le circuit primaire 2a peut inclure un condensateur de résonance Cp, placé préférentiellement en série (et/ou en parallèle) avec la bobine primaire Lp et dont la capacité est choisie de telle sorte que le circuit (Lp,Cp) résonne à la fréquence Fex, c'est-à- dire Fex.2.pi = l/racine(Lp.Cp),
- un condensateur secondaire Cs de résonance série dont la capacité est choisie de telle sorte que le circuit (Ls,Cs) résonne également à la fréquence Fex, c'est-à-dire Fex.2.pi = l/racine(Ls.Cs),
- un interrupteur IT placé en parallèle du circuit (Ls,Cs), commandé par le signal ON,
- une électronique de puissance interne de type redresseur 8 permettant de convertir une puissance alternative en puissance continue PoutDC(t). Préférentiellement le redresseur 8 est un redresseur passif, mono ou double alternance à base d'une ou plusieurs diodes, de préférence Schottky à faible seuil, et d'un condensateur de stockage d'énergie Cstock et
- un circuit de commande 9 autoalimenté par le redresseur 8 et permettant de générer le signal ON à partir d'une mesure de la tension continue UsDC(t) de telle sorte que ON<='l' si UsDC est croissante et/ou passe au-dessus de UsDCmax, puis repasse à ON< = 'O si UsDC est décroissante et/ou passe en dessous de UsDCmin (régulation par hystérésis). On note UsDC la valeur moyenne de la tension UsDC(t). Le TET classique 2 est branché sur une charge R.L(t) dont la caractéristique peut être variable au cours du temps, en particulier pulsatile dans le cas de la pompe cardiaque par exemple.
Le TET classique 2 permet de transférer automatiquement une énergie DC-DC avec une régulation de la tension de sortie UsDC entre les valeurs UsDCmin et UsDCmax suivant un cycle de période Ton+Toff, automatique et cadencé par l'état de l'interrupteur IT. IT=1 (fermé) pendant le temps Toff et IT=0 (ouvert) pendant le temps Ton.
Le TET classique 2 utilisé seul présente des problèmes d'échauffement et de performance. L'invention est notamment remarquable en ce qu'elle introduit le circuit de contrôle 3 pour ajuster la valeur de la tension continue d'alimentation du circuit primaire 2a sans recours, de manière fondamentale, à une contre-réaction depuis le circuit secondaire 2b.
Sur la figure 3, le circuit de contrôle réalise une autoadaptation basée sur une analyse temps réel de la puissance PinDC(t). Pour cela, le circuit de contrôle 3 comprend préférentiellement un moyen de mesurer la puissance PinDC(t), un capteur 10 de tension continue UpDC(t) et un capteur 11 de courant continu IpDC(t). Il comprend également une unité de traitement 12 doté de moyens logiciels et matériels pour exécuter des fonctions et stocker des données. Les données sont évaluées en temps réel sur une durée d'observation Tobs (typiquement 1ms) et réactualisée périodiquement. La puissance PinDC est ainsi estimée selon la formule suivante :
On distingue également une batterie intégrée 13 pour alimenter le circuit de contrôle 3. On peut également envisager une alimentation via le secteur, éventuellement en combinaison avec la batterie intégrée.
On va maintenant décrire les éléments de dimensionnent ainsi que la détermination des grandeurs de performance du TETS selon l'invention.
Le circuit de contrôle 3 est notamment caractérisé par sa capacité à moduler automatiquement la tension UpDC(t).
Il dispose en option d'une sortie 5, de préférence numérique, permettant de fournir des données à l'utilisateur. Il dispose en option d'une entrée 6, de préférence numérique, permettant à l'environnement de lui fournir des données, en particulier pour son auto-calibrage.
Les éléments de dimensionnement du TETS sont les suivants.
Le rendement du TETS complet noté RendTETS est défini par :
0 < RendTETS < 1 (Équation 3)
Le rendement est fonction des pertes c'est-à-dire de la puissance dissipée Pdiss dans le TETS. Cette puissance dissipée en watt peut s'exprimer en fonction de la puissance PinDC et dudit rendement.
Pdiss = PinDC (1 - RendTETS) (Équation 4)
La présente invention a notamment pour objet la réduction au maximum de la puissance dissipée Pdiss et en tout état de cause de maintenir Pdiss en dessous d'une valeur maximale jugée acceptable, de telle sorte que l'élévation de la température des tissus vivants n'excède pas les limites imposées par la physiologie et/ou les normes internationales.
Toff est la durée pendant laquelle l'interrupteur IT est fermé (phase Off), la puissance n'est alors pas transférée de la source vers la charge de l'implant. Cet interrupteur IT se ferme lorsque la tension UsDC(t) a atteint la valeur UsDCmax, et il reste fermé jusqu'à ce que celle-ci atteigne la valeur UsDCmin. Pendant la phase Off, la charge est alimentée par le condensateur de filtrage du redresseur, dont la capacité est notée CStock et aura servi à accumuler une énergie pendant la phase de charge (IT ouvert). Pendant la phase Off PinDC(t) est sensiblement constante et vaut Poff. Cette puissance Poff est essentiellement dissipée en chaleur dans les câbles, les bobinages et l'interrupteur. Cette puissance Poff varie sensiblement suivant la formule suivante dans laquelle Rsp représente les effets résistifs série du circuit primaire et Rss représente les effets résistifs série du circuit secondaire. Le coefficient Coeffl dépend du design et est sensiblement constant quel que soit k et PoutDC.
La durée Toff de la phase Off est sensiblement définie par la formule suivante dans laquelle Coeff2 dépend du design et est sensiblement constant quel que soit k et PoutDC. (Equation s')
On constate dans l'équation ci-dessus que la mesure de Toff permet d'estimer finement la valeur de PoutDC en appliquant la formule suivante :
PoutDC ~ C°Q ef f f f 2 (Équation 7)
Coeff2 est déterminé par le design et sa valeur peut être stockée dans une mémoire du circuit de contrôle 3. Par ailleurs, sa valeur peut être réactualisée/affinée par échange de données entre l'implant et le circuit de contrôle 3, par exemple lors d'une phase d'initialisation et/ou régulièrement.
On constate que POff dépend du couplage k et de UpDC. On comprend l'intérêt de connaître la valeur de Toff afin de pouvoir éventuellement « désactiver » l'onduleur (UpDC=0 ou une valeur faible) pendant une durée sensiblement égale à Toff dès lors que l'on a détecté ce changement d'état. La connaissance de PoutDC en temps réel par échange de données entre l'implant et le circuit de contrôle 3 permet d'améliorer l'estimation de Toff. Cette désactivation n'est cependant pas nécessaire si le design a permis de réduire suffisamment la contribution de Poff aux pertes totales. Ce faisant, on élimine des effets de pollution électromagnétique inacceptable dans certains environnements contraints, c'est pourquoi la réalisation préférentielle ne met pas en œuvre une telle désactivation pendant la phase Off.
On constate dans l'équation précédente qu'en l'absence de couplage (k=0 ou inférieur à kmini), la puissance en entrée PinDC devient très élevée. Cette puissance est alors entièrement dissipée dans la partie externe. On peut ainsi détecter une absence de couplage et « désactiver » l'onduleur (UpDC=0 ou une valeur faible) pendant une durée prédéterminée, typiquement un temps d'attente de ls, déclencher une alerte à destination de l'utilisateur puis le réactiver par intermittence pour détecter à nouveau un couplage lorsque l'utilisateur aura réaligné les bobines primaire et secondaire.
Ton est la durée pendant laquelle l'interrupteur IT est ouvert, la puissance est alors transférée du circuit primaire externe vers le circuit secondaire implantable. Pendant la phase On, lorsque le TETS est dans sa plage de fonctionnement correcte, la puissance absorbée par le TETS est notée POn et est sensiblement constante, elle ne dépend que du coefficient de couplage k ni de la tension continue UpDC. On peut noter que cette puissance POn ne dépend sensiblement pas non plus de la puissance absorbée par la charge PoutDC.
PmZ)C(t)liT=o ~ POn(k, UpDC) (Équation 8)
Le rendement du TETS peut s'exprimer en fonction d'un rendement maximal qui dépend du couplage k, de la puissance PoutDC et de la tension continue UpDC ainsi que de la durée Ton et d'une constante de temps de design notée TEq. L'équation suivante prend en considération le comportement fortement non linéaire du TETS. Ainsi, et selon l'invention, le dispositif va modifier automatiquement la valeur de UpDC de telle sorte qu'à la fois le rendement maximum théorique atteignable soit atteint, mais également que la durée Ton soit la plus grande possible, en tout état de cause largement plus grande que T pTETS (Équation 9)
Cette grandeur TEq dépend à la fois des paramètres de design (la largeur de l'hystérésis en sortie, la tension moyenne UsDC et la capacité de stockage Cstock), mais également de la résistance de charge et d'une résistance interne équivalente RgEq(k), elle-même dépendant du couplage k. On comprend la forte non-linéarité du TETS qui rend son optimisation délicate puisque à la fois TEq, Ton, et le rendement dépendent de UpDC, PoutDC et de k. &UsDC 2.RqEq(Jc).Rl „„L . , . . -,
TEq « - UsDC . — Rl y+2.RgEq . CStock ( ' Equation 10) 7
La résistance interne équivalente RgEq ne dépend sensiblement que de Ton, Toff, du couplage k et des paramètres de design. On définit RdssOn comme représentant la résistance série du circuit de l'interrupteur IT et on obtient :
Comme déjà vu, Rss représente les résistances séries du circuit secondaire et Rsp représente les résistances séries du circuit primaire.
On observe que cette résistance équivalente RgEq doit être minimisée avant tout et que Ton doit être maximisé avant tout. Afin de réduire Rss, on utilise prioritairement un bobinage secondaire avec une très forte section de cuivre, et classiquement un fil de Litz afin de ne pas subir l'effet de peau lorsque la fréquence Fex est élevée. Cependant, selon la présente invention, on minimise cette résistance Rss en utilisant une fréquence Fex pas trop élevée (typiquement < 300kHz) et par l'utilisation d'une bobine secondaire en PCB (« Printed Circuit Board » en anglais) avec des conducteurs multicouches.
La contribution de la résistance RdssOn devient très élevée si l'interrupteur IT est trop éloigné de la bobine secondaire. Selon l'invention, on prévoit également de placer l'interrupteur IT à proximité immédiate de la bobine secondaire, et idéalement directement sur le PCB. Dans cette configuration préférée, l'ensemble de l'électronique du circuit de commande 9 est placé sur le PCB de la bobine secondaire. Ainsi la liaison entre le TETS et l'implant peut se faire par une liaison DC très basse tension, améliorant considérablement la sécurité des patients en cas de rupture accidentelle de l'isolation.
Le coefficient de couplage k peut être estimé selon la loi suivante dépendant de Ton, Toff et UpDC, sachant que Coeff3 ne dépend que de paramètres de design. On comprend l'intérêt d'identifier précisément Ton et TOff ainsi que UpDC.
Pour un design de TET classique 2, l'expression du coefficient de couplage minimal permettant d'assurer le fonctionnement du TET classique 2 est donnée par l'équation suivante dans laquelle coeff4 ne dépend à nouveau que de paramètres de design. Cette valeur de kmini est celle en dessous de laquelle le TET classique 2 ne peut plus fonctionner, à cause d' un « décrochage ». Cette valeur de kmini ne correspond pas dans le cas classique avec la valeur de couplage minimale acceptable en prenant en plus en considération le fait que la puissance de perte ne doit pas être trop élevée. Cette valeur dépend alors également de la puissance PoutDC. Cela conduit systématiquement dans le cas classique à réduire considérablement la plage de fonctionnement du TET classique 2 pour inclure à la fois le couplage minimal et la puissance maximale. Lesdites pertes dépendent de PoutDC et de UpDC. Pour un point de fonctionnement donné (k et PoutDC fixé), les pertes diminuent lorsque UpDC diminue. Il apparaît clairement que l'on a tout intérêt à diminuer UpDC pour réduire les pertes mais que, ce faisant on réduit la plage de fonctionnement. On comprend alors l'intérêt d'adapter automatiquement la valeur de UpDC en fonction des vraies conditions de fonctionnement k(t) et PoutDC(t). Partant d'un UpDC de référence, appelé UpDCNominal, et d'un coefficient nominal kNominal, et étant donné une valeur maximale UpDCMax, et minimale UpDCMin, on comprend que tant que k > kmini, la valeur de UpDC optimale sera inférieure à UpDCMax. Partant d'une situation pour laquelle UpDC=UpDCNominal, et k>kmini le circuit de contrôle va automatiquement choisir d'augmenter ou de diminuer UpDC afin de tendre vers un état optimal pour lequel le rendement du TETS selon l'invention est amélioré par rapport au cas classique. Ce faisant, le TETS selon l'invention a également la possibilité lorsque la puissance PoutDC n'est pas maximale, de fonctionner à plus faible couplage et ainsi l'invention permet également d'augmenter considérablement la plage de fonctionnement du TETS.
De la même façon, l'expression suivante décrit le couplage de décrochage kmaxi au-delà duquel le TET classique 2 ne peut plus fonctionner. Cette fois-ci on observe que le décrochage dépend de la tension UpDC mais également de la consommation de la charge PoutDC. A nouveau, et pour d'autres raisons, on observe que pour augmenter la plage de fonctionnement (augmenter kmaxi), on doit augmenter UpDC. Pour les mêmes raisons que précédemment, cela amène systématiquement à surdimensionner UpDC dans les cas pour lesquels le couplage n'est pas maximal et ainsi à surconsommer. De la même façon que précédemment, on comprend l'intérêt d'adapter UpDC automatiquement. Partant d'un UpDC de référence, on comprend que tant que k < kmaxi, la valeur de UpDC optimale sera inférieure à UpDCMax. Partant d'une situation pour laquelle UpDC=UpDCNominal, et k<kmaxi le dispositif va automatiquement choisir d'augmenter ou de diminuer UpDC afin de tendre vers un état optimal pour lequel le rendement du TETS sera amélioré par rapport au cas classique. Cette situation peut évoluer dans le temps, même si k reste constant, en fonction de la valeur instantanée de PoutDC.
Selon l'invention, la plage de fonctionnement kmini peut être augmentée en maximisant la valeur de l'inductance secondaire Ls. Pour ce faire, il est intéressant d'ajouter un noyau magnétique au niveau de la bobine secondaire. Au regard de la formule donnant la valeur de kmaxi, on comprend que le fait d'augmenter la valeur de Ls conduit à réduire la plage de fonctionnement du côté du couplage maximum. Ainsi, dans le cas du TET Classique 2, est-il fait un compromis qui n'optimise pas la solution. La présente invention permet d'éliminer ce compromis en adaptant automatiquement la valeur de UpDC et ainsi il est préféré d'augmenter la valeur de l'inductance secondaire Ls. De façon préférentielle, le noyau magnétique utilisé n'est pas conducteur et ne présente sensiblement pas de pertes. L'une des solutions préférée est l'utilisation d'un noyau en composite superparamagnétique placé au niveau du bobinage secondaire. La charge superparamagnétique peut être directement placée dans le cœur des bobinages planars, ou bien dans le PCB, ou bien dans le matériau de surmoulage et/ou de protection de la bobine secondaire.
De façon préférentielle, les condensateurs de résonance secondaire et primaire sont choisis de telle sorte que les circuits soient à la résonnance en l'absence de couplage, c'est-à-dire lorsque k=0. Ainsi, cela conduit à avoir une surconsommation côté primaire en cas de découplage, et ainsi de détecter le découplage. Cela permet également d'avoir une très faible consommation, quasi nulle côté primaire lorsque les bobines sont couplées mais que l'interrupteur IT est fermé. Ainsi la seule analyse de la puissance PinDC(t) permet de contrôler automatiquement le TETS selon l'invention.
On peut prévoir de manière optionnelle et sans que cela n'intervienne dans la performance fondamentale du TETS selon l'invention, d'adapter la fréquence de fonctionnement de l'onduleur à la fréquence de résonance du circuit secondaire en fonction d'une information fournie par l'implant lors d'une étape de calibrage et d'appairage.
Selon l'invention, on prévoit de piloter l'onduleur de façon préférentielle avec un contrôle de Modulation de Largeur d'Impulsion (MLI ou PWM) afin d'optimiser le spectre du courant et donc la pollution électromagnétique du TET classique 2. Le choix de la fréquence Fex est préférentiellement relativement faible, par exemple inférieure à 301kHz, pour réduire la pollution électromagnétique et l'effet de peau, et permettre la mise en œuvre de la MLI. La fréquence Fex peut être choisie inférieur à 151kHz, voire inférieure à 81kHz, ce qui correspond à des fréquences limites de normes internationales.
On peut prévoir deux séquences de MLI précalculées pour basculer rapidement de l'une à l'autre, notamment lorsque l'on a détecté un découplage, ou bien pendant la phase OFF. Le déclenchement de cette désactivation totale ou partielle est alors piloté par le circuit de contrôle.
Le contrôle automatique de UpDC permet une réduction de l'amplitude de la tension aux bornes des bobine Ls et Lp, améliorant ainsi le rendement mais également la fiabilité et la sécurité des biens et des personnes. De façon préférentielle, les surtensions sont maintenues inférieures à 70V crête (limite de la très basse tension) afin de maintenir les éventuels courants de fuite en cas de défaut des isolants en dessous d'un seuil critique pour les utilisateurs.
Afin d'augmenter le rendement du redresseur, de façon préférentielle celui-ci est « simple alternance » et non pas double alternance ce qui augmenterait la tension de déchet des diodes. Cette précaution n'est pas nécessaire si la tension UsDC est suffisamment grande par rapport aux déchets des diodes (typiquement au-delà de 10V, voire 20V, voire 30V, voire 50V). Dans le cas d'un redressement simple alternance, il est prévu d'ajouter un dispositif de protection de type TVS (« transient-voltage-suppression » en anglais) pour limiter la tension inverse aux bornes de la diode.
Afin de réduire les pertes dans l'ensemble de la ligne de transfert TETS, il est prévu de placer l'électronique de puissance côté primaire, l'onduleur notamment, au plus près de la bobine primaire, typiquement à une distance inférieure au diamètre de la bobine primaire. Cela permet de réduire les résistances séries du circuit primaire Rsp et également la pollution électromagnétique.
On va maintenant décrire un mode de fonctionnement normal du TETS selon l'invention.
On distingue sur le graphique sur la figure 4, un cycle d'une durée Ton+Toff. On observe que la puissance est systématiquement inférieure à un seuil haut PinDCDec et qu'elle passe en dessous d'un seuil bas PinDCOff, par exemple 1W.
La tension UpDC(t) est fixée à une valeur au démarrage, par exemple la valeur nominale UpDC=UpDCNom.
Ceci n'est pas limitatif de l'invention, d'autres stratégies de poursuites sont envisageables, en particulier en démarrant avec la tension minimale UpDCMin ou bien avec une tension maximale UpDCMax.
Le paramètre estimé Toff_est est caractérisé par la durée pendant laquelle PinDC(t)< PinDCOff.
Le paramètre Ton_est est caractérisé par la durée pendant laquelle PinDC(t)> PinDCOff.
Le circuit de contrôle peut alors calculer la valeur moyenne PinDC_est de la façon suivante
PinDC est = - TOn_est+ -T -off_est J LTon_est+Tof ,f,_est . PinDCt vt dt ( 1Équation 15) y
Le circuit de contrôle peut calculer une estimation de la puissance délivrée par le TETS à la charge, PoutDC_Est selon la formule suivante : Le circuit de contrôle peut donc estimer le rendement du transfert RendTETS_est ainsi que la puissance dissipée Pdiss_est.
Pdiss_est = PinDC_est (1 — RendTETS_est) (Équation 18)
Et finalement le circuit de contrôle peut estimer le coefficient de couplage k_est
A la fin du cycle, les grandeurs estimées sont délivrées à l'utilisateur et analysées puis placées en mémoire : Ton_Est, Toff_est, PinDC_est, PoutDC_est, RendTETS_Est, Pdiss_est, k_est. En fonction de seuil, certaines alarmes peuvent être déclenchées, etc.
Une attention particulière peut être portée sur la valeur de Ton_Est. En effet, si Ton_Est est trop élevée, cela signifie que la tension UpDC est proche de la valeur de décrochage. Il ne faut alors plus la réduire. Il peut être décidé de la maintenir stable pendant un cycle ou bien de l'augmenter.
Dans tous les autres cas, a priori, la valeur de la tension UpDC est réduite d'un incrément DeltaUpDC.
A la fin du cycle suivant, les paramètres sont à nouveaux estimés et la même logique est appliquée. En plus des grandeurs instantanées, les paramètres sont comparés avec leurs valeurs obtenues dans le cycle précédent et qui ont été placées en mémoire. Ainsi, le circuit de contrôle est capable d'identifier si le fait d'avoir réduit la tension UpDC de l'incrément DeltaUpDC a permis d'améliorer ou de dégrader les performances instantanées du transfert, en particulier le rendement.
La décision d'augmenter ou de diminuer la valeur de UpDC est dorénavant basée sur l'exploitation des données temps réel, mais également de leur variation par rapport à celles du cycle précédent. Le cycle se répète ainsi à l'infini et on est assuré d'avoir un TETS dont le point de fonctionnement se cale automatiquement à un optimum. Il peut être décidé que l'optimum de performance est le minimum de puissance PinDC, ou bien le maximum de rendement, ou bien le minimum de perte Pdiss, ou tout autre paramètre estimé à partir des grandeurs disponibles.
On va maintenant décrire un mode de fonctionnement en cas de découplage.
A tout instant, même au cours d'un cycle ou en l'absence de cycle, si PinDC(t) est trop élevé, le TETS détecte une perte de couplage et peut être désactivé pendant un temps prédéfini, par exemple quelques secondes. Une information est donnée à l'utilisateur. Au bout du temps d'attente, le TETS est réactivé à partir d'un cycle de démarrage.
On va maintenant décrire un mode de fonctionnement en cas de surconsommation ou sous consommation.
A la fin d'un cycle, si la consommation estimée PoutDC est trop élevée (surconsommation) ou trop faible (sous-consommation), il peut être décidé d'informer l'utilisateur et soit de continuer à transférer de l'énergie, soit de stopper le transfert. Il peut évidemment y avoir plusieurs seuils conduisant à des décisions différentes en fonction de la nature de l'implant. Un échange de données entre l'implant et le dispositif peut être utile afin de prendre la meilleure décision possible.
On va maintenant décrire un mode de fonctionnement en cas de décrochage.
Il est possible que le TETS décroche, dans la mesure où par exemple la puissance PoutDC et/ou le couplage k varie brusquement, y compris en restant dans une plage de fonctionnement acceptable. Dans ce cas précis, il n'y a plus d'observation de cycle, c'est-à-dire que Ton ou bien Toff sont trop longs et on n'observe pas de basculement de puissance. Cela signifie que l'interrupteur IT est bloqué, a priori en position ouverte, et le TETS n'est pas capable de fournir une puissance suffisante à l'implant. Ce cas est détecté par l'utilisation d'un minuteur (« watchdog » en anglais), permettant de déclencher une action même si la valeur de PinDC(t) ne bascule pas pendant une durée prédéterminée, par exemple 5s. Dans ce cas, la tension UpDC doit être augmentée pour permettre le réaccrochage. Il existe plusieurs stratégies qui dépendent de la nature de l'implant :
- Augmentation lente de UpDC
- Passage instantanée à UpDCMax
- Passage instantanée à UpDCNom
- Etc
On va maintenant décrire un mode de fonctionnement tenant compte spécifiquement d'un implant de type pompe cardiaque.
Dans le cas de pilotage d'une pompe cardiaque pulsatile, la puissance PoutDC(t) n'est pas constante mais avec une prédictibilité élevée. En effet, dans le cas d'une pompe cardiaque, la consommation suit le rythme cardiaque. Dans le cas d'une pompe cardiaque comprenant une batterie rechargeable, le passage en mode recharge conduit à une augmentation de la consommation. Ces informations peuvent être fournies par l'implant en temps réel au circuit de contrôle afin d'optimiser encore les performances, par exemple via une mesure de l'électrocardiogramme, ou bien via une mesure de débit cardiaque ou tout autre moyen. En effet, ces informations permettent d'anticiper les évolutions de PoutDC(t) et ainsi d'optimiser les valeurs de UpDC autrement que par un algorithme de pilotage aveugle de UpDC. Typiquement, la valeur de UpDC va être modifiée à la hausse ou à la baisse avec des incréments plus importants, dépendant de l'estimation de la consommation réelle.
Remarquons cependant que cette solution est optionnelle, et que même en cas de perte de la communication entre l'implant et le circuit de contrôle, les performances du TETS sont largement améliorées par rapport à un TET classique. Ainsi, la liaison de rétroaction de l'implant vers la partie externe n'intervient pas dans la fiabilité de la fonction TETS selon l'invention.
Lorsqu'un condensateur de stockage est dimensionné au plus juste, ce qui présente un fort intérêt du point de vue de l'encombrement et de la fiabilité. Et lorsque le circuit de contrôle fonctionne parfaitement, alors, la tension UpDC optimale va suivre la consommation instantanée de la charge et présenter un aspect pulsatile.
Il y a un fort avantage dans ces conditions de disposer d'une information supplémentaire qui est l'estimation de la consommation instantanée afin de pouvoir anticiper celle-ci et accélérer l'ajustement de la valeur optimale de UpDC. Cette synchronisation peut être réalisée par échange d'information temps réel telle que la consommation en watt, la fréquence cardiaque en Hz, l'instant de détection du QR.S, etc, entre l'implant et la partie externe du TETS.
Il s'ensuit que le circuit de contrôle prend en compte ces informations pour optimiser la convergence dynamique vers le minimum de puissance.
In fine, cela permet d'étendre la plage de fonctionnement du TETS dans des cas extrêmes de PoutDC(t) et de k(t), ce qui améliore l'usage du TETS.
Sur la figure 5 est illustrée l'évolution de la courbe de fonctionnement du TETS selon l'invention. UpDC_Opt représente la valeur de UpDC permettant de maximiser le rendement du transfert de puissance. Les limites basses sont caractérisées par un décrochage ou bien un échauffement rédhibitoire.
On observe que la plage d'utilisation selon le couplage k est augmentée car :
- Il est possible d'avoir un fonctionnement correct même avec un couplage maximal de « 1 », ainsi la notion même de kmaxi n'a plus de sens avec l'invention
- Il est possible d'adapter la valeur de kmini en fonction de la puissance transférée à la charge et ainsi d'étendre la valeur des TET classiques 2 lorsque la puissance réelle est inférieure à la puissance maximale. Sachant que la puissance maximale est systématiquement plus élevée que la puissance nominale, cela permet d'étendre largement l'utilisabilité du TETS
On observe que la valeur UpDC qui conduit à une optimisation du rendement est largement dépendante des conditions d'utilisation et que la solution auto-adaptative permet de converger vers cet optimum de façon certaine et fiable.
Bien entendu, l'invention n'est pas limitée aux exemples qui viennent d'être décrits. De nombreuses modifications peuvent être apportées à ces exemples sans sortir du cadre de la présente invention telle que décrite.

Claims

REVENDICATIONS
1. Système de transmission d'énergie transcutanée (1) destiné à alimenter un implant (4), ce système comprenant :
- un circuit primaire (2a) comprenant un onduleur (7) apte à être alimenté par une tension continue UpDC et un courant continu IpDC, et une bobine primaire Lp apte à être alimentée par l'onduleur,
- un circuit secondaire (2b) comprenant une bobine secondaire Ls destinée à être en couplage magnétique avec la bobine primaire selon un coefficient de couplage magnétique k, un condensateur secondaire Cs, un redresseur (8) apte à alimenter l'implant (4) avec une tension continue UsDC ; le circuit secondaire comprenant en outre un interrupteur IT pour alimenter ou non le redresseur et un circuit de commande de l'interrupteur IT contrôlé localement à partir de la tension UsDC, caractérisé en ce qu'il comprend en outre :
- un circuit de contrôle auto-adaptatif (3), connecté au circuit primaire (2a) et configuré pour piloter automatiquement la tension continue UpDC à partir des seules mesures de UpDC et IpDC, et selon un algorithme d'optimisation sous contraintes.
2. Système selon la revendication 1, caractérisé en ce que le circuit de contrôle auto-adaptatif (3) est configuré pour estimer des grandeurs de performance du système à partir des mesures de UpDC et IpDC ; et en ce que l'algorithme d'optimisation sous contraintes est paramétré avec au moins une contrainte prédéterminée et associée à l'une des grandeurs de performance du système.
3. Système selon la revendication 2, caractérisé en ce que lesdites grandeurs de performance du système comprennent au moins une ou plusieurs des grandeurs instantanées suivantes : une durée Toff pendant laquelle l'interrupteur IT est fermé, une durée Ton pendant laquelle l'interrupteur IT est ouvert, une puissance instantanée continue PinDC alimentant l'onduleur, une puissance continue PoutDC en sortie du circuit secondaire, un rendement RendTETS de transfert d'énergie, une puissance dissipée Pdiss dans le système.
4. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que lesdites contraintes comprennent un minimum de durée Toff pendant laquelle l'interrupteur IT est fermé, et/ou un maximum de durée Ton pendant laquelle l'interrupteur IT est ouvert, et/ou un minimum de puissance instantanée PinDC, et/ou un maximum de rendement RendTETS, et/ou un minimum de puissance dissipée Pdiss.
5. Système selon l'une quelconque des revendications 2 à 4, caractérisé en ce que les mesures et les grandeurs estimées sont réalisées de manière cyclique.
6. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que la bobine secondaire est réalisée à partir de pistes d'un circuit imprimé PCB.
7. Système selon la revendication 6, caractérisé en ce que l'interrupteur IT est intégré dans le circuit imprimé PCB de la bobine secondaire Ls.
8. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'un noyau magnétique est placé dans la bobine secondaire Ls ou dans la bobine primaire Lp.
9. Système selon la revendication 8, caractérisé en ce que le noyau magnétique est un noyau en composite superparamagnétique.
10. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le circuit primaire (2a) comprend en outre un condensateur primaire Cp ; la bobine primaire Lp et le condensateur primaire Cp ont des valeurs de façon à être en résonance lorsque le couplage k entre la bobine primaire et la bobine secondaire est en dessous d'un seuil de couplage prédéterminé.
11. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que la bobine secondaire Ls et le condensateur secondaire Cs ont des valeurs de façon à être en résonance lorsque le couplage k entre la bobine primaire et la bobine secondaire est en dessous d'un seuil de couplage prédéterminé.
12. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend une liaison radioélectrique apte à connecter le circuit de contrôle auto-adaptatif (3) avec l'implant (4) de façon à récupérer des informations temps réel provenant de l'implant.
13. Système selon la revendication 12, caractérisé en ce que le circuit de contrôle auto-adaptatif (3) est configuré pour adapter la fréquence de fonctionnement de l'onduleur à la fréquence de résonance du circuit secondaire à partir d'information provenant de l'implant (4).
14. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend au moins un modulateur de largeur d'impulsion pour piloter l'onduleur (7) à une fréquence inférieure à 301kHz, inférieure à 151kHz ou inférieure à 81kHz.
15. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend un modulateur de largeur d'impulsion précalculées avec un ou plusieurs contenus harmoniques d'amplitude, de fréquence et de phase prédéfinis.
16. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il comprend un minuteur pour déclencher une action lorsque la puissance instantanée continue PinDC alimentant l'onduleur ne varie pas en intensité au-delà d'un seuil de puissance prédéterminé pendant une durée prédéterminée.
17. Système selon l'une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce que le circuit de contrôle auto-adaptatif (3) comprend un capteur de tension continue (10), un capteur de courant continu (11) et une unité de traitement (12).
18. Procédé de pilotage d'une tension continue UpDC dans un système de transmission d'énergie transcutanée tel que défini dans l'une quelconque des revendications précédentes, ce procédé comprenant, à chaque cycle défini par des états ouvert et fermé de l'interrupteur IT, les étapes suivantes : - mesure de la tension continue UpDC et du courant continu IpDC,
- estimation de grandeurs de performance du système, mise en mémoire de ces grandeurs, et comparaison avec des valeurs de ces grandeurs obtenues lors d'un cycle précédent,
- pilotage de la tension continue UpDC à partir des seules mesures de UpDC et IpDC, et selon un algorithme d'optimisation sous contraintes.
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