EP4661955A1 - Elektronisches implantat - Google Patents

Elektronisches implantat

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Publication number
EP4661955A1
EP4661955A1 EP23728615.8A EP23728615A EP4661955A1 EP 4661955 A1 EP4661955 A1 EP 4661955A1 EP 23728615 A EP23728615 A EP 23728615A EP 4661955 A1 EP4661955 A1 EP 4661955A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
coil
implant
magnetic field
core
energy
Prior art date
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Pending
Application number
EP23728615.8A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Walter Mehnert
Thomas Theil
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.)
Reimann Rainer
Original Assignee
Reimann Rainer
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 Reimann Rainer filed Critical Reimann Rainer
Publication of EP4661955A1 publication Critical patent/EP4661955A1/de
Pending legal-status Critical Current

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    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/378—Electrical supply
    • A61N1/3787—Electrical supply from an external energy source
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N1/37229—Shape or location of the implanted or external antenna
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    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
    • H01F—MAGNETS; INDUCTANCES; TRANSFORMERS; SELECTION OF MATERIALS FOR THEIR MAGNETIC PROPERTIES
    • H01F38/00—Adaptations of transformers or inductances for specific applications or functions
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    • H—ELECTRICITY
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    • 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
    • H02J50/005—Mechanical details of housing or structure aiming to accommodate the power transfer means, e.g. mechanical integration of coils, antennas or transducers into emitting or receiving devices
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    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3756—Casings with electrodes thereon, e.g. leadless stimulators
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    • 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

  • the invention relates to an electronic implant for implantation into the body of a living being and for monitoring a bodily function.
  • the invention relates to an electronic pacemaker which is intended to be implanted in/on the human heart.
  • a pacemaker that can be recharged without contact.
  • the pacemaker has a coil that is glued to a ferrite foil.
  • the coil is neither an air coil nor a coil with a core.
  • the ability of the coil to collect a magnetic field generated for charging is therefore low.
  • the flat design of the coil also leads to a strong counterfield and thus prematurely limits the current that can be drawn.
  • the pacemaker is designed in such a way that when it is anchored to the heart, the coil assumes a certain orientation, namely parallel to the skin surface of the person wearing the pacemaker. This orientation is necessary so that a charging coil arranged on the skin surface can be aligned with the pacemaker coil. If there are even small deviations between the pacemaker coil and the charging coil, the charging current drops rapidly. In addition, the charging coil must generate a very strong alternating magnetic field on the skin surface so that a field adequate for charging can even reach the coil in the pacemaker.
  • the object of the invention is to create an implant that can be implanted in any spatial location, enables short loading times and at the same time has a compact design. At the very least, the object of the invention is to create an alternative implant.
  • the electronic implant for implantation into a body of a living being and for monitoring a body function includes: an electrode section which is intended to be attached or arranged on a body section; and a housing which has a volume VG in the range of 0.5 ⁇ VG ⁇ 4 cm 3 , preferably ⁇ 2 cm 3 , and which accommodates the following components of the electronic implant:
  • the energy receiving section comprises at least one coil which extends along a coil axis and is configured to receive and deliver the energy to the energy storage device when it is penetrated by an alternating magnetic field generated by an external charger, wherein the coil is an air coil or includes a magnetically conductive core made of one or more parts which is located in the coil and runs along the coil axis, wherein a) the core runs along the coil axis and does not protrude beyond the ends of the coil, or b) the core runs along the coil axis and protrudes beyond at least one end, preferably both ends, of the coil to form a respective field collector without increasing the cross-section/longitudinal diameter of the core, and
  • the coil when penetrated by the alternating magnetic field, generates a charging current of maximum 2A, rectified by a rectifier, which is fed to the energy storage device for recharging;
  • the electronics are arranged to provide information for the automatic spatial adjustment of an orientation of the vector of the external alternating magnetic field to the coil axis, whereby the implant can be implanted in any spatial orientation.
  • the electronics according to (IV) are designed to supply information for automatically correcting a deviation between a spatial orientation of the vector of an internal alternating magnetic field of a charging coil of the charger and the coil axis of the implant, for example to the charger, whereby the implant can be implanted in any spatial orientation.
  • the electronic implant is preferably constructed in such a way that the location of the maximum magnetic flux is the magnetic longitudinal center and the location of the cross-sectional area is the longitudinal center of the coil.
  • the implant is, for example, a cardiac pacemaker, a brain pacemaker, an organ pacemaker or an analysis unit.
  • the latter analysis unit is, for example, designed in such a way that it continuously or at specific intervals determines parameters such as blood pressure and/or blood values and/or records a cardiogram.
  • the implant is the aforementioned cardiac pacemaker, it is preferably intended to repair (the body's own) control impulses delivered by the body for the heart, i.e. to fully develop them, or to replace missing control impulses.
  • the implant is particularly preferably a single-chamber cardiac pacemaker or part of a multi-chamber cardiac pacemaker network that is located in or on the human heart or is implanted in these positions.
  • the cardiac pacemaker network has, for example, two or three implants connected via electrical signals, each of which is implanted in a heart chamber, anchored there, and communicate with one another.
  • the electrode section contains a certain number of electrodes depending on the purpose of the implant, with one of the electrodes acting as ground.
  • the electrodes are connected to or are located on or in the part of the body that is to be stimulated, such as the heart or brain.
  • the electrodes mentioned can be cable electrodes, for example.
  • the implant preferably contains a cable of a certain length per cable electrode, which can be laid as intended to a desired area of the body section within the body.
  • a preferably spiral-shaped section for anchoring the cable electrode in the area of the body section is formed at the end of the cable.
  • the electrode section may also be designed without cable electrode(s).
  • the electrodes mentioned are formed on an outer surface of the implant, which is implanted in such a way that that the electrodes each rest on or in an area of the body section and/or can be anchored there.
  • This design is particularly advantageous when the implant is the pacemaker or part of the pacemaker network, each of which is to be completely implanted in/on the heart.
  • the pacemaker network therefore then contains several implants according to the invention with corresponding electrode sections that are exposed on the outer surface of the respective units.
  • the electrode section can be constructed from a combination of at least one single cable electrode and at least one single electrode formed on the outer surface.
  • the implant is preferably arranged on the body section so that the electrode formed on the outer surface comes into contact with the corresponding area of the body section and/or is anchored there.
  • the other electrode i.e. the cable electrode, is guided to another area of the body section and anchored or fastened there.
  • the electronics of the implant according to the invention are designed to monitor at least one or more body functions. These include, for example, the functions of the analysis unit mentioned, i.e. the recording of data, for example from a cardiogram, blood pressure values or the recording of blood values.
  • the electronics for carrying out corresponding functions include, for example, a computing circuit with corresponding memory.
  • the electronics are set up to monitor the heartbeat and, based on this, to detect whether the heartbeat needs to be controlled. If this is the case, the electronics generate a stimulation pulse, in particular a voltage pulse, or in extreme cases a voltage surge, and deliver this to the body section via the electrode section.
  • a stimulation pulse in particular a voltage pulse, or in extreme cases a voltage surge
  • the energy storage device for long-term supply of the implant according to the invention is preferably an electrochemical accumulator that can be recharged, in particular a lithium-ion accumulator.
  • the energy storage device is preferably dimensioned such that it can supply the entire implant with electrical energy for a running time of 0.5, 0.6, 0.7, 0.8, 0.9, 1.0, 1.1, 1.2, 1.3, 1.4, 1.5, 1.6, 1.7, 1.8, 1.9, 2.0 years (charging intervals) without the energy storage device having to be recharged.
  • the energy storage device has a charge capacity of 200 As to 400 As (ampere seconds, coulombs).
  • the energy storage device can have a plurality of energy storage units which are distributed and arranged separately from one another at different positions in the implant, wherein at least one of the or each of the energy storage units is preferably an electrochemical accumulator unit, in particular a lithium-ion accumulator unit.
  • the energy receiving section includes at least one rectifier and at least one smoothing capacitor, which are located between the coil and the energy storage device.
  • the coil delivers the received energy to the smoothing capacitor via the rectifier.
  • the charging (alternating) current delivered by the coil is rectified by the rectifier and fed to the energy storage device by the smoothing capacitor.
  • the energy receiving section is designed to receive the energy by induction, for which purpose it contains a coil which is penetrated by the external alternating magnetic field.
  • the coil generates the corresponding charging voltage depending on the change in the magnetic flux passing through and a corresponding charging current flow via the rectifier, which serves to recharge the energy storage device.
  • the charging voltage depends on the frequency and Amplitude of the magnetic flux of the alternating magnetic field is proportionally dependent.
  • the core according to a) and/or the field collector according to b) is not an element such as a Wiegand wire/pulse wire, which, when the magnetic field changes to a certain amplitude, exhibits a large Barkhausen jump in the form of a Bloch wall running across the wire and therefore induces pulses of the same magnitude in the coil regardless of the frequency of the alternating magnetic field.
  • the material of the core according to a) as a magnetic flux conductor and the material of the field collector according to b) have irregularly magnetically aligned domains.
  • the housing accommodates the components mentioned, ie the electronics, the energy storage and the energy receiving section, in its interior and preferably encloses them hermetically.
  • the enclosed volume VG of the housing is preferably a maximum of 1.5 cm 3 , 2 cm 3 , 3 cm 3 or 4 cm 3 , with 1 cm 3 preferably being excluded.
  • the electrode section is constructed as already explained above.
  • the implant according to the invention is therefore an autonomously operating implant that carries out its functions independently without the need for interaction with a control unit located outside the body.
  • the external alternating electromagnetic field (Bo) is preferably generated such that it is aligned in the direction of the coil axis, i.e. the B vector points in the direction of the coil axis.
  • the core according to a) and/or field collector according to b) ensures that the alternating electromagnetic field is guided into the core with increased intensity via a larger magnetic field capture area (field collection area) Ao.
  • the field collector ensures that the magnetic flux density within the coil - n*Bo - increases significantly.
  • the magnetic field capture area Ao is located along the coil axis at a certain distance from the end of the core according to a) or the field collector according to b) and is perpendicular to the coil axis. It is larger than the core according to a) or the field collector according to b). In the case of the air coil, the magnetic field capture area is located in the longitudinal center of the coil.
  • Those magnetic field lines which pass through the magnetic field capture area Ao enter the coil (e.g. via the field collector according to b) and/or the core according to a) or b)) and pass through the longitudinal center of the coil in the direction of the coil axis.
  • the core and field collector For the core and field collector according to b) the following applies: If the length of the core pointing in the direction of the coil axis is designated by IK, the length of the field collector pointing in the direction of the coil axis is designated by IFK and the diameter of the field collector running perpendicular to the coil axis is designated by DFK, the following applies in structural approximation, assuming circular cross-sections of the core and field collector running perpendicular to the coil axis:
  • This results in a maximum (amplification 200) core flux density BK of 0.2T within the core for a spatially homogeneous magnetic flux density in the vicinity of the coil of, for example, Bo lmT.
  • the electronic implant is designed such that the energy receiving section includes a rectifier, the coil is designed, when penetrated by the alternating magnetic field, to generate a charging current rectified by the rectifier, which is fed to the energy storage device for recharging, and the coil is designed such that, when the alternating magnetic field is present, it generates the charging current with a strength in a range of 20 mA to 2 A.
  • the coil (6) is designed such that, in the presence of the alternating magnetic field with a frequency in a range of 0.5 kHz to 1.5 MHz and the magnetic flux ⁇ >SM in a range of 1 * 10' 9 Vs to 5 * 10' 5 Vs, it generates the charging current with the strength in a range of 20mA to 2A.
  • W ⁇ 50 is particularly preferred.
  • the winding formed by the W turns can be multi-layered or, preferably, single-layered.
  • the metal wire forming the W turns is made, for example, of copper or, preferably, of the lighter metal aluminum and has a wire diameter of, for example, 60pm, 70pm, 80pm, 90pm, 100pm, 150 pm, 200 pm, to 700 pm and a circular or rectangular cross-section.
  • a length of the coil 6 preferably corresponds to that of the core 7, so that ends of the coil preferably correspond to ends of the core.
  • the number of turns W which is quadratically included in the inductance L of the coil, results in the alternating current resistance of the coil as coL, and the corresponding ohmic resistance from the length and cross-section of the metal wire forming the coil.
  • the alternating magnetic field passes through the magnetic field capture surface Ao of the energy receiving section, it consequently enters the coil and thus passes through the coil, so that the coil generates the charging current.
  • the coil Due to the charging current drawn in the area mentioned, the coil generates a counter-field within the coil through self-induction, which weakens the external field that passes through the coil. The difference between the external field and the counter-field results in the useful field that drives the charging current.
  • the strength of the opposing field is proportional to the product of the charging current and the number of turns, i.e. IGL*W. It is therefore desirable to keep the number of turns low. However, this leads to the opposite effect that the useful field induces a lower voltage in the coil (EMF).
  • the number of turns W of the coil for one of the frequencies of the alternating magnetic field specified above is selected such that the voltage induced in the coil by the intended useful field is sufficiently high for charging the energy storage device, but at the same time is as low as possible, for example because of the opposing field, and the charging current is in the specified range between 20mA and 2A.
  • the strength of the external magnetic field can preferably be increased or the magnetic field capture area Ao can be increased by constructing an air coil or core according to a) and/or a field collector according to b).
  • High field strengths over large areas of the external alternating magnetic field can be generated, for example, with a charger as described in EP 4035728 Al.
  • the alternating current resistance of the coil in resonance or partial resonance operation can be compensated so that the charging current is in the specified range between 20mA and 2A.
  • the compensation capacitor is particularly preferably selected in its capacitance so that the oscillating circuit consisting of coil and compensation capacitor is not in resonance, but the frequency of the external alternating magnetic field is up to 10% above or below the resonance frequency of the oscillating circuit.
  • the energy storage device preferably has a maximum charge content of 200As to 400 As (Coulomb) to ensure long-term supply of the implant.
  • the implant can charge the energy storage device within a charging time of one hour or less, preferably ⁇ 20 min or 30 min.
  • the gain n of the magnetic flux density within the core changes.
  • the field collector(s) is/are part of the core, in particular monolithic with the core, formed from the same material.
  • the field collector(s) can be a separate element from the core.
  • the implant is preferably constructed in such a way that the core according to a) or b) is a magnetically conductive solid shaft or a magnetically conductive hollow shaft.
  • the core is the magnetically conductive solid shaft and the energy storage is located in the direction of the coil axis next to the solid shaft and outside the coil.
  • the coil is wound on the solid shaft and the energy storage device is located around the coil radially to the coil axis.
  • the energy storage device can completely encircle the coil or occupy an angular range of over 180° or 270°. The remaining free space, which extends radially and parallel to the coil axis, can be used for other elements of the implant, for example for electronic parts.
  • the core is the magnetically conductive hollow shaft on which the coil is wound, and the magnetically non-conductive energy storage device is located inside the hollow shaft.
  • the magnetically conductive energy storage device is located next to the hollow shaft in the direction of the coil axis and inside or outside the coil.
  • the core is a magnetically conductive housing of the energy storage device onto which the coil is wound.
  • the energy storage device can have a magnetically non-conductive housing and still serve as a carrier body for the coil, whereby the coil forms the aforementioned air coil.
  • the core and/or the field collector(s) is/are formed from a material with a high (material-specific) relative magnetic permeability and/or the highest possible (material-specific) saturation flux density.
  • ferrites especially soft magnetic ferrites, or amorphous metals, such as SiFe, which is also available under the brand name AR.NON, or mu-metals, such as NiFe alloys.
  • the core and/or the field collector(s) is/are, for example, a solid material or a layered structure made up of a plurality of layers.
  • the core can also be formed, for example, partly from a solid material and partly from a layered structure.
  • the layer structure is preferably formed from a plurality of thin layers, such as thin foils or thin sheets, between which electrically insulating layers are arranged.
  • the Electrically insulating layers can bond the thin layers together.
  • the individual layers have a thickness of, for example, 0.015mm, ..., 0.025mm, ..., 0.035mm, ..., 0.050mm.
  • the electrically insulating layers can have the same thickness or be thinner.
  • said elements are formed from a solid material if the material is the insulator, and that said elements (core and/or field collectors) have the layer structure if the material is poorly but to a certain extent electrically conductive.
  • the implant is constructed in such a way that, in order to recharge the energy storage device, the alternating magnetic field with a flux density Bo is to be generated in the region of the implanted implant as intended, whereby a corresponding charging voltage is induced in the coil, which leads to a charging (alternating) current emitted by the coil and fed directly or indirectly to the energy storage device, the core and/or the field collector(s) is/are formed from the material that has the high saturation flux density, and a geometry of the core and/or the field collector(s) is/are selected such that a core flux density BK, which results in the core of the coil from the multiplied flux density (n*Bo) reduced by a counter field generated by the charging (alternating) current, is in the range, in particular plus/minus 1%, 2%, 3%, 4%, 5% or 10%, of the (material-specific) saturation flux density.
  • the magnetic flux density Bo can have the values already mentioned, in particular in the range from 20pT to 20mT.
  • This magnetic flux density Bo leads to a relatively strong magnetic flux of the alternating magnetic field within the core, because the field collector(s) (and the core) bundle the field accordingly.
  • the material is preferably chosen so that the field prevailing in the core, weakened by the opposing field, is close to the saturation flux density or in the mentioned range.
  • This design ensures that the externally generated alternating magnetic field is optimally utilized in terms of the size of the core/field collector(s).
  • the charging current is fed from the coil to the energy storage device preferably via a charging electronics which has at least the rectifier and at least the smoothing capacitor.
  • the saturation flux density mentioned in various places above refers to the flux density range specific to the material in which the corresponding magnetization characteristic (B-H characteristic) has a bend or transition region, below which the magnetization characteristic is essentially linear and above which the magnetization characteristic runs with a lower gradient (namely with po).
  • the saturation flux density preferably refers to the flux density at which - with a further increase in the field strength H of the acting alternating magnetic field - the polarization of the material no longer increases.
  • the alignment of the implant when charging the energy storage device should preferably be implemented in such a way that the external electromagnetic alternating field or the corresponding field vector (B vector) preferably points in the direction of the coil axis and passes through the coil. This leads to the best possible induction and charging current pulses.
  • the electronics of the implant also have a communication unit via which it can communicate with the outside world (outside the body of the living being), for example for the transmission of setting data, setting commands, analysis data and/or information data relating to the charge state of the energy storage device.
  • a data memory is preferably provided, for example together with the computing circuit already mentioned.
  • the electronics are designed according to (IV) to provide information for spatially adapting an orientation of the alternating magnetic field to the coil axis, whereby the implant can be implanted in any spatial orientation.
  • the electronics connected to the electrode section are designed to generate information for the preferably automatic - preferably parallel - alignment of the coil axis, i.e. the field vector, of the charger to the coil axis of the implant.
  • the electronics according to (IV) are designed to generate the information for automatically correcting the deviation between the spatial orientation of a vector of the alternating magnetic field generated by the charger and the coil axis of the implant and to send it preferably to the charger, whereby the implant can be implanted as desired.
  • the alternating magnetic field generates, for example, a charging coil of the charger, within which the patient's body is located during charging.
  • the electronics are arranged according to (IV),
  • the electronics can generate the information preferably by measuring or processing, whereby the information includes, for example, values about amplitudes and/or gradients of induced voltage and/or charging current.
  • the generated information thus forms the basis for the implant to be implanted in any position, i.e. location and spatial orientation, in the body of the living being.
  • the electronics are preferably configured to detect the gradient and/or the amplitude of the induced charging voltage and/or the charging current driven by the induced charging voltage, and to generate a signal containing the information about the gradient and/or the amplitude.
  • the communication unit sends this signal containing the information - for example at certain intervals - to the outside world, whereby a higher-level unit receiving the signal, such as a charger (preferably according to EP 4035728 A1), can use the information to deduce any position and orientation of the implant. With knowledge of the position and orientation of the implant, the higher-level unit, such as the charger, can align the B-field vector of the alternating magnetic field accordingly to optimize charging.
  • a higher-level unit receiving the signal such as a charger (preferably according to EP 4035728 A1)
  • the higher-level unit such as the charger, can align the B-field vector of the alternating magnetic field accordingly to optimize charging.
  • the initial orientation of the B-field vector can take any direction in space, because subsequent adjustment to the position and orientation of the implant is always possible. It also follows from this that when the implant is implanted, no attention needs to be paid to the resulting position and orientation of the implant.
  • the electronics are alternatively arranged according to (IV),
  • the position information is, for example, vector data that indicates the orientation of the coil axis in space, preferably within specified tolerances.
  • the movement function includes, for example, a defined starting orientation of the alternating magnetic field, for example parallel to a longitudinal axis of a bed on which the body is lying. Based on this starting orientation, the charger changes the orientation of the alternating field or its B vector according to the defined movement function.
  • the implant can detect a change in the direct charging current and, after running through the movement function, use time to determine when the direct charging current was at its maximum and what orientation the alternating field had at that time.
  • the implant outputs the corresponding orientation as position information.
  • the charger can rotate and/or linearly displace a body support (e.g. chair or couch) on which the body is located, preferably around three orthogonal axes; and/or
  • a body support e.g. chair or couch
  • the charger can rotate and/or linearly displace a charging coil that generates the alternating magnetic field, preferably around three orthogonal axes; and/or
  • the charger can align the alternating magnetic field, which is preferably generated by a plurality of charging coils, by changing the operating parameters of the charging coils and superimposing individual alternating magnetic fields of the individual charging coils to form the alternating magnetic field with a specific alignment.
  • the electronics are arranged (i) to detect or be signalled by the charger when the spatial adjustment of the orientation of the alternating magnetic field has been completed, and
  • This design allows the charging current to be increased/reduced when the alternating field is largely optimally adapted to the coil axis, for example it can be kept optimally constant, because the different values of attenuation of the magnetic field in the body no longer play a role.
  • the implant according to the invention in particular the preferred variants of the energy receiving section, is particularly preferably designed and dimensioned such that with parallel alignment of the B field vector and coil axis and with a magnetic flux density Bo of 0.02 mT to lmT of the external magnetic alternating field, an average magnetic flux of 5*10' 8 to 2.5*10 -6 Vs (Weber) is established in the core at the maximum Ao mentioned, whereby the magnetic flux refers to the unloaded case without an opposing field.
  • the electronics have an additional compensation capacitor and the alternating magnetic field is generated at the frequency resulting from the values of the coil, the compensation capacitor, the ohmic resistance and the load, so essentially the ohmic resistance R limits the size/strength of the charging current.
  • the design of the implant is based on a predetermined implant size, which is determined by the volume of the housing, e.g. cylindrical housing, with a coil with the W turns and a winding cross-section A and an external magnetic field Bo preferably optimized in relation to the achieved charging current.
  • the charging current is proportional to the ratio of the magnetic flux through the coil to the inductance of the coil ( ⁇ D/L) in the case of resonance (d>/R). Therefore, the sum of the dimensions of the field collectors and the length of the core in the direction of the coil axis with the diameter of the field collectors is an important measure of the level of the charging current that can be drawn.
  • the parameters mentioned influence both the magnetic flux in the core and the inductance of the coil.
  • the structural ratio is preferably implemented in such a way that the charging current reaches its maximum or is a maximum of 10% below it.
  • the ohmic resistance R of the coil can be kept very low by a low number of turns and a high field strength in the core.
  • the lower ohmic resistance generates lower losses and thus results in significantly lower heat development. This is a very important factor due to the intended arrangement of the implant in the human body, e.g. heart, brain, tissue, vessel or organ.
  • the described design of the implant opens up the significant possibility of finding an optimum for the respective application of the implant, for example as a cardiac pacemaker, brain pacemaker, organ pacemaker or analysis unit, through many variable parameters.
  • This optimum can be found by maximizing the magnetic field resulting in the coil (useful field), minimizing the weight, the losses and in particular the number of turns W of the coil and specifying the volume of the implant in a first approximation by the dimensions of the magnetic components.
  • the explained design of the implant, in particular of the energy receiving section is optimized in terms of volume and weight in a first approximation by an external magnetic field limited by medicine as large as possible ( ⁇ lmT), in a second approximation by the losses or heating occurring during charging and the field concentration in the coil or in the core.
  • the implant according to the invention particularly in its design as a battery-operated, autonomous pacemaker, is universally applicable and minimized in terms of volume and weight. As a result, it meets high requirements and thus overcomes technological limits.
  • the design of the implant allows the following high requirements to be met or met:
  • the maximum external field (probably ⁇ lmT) is determined by the human body in interaction with the duration of exposure via the tolerance (medically).
  • the winding losses are low due to the small number of turns and the weight of the implant.
  • the fact that in the implant according to the invention the magnetic field concentrated in the core runs sufficiently homogeneously through the core and the number of turns W is low means that the coil can preferably be single-layered, which is conducive to high efficiency and weight reduction.
  • the requirements mentioned and/or the effects explained can be achieved even if the external alternating magnetic field is generated at high frequencies.
  • the alternating current resistance which is already low due to the small number of turns, can be further reduced by the compensation capacitor and the partial resonance or resonance operation to optimize the current that can be drawn.
  • FIG. 1A shows a preferred embodiment of the implant according to the invention, the representation being merely schematic;
  • Figure 1B shows a schematic sectional view of an energy receiving section of the implant according to the invention
  • Figure 1C shows the core according to Figure 1B and a corresponding field profile of the alternating magnetic field generated for charging the implant with the design-defining area Ao;
  • Figures 2A to 2C show further embodiments of the implant according to the invention.
  • Figure 1A shows schematically the structure of an implant 100 according to the invention.
  • the implant 100 is preferably completely implanted into a human body, whereby due to the functions of the electronics 3 explained below, the resulting spatial orientation of the implant 100 can be arbitrary. In other words, the doctor can implant the implant without having to take the resulting orientation into account.
  • the implant 100 is, for example, a cardiac pacemaker, a brain pacemaker, an organ pacemaker or an analysis unit.
  • the latter analysis unit is, for example, constructed in such a way that it determines parameters such as blood pressure and/or blood values continuously or at specific time intervals.
  • the implant is particularly preferably a cardiac pacemaker or cardiac pacemaker network that is located in or on the human heart or is to be implanted in these positions.
  • the implant 100 preferably has a housing 1 that accommodates all elements of the implant 100 and is preferably hermetically encapsulated.
  • the housing 1 is made of titanium or glass, for example.
  • the housing 1 can be made of a biocompatible plastic.
  • the advantage of the plastic is that the housing 1 can be formed by overmolding/casting the plastic over the components accommodated therein.
  • the implant 100 has an electrode section with electrodes 2, which has a certain number of electrodes 2 depending on the purpose of the implant or the body function it is intended to monitor/stimulate.
  • the electrodes 2 are connected as intended to the body section, for example the heart or brain, which is to be is to be monitored and/or stimulated, connected to or located on the body section, for example the heart or brain, which is to be is to be monitored and/or stimulated, connected to or located on the
  • the electrodes 2 can, for example, have spiral sections at their ends which are twisted into the body section and thus anchored.
  • One of the electrodes and/or the housing, if electrically conductive, can serve as a ground electrode.
  • the electronic pacemaker or pacemaker network according to the invention may be a pacemaker according to any NBG code.
  • the electrodes mentioned can be, for example, cable electrodes or electrode surfaces exposed on the outer surface.
  • electronics 3 which are designed to monitor and/or stimulate a body function via the electrodes 2, and an energy storage unit with a plurality of, preferably two, energy storage units 4a, 4b which supply the electronics 3 with electrical energy over the long term, as well as charging electronics 9.
  • the charging electronics 9 contain a rectifier 9a and a capacitor 9b, which rectify a charging (alternating) current II emitted by the coil 6 and supply it as ILG to the energy storage units 4a, 4b, in that the rectifier 9a rectifies the charging (alternating) current II emitted by the coil 6 and supplies it to the capacitor 9b, and the capacitor 9b then passes the current ILG on to the energy storage units 4a, 4b.
  • Figure 1B shows a longitudinal section of the energy receiving section 5 of the implant according to a first variant.
  • This includes a coil 6 with, for example, 1000 turns (W 1000). Particularly preferably, W is well below 1000 and is W ⁇ 50, 40, 30, 20, 10.
  • the coil 6 is wound on and around the aforementioned core 7, which extends along a coil axis SA.
  • the core 7 is a solid shaft.
  • the coil axis SA also corresponds to a longitudinal axis of the implant 100 or the housing 1.
  • a field collector 18a and preferably a further field collector 18b which are formed from sections of the solid shaft that protrude beyond the coil ends in order to homogenize the field in the coil 6.
  • the field collector 18a and/or the further field collector 18b are preferably dimensioned such that their dimensions transverse to the coil axis SA are identical to those of the core 7.
  • the field collector(s) 18a, 18b in this variant only extend the core 7 beyond its ends lying in the direction of the coil axis SA.
  • the end of the core corresponds to the end of the coil 6 in the direction of the coil axis SA.
  • a diameter of the core 7 (and the field collectors 18a, 18b) measured perpendicular to the coil axis SA is 1 mm to 3 mm (millimeters) in Figure 1B. Consequently, the coil 6 wound on this also has a corresponding inner diameter of 1 mm to 3 mm.
  • a length in the direction of the coil axis SA of the field collector(s) 18a, 18b is preferably at least 1%, 2%, 3%, 4%, 5%, 6%, 7%, 8%, 9%, 10%, 20%, 30%, 40%, 50%, 60%, 70%, 80%, 90%, 100% of the total length of the core 7 located within the coil 6. In Figure 1B, this length is specifically between 83% and 65%, particularly preferably 70%, of the total length of the core 7.
  • the core 6 and both field collectors 18a, 18b preferably have a circular cross-section running perpendicular to the coil axis SA.
  • the cross-section can also be rectangular, in particular square.
  • the energy storage device or the energy storage unit 4a according to Figure 2A has one, preferably single, housing which is adapted to the outer contour or outer surface of the coil 6.
  • the core 7 and the coil 6 have a circular cross-section running perpendicular to the coil axis SA. Accordingly, the inner surface or the surface of the housing of the energy storage device 4a facing the coil 6 is annular in cross-section (transverse to the coil axis SA).
  • the energy storage device 4a is accommodated in a single housing that completely surrounds the core 7.
  • the housing of the energy storage device 4 can be wound or bent around the core 7 or the coil 6 for this arrangement.
  • the energy storage device 4a can be constructed from a plurality of energy storage units, each of which has a housing that corresponds to a circular segment around the core 7. When assembled flush, the energy storage units then completely or partially encircle the core 7.
  • Figure 2A shows not only the energy receiving section 5, but the entire implant 100 in longitudinal section and a perspective view.
  • This arrangement of the energy storage unit or energy storage units 4a gives the entire implant a very compact structure.
  • the preferred, further energy storage unit 4b can be arranged in the direction of the coil axis SA next to the energy storage unit 4a on the coil 6 or next to the coil 6 on one of the field collectors 18a, 18b according to Figure 1B.
  • a length IK of the core 7 with the field collectors 8a, 8b according to Figure 1B or 1C can be 15 mm to 40 mm, in particular 15 mm to 25 mm, wherein dimensions of the field collector 18a and the further field collector 18b in the direction of the coil axis are preferably in the range 0 ⁇ IK ⁇ 6.0 mm, because at the outer end of the field collectors there is a risk that the useful field becomes negative.
  • the invention is not limited to the dimensions mentioned. These are merely examples.
  • Figure 1B shows both field collectors 18a, 18b monolithically with the core 7 made of a uniform magnetically conductive material.
  • the material is, for example, a ferrite.
  • the monolithic structure is particularly preferred in the case that the material is an insulator or at least a material with poor electrical conductivity, for example a ferrite, because no or hardly any eddy currents occur.
  • the core and/or the field collectors 18a, 18b are formed from a material with a high relative magnetic permeability p r (particularly preferably in a range of 1000), with a saturation flux density as high as possible (for example 0.4 to 0.7 Tesla for ferrites; or 1 to 1.5 Tesla for the amorphous metals mentioned below, such as SiFe) and with an electrical conductivity as low as possible, preferably an insulator.
  • the arrangement of the field collector(s) 18a, 18b is only a preferred but essential reason why the energy storage units 4a, 4b of the implant 100 can be charged by induction even at frequencies of 200 kHz to 1.5 MHz with a small size.
  • a charging device When the energy storage units 4a, 4b of the implant 100 need to be charged, a charging device (not shown) generates an alternating magnetic field with a magnetic flux density (B field) Bo of approximately 0.1 mT to 1 mT (milli Tesla), which is present homogeneously in a wide area including the implant 100.
  • B field magnetic flux density
  • the field is particularly preferably aligned in the direction of the coil axis SA (B vector) and passes through the coil 6.
  • the alternating magnetic field is an alternating electromagnetic field.
  • the electrical component of this field is of secondary importance, however, which is why only the alternating magnetic field is referred to in this application.
  • a pure alternating magnetic field is, however, also included in the invention.
  • the frequency f of the alternating magnetic field is in the range specified above, for example 500 kHz.
  • the core 7 receives sufficient field so that the coil 6 generates a sufficiently high charging (alternating) current II for charging the energy storage units 4a, 4b, which the charging electronics 9 rectifies into the rectified charging current IGL.
  • Figure 1C shows magnetic properties of the core 7 with field collectors 18a and 18b.
  • Figure 1C shows schematically magnetic field capture areas Ao.
  • the magnetic field capture areas Ao result from the dimensions of the field collectors 18a, 18b, and the core 7.
  • the magnetic field capture areas Ao shown are, in relation to the construction shown, the corresponding magnetic field capture areas in which the parallel field lines of the external alternating magnetic field begin to change their direction through the energy receiving section.
  • the magnetic field capture surfaces Ao are located along the coil axis SA at a certain distance from the respective field collector 18a, 18b and each run perpendicular to the coil axis SA. They are each significantly larger than the corresponding field collector 18a, 18b.
  • the magnetic field lines that pass through the magnetic field capture surfaces Ao enter via the respective field collector and the core 7 and pass through the longitudinal center LM of the coil 6, which lies in the direction of the coil axis SA. If the magnetic field capture surface Ao is displaced through the construction in the direction of the respective field collector, it becomes smaller. If, however, it is displaced virtually in the opposite direction, it remains constant and, depending on p r, reaches a maximum of Ao.
  • the charger reverses the polarity of the alternating magnetic field, the situation is identical, with the difference that the field lines passing through the magnetic field capture surface enter the other field collector and core 7 and exit again at the opposite field collector.
  • the invention is not limited to this.
  • the considerations before the description of the figures with regard to the charging current IGL, the number of turns W, the magnetic flux ⁇ DSM and the frequency of the alternating magnetic field, the ohmic resistance of the coil and an optional compensation capacitor apply equally to the embodiment.
  • the core flux density BK in the unloaded state is therefore approximately 20 mT.
  • the core flux density BK mentioned is reduced by the counter field occurring within the coil 6, which comes from the charging (alternating) current II.
  • the charging current is 400 mA.
  • the above values allow the energy storage units 4a, 4b, which together preferably have a charge content of 400 As, to be charged in approximately 15 to 20 minutes.
  • the dimensions of the core 7 or the field collectors 18a, 18b, the parameters of the coil 6 and the remaining elements are preferably selected such that the weight of the entire implant 100 is low and lies in the range of 4g (grams), preferably below 3g.
  • the charging current is supplied from the coil 6 to the energy storage unit or the energy storage units 4a, 4b preferably via the charging electronics 9 shown.
  • the core 7 and/or the field collectors 18a, 18b can preferably have a layered structure with individual layers made of the materials mentioned (e.g. ferrite or SiFe) and are then preferably no longer circular but square.
  • materials mentioned e.g. ferrite or SiFe
  • the electronics 3 and the charging electronics are arranged on a circuit board with a passage or a flexible circuit board.
  • the circuit board is pushed onto the solid shaft as shown or bent around the solid shaft and finally contacted with the connections 41a of the energy storage device or the energy storage unit 4a.
  • Figure 2B shows a further variant of the implant 100 according to the invention, which differs from that shown in Figure 2A in that the core 7a and field collectors 28a, 28b are designed as a continuous hollow shaft.
  • Figure 2C shows the core 7a and the hollow shaft without a housing as well as the corresponding magnetic properties of the core 7a with field collectors 28a and 28b. The statements for Figure 1C apply analogously to Figure 2C.
  • the energy storage device 4 or the energy storage unit 4a and the circuit board with the electronics 3 and the charging electronics are inserted into the hollow shaft.
  • the electronics 3 are preferably wired 3-dimensionally and cast as a body in the hollow shaft.
  • the hollow shaft 7a is formed from the magnetically conductive material already mentioned with reference to Figures 1A, 1B, 2A.
  • the coil 6 is wound on an outer surface of the hollow shaft.
  • two energy storage units are arranged within the hollow shaft 7a. between which the electronics 3 are located and which are each located at the outer end within the hollow shaft 7a in order to homogenize and increase the magnetic flux in the coil 6 and to reduce the field density on the surface of the magnetically conductive hollow shaft 7a.
  • the hollow shaft can merely form a carrier body for the coil 6, which is made of a magnetically non-conductive material.
  • the coil 6 is an air coil.
  • the electronics 3 are preferably configured to supply information for spatially adapting/correcting the vector (B vector) of the alternating magnetic field of the charging coil of the charger to the coil axis to the charger, whereby the implant 100 can be implanted in any spatial orientation.
  • the electronics 3 connected to the electrode section 2 are configured to generate information for the preferably automatic - preferably parallel - alignment of the coil axis of the charger to the coil axis of the implant.
  • the electronics 3 are preferably set up,
  • the electronics can generate the information preferably by measuring or processing, wherein the information includes, for example, values about amplitudes and/or gradients of induced voltage and/or preferably charging current.
  • the generated information thus forms the basis for the implant to be implanted in any position, i.e. location and spatial orientation, in the body of the living being.
  • the electronics are preferably configured to detect the gradient and/or the amplitude of the induced charging voltage and/or the charging current driven by the induced charging voltage, and to generate a signal containing the information about the gradient and/or the amplitude.
  • the communication unit sends this signal containing the information - for example at short intervals (e.g. 100 Hz) - to the outside world, whereby a higher-level unit receiving the signal, such as a charger (preferably according to EP 4035728 A1), can use the information to deduce any position and orientation of the implant. With knowledge of the position and orientation of the implant, the higher-level unit, such as the charger, can align the B field vector of the alternating magnetic field accordingly to optimize charging.
  • a higher-level unit receiving the signal such as a charger (preferably according to EP 4035728 A1)
  • the higher-level unit can align the B field vector of the alternating magnetic field accordingly to optimize charging.
  • the initial orientation of the B-field vector can take any direction in space, because subsequent adjustment to the position and orientation of the implant is always possible. It also follows from this that when the implant is implanted, no attention needs to be paid to the resulting position and orientation of the implant.
  • the electronics are set up alternatively,
  • the position information is, for example, vector data that indicates the orientation of the coil axis SA in space, preferably within specified tolerances.
  • the movement function includes, for example, a defined starting orientation of the alternating magnetic field, for example parallel to a longitudinal axis of a bed on which the body is lying. Based on this starting orientation, the charger changes the orientation of the alternating field or its B vector according to the defined movement function.
  • the implant 100 can detect a change in the direct charging current and, after running through the movement function, determine when the direct charging current was at its maximum and what orientation the alternating field had at that time. The implant 100 outputs the corresponding orientation as the position information.
  • This design allows a largely optimal charging current to be achieved at any position of the implant in the body.

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Abstract

Die Erfindung betrifft ein elektronisches Implantat (100) zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion, insbesondere Schrittmacher zur Überwachung und Steuerung der Körperfunktion, wobei das Implantat (100) aufweist: einen Elektrodenabschnitt (2), der bestimmungsgemäß an einem Körperabschnitt zu befestigen oder anzuordnen ist; und ein Gehäuse mit einem Volumen VG im Bereich von 0,5 ≤ VG ≤ 4 cm3, bevorzugt ≤ 2cm3, das folgende Komponenten des elektronischen Implantates (100) aufnimmt: (i) eine mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik (3), die eingerichtet ist, zumindest die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt (2) zu überwachen; (ii) einen Energiespeicher (4) zur Langzeitversorgung der Elektronik (3) mit elektrischer Energie, der nach Entladung mit elektrischer Energie wieder aufgeladen werden kann; und (iii) einen mit dem Energiespeicher (4) elektrisch verbundenen Energieempfangsabschnitt (5), der derart eingerichtet ist, dass er Energie kontaktlos empfangen und an den Energiespeicher (4) zum Wiederaufladen des Energiespeichers (4) abgeben kann; wobei (I) der Energieempfangsabschnitt (5) zumindest eine Spule (6), die sich entlang einer Spulenachse (SA) erstreckt und eingerichtet ist, die Energie zu empfangen und an den Energiespeicher (4) abzugeben, wenn sie von einem externen magnetischen Wechselfeld, das ein externes Ladegerät erzeugt, durchsetzt wird, wobei die Spule eine Luftspule ist oder einen magnetisch leitenden Kern (7), der sich in der Spule (6) befindet und entlang der Spulenachse (SA) verläuft, (II) die Spule (6) einen durch einen Gleichrichter gleichgerichteten Ladestrom von maximal 2A erzeugt, der dem Energiespeicher zum Wiederaufladen zugeführt wird; (III) der Energieempfangsabschnitt (5) eine senkrecht zur Spulenachse (SA) stehende Magnetfeldeinfangfläche A0 mit A0 <=2,5*10-3m2 besitzt; und (IV) die Elektronik (3) eingerichtet ist, Informationen zur räumlichen Anpassung einer Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an die Spulenachse zu liefern.

Description

Elektronisches Implantat
Die Erfindung betrifft ein elektronisches Implantat zu Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion. Insbesondere betrifft die Erfindung einen elektronischen Schrittmacher, der bestimmungsgemäß in/an das menschliche Herz implantiert wird.
Aus der Druckschrift US 2021/0212586 Al ist ein Herzschrittmacher bekannt, der kontaktlos wieder aufgeladen werden kann. Der Schrittmacher weist eine Spule auf, die auf eine Ferritfolie geklebt ist. Insoweit bildet die Spule weder eine Luftspule noch eine Spule mit Kern. Die Fähigkeiten der Spule, ein zur Aufladung erzeugtes Magnetfeld zu sammeln, sind damit gering. Die flache Ausbildung der Spule führt zudem zu einem starken Gegenfeld und begrenzt damit den entnehmbaren Strom vorzeitig.
Der Schrittmacher ist konstruktiv so aufgebaut, dass er, wenn er am Herzen verankert ist, die Spule eine bestimmte Ausrichtung einnimmt, nämlich parallel zur Hautoberfläche des Trägers des Schrittmachers. Diese Ausrichtung ist notwendig, damit eine auf der Hautoberfläche angeordnete Ladespule zu der Spule des Schrittmachers ausgerichtet werden kann. Kommt es auch nur zu geringen Abweichungen zwischen Spule des Schrittmachers und der Ladespule sinkt der Ladestrom rapide ab. Außerdem muss die Ladespule auf der Hautoberfläche ein sehr starkes magnetisches Wechselfeld erzeugen, damit ein für die Aufladung adäquates Feld überhaupt die Spule in dem Schrittmacher erreicht.
Der Umstand, dass der Schrittmacher in einer bestimmten Weise verankert werden muss, ist eine extreme medizinische Bürde für den implantierenden Arzt. Sollte die Verankerung so misslich erfolgen, dass die Ausrichtung der Spule stark von der Soll-Ausrichtung abweicht, kann das dazu führen, dass der implantierte Schrittmacher gar nicht mehr geladen werden kann. Vor obigem Hintergrund ist es Aufgabe der Erfindung, ein Implantat zu schaffen, das räumlich beliebig implantierbar ist, kurze Ladezeiten ermöglicht und gleichzeitig kompakt aufgebaut ist. Zumindest ist es Aufgabe der Erfindung, ein alternatives Implantat zu schaffen.
Diese Aufgabe(n) löst ein Implantat gemäß Patentanspruch 1. Bevorzugte Ausführungsformen sind Gegenstand der Unteransprüche.
Das elektronische Implantat zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion, insbesondere der Schrittmacher zur Überwachung und Steuerung der Körperfunktion, beinhaltet: einen Elektrodenabschnitt, der bestimmungsgemäß an einem Körperabschnitt zu befestigen oder anzuordnen ist; und ein Gehäuse, das ein Volumen VG im Bereich von 0,5 < VG < 4 cm3, bevorzugt < 2cm3, umfasst und das folgende Komponenten des elektronischen Implantates aufnimmt:
(i) eine mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik, die eingerichtet ist, zumindest die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt zu überwachen;
(ii) einen Energiespeicher zur Langzeitversorgung der Elektronik mit elektrischer Energie, der nach Entladung mit elektrischer Energie wieder aufgeladen werden kann; und
(Hi) einen mit dem Energiespeicher elektrisch verbundenen Energieempfangsabschnitt, der derart eingerichtet ist, dass er Energie kontaktlos empfangen und an den Energiespeicher zum Wiederaufladen des Energiespeichers abgeben kann; wobei
(I) der Energieempfangsabschnitt zumindest eine Spule, die sich entlang einer Spulenachse erstreckt und eingerichtet ist, die Energie zu empfangen und an den Energiespeicher abzugeben, wenn sie von einem magnetischen Wechselfeld, das ein externes Ladegerät erzeugt, durchsetzt wird, wobei die Spule eine Luftspule ist oder einen magnetisch leitenden Kern aus einem/mehreren Teilen, der sich in der Spule befindet und entlang der Spulenachse verläuft, beinhaltet, wobei a) der Kern entlang der Spulenachse verläuft und über Enden der Spule hinaus nicht vorsteht, oder b) der Kern entlang der Spulenachse verläuft und zur Ausbildung eines jeweiligen Feldkollektors über mindestens ein Ende, bevorzugt beide Enden, der Spule hinaus vorsteht, ohne dass sich ein Querschnitt/Längs- Durchmesser des Kerns vergrößert, und
(II) die Spule, wenn sie von dem magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird, einen durch einen Gleichrichter gleichgerichteten Ladestrom von maximal 2A erzeugt, der dem Energiespeicher zum Wiederaufladen zugeführt wird;
(III) der Energieempfangsabschnitt eine senkrecht zur Spulenachse stehende Magnetfeldeinfangfläche Ao mit Ao <=2,5*10'3m2 besitzt, die durch Ao = <DSM/BO definiert ist, wobei <DSM der magnetische Fluss ist, der eine in Richtung der Spulenachse liegende magnetische Längsmitte bzw. eine Querschnittsfläche an einem Ort innerhalb der Spule als Maximum durchsetzt, und Bo die externe, mittlere Flussdichte des magnetischen Wechselfeldes über der Magnetfeldeinfangfläche Ao ist; und
(IV) die Elektronik eingerichtet ist, Informationen zur automatischen räumlichen Anpassung einer Ausrichtung des Vektors des externen magnetischen Wechselfeldes an die Spulenachse zu liefern, wodurch das Implantat in einer beliebigen räumlichen Orientierung implantierbar ist.
Insbesondere ist die Elektronik gemäß (IV) eingerichtet ist, Informationen zur automatischen Korrektur einer Abweichung zwischen einer räumlichen Ausrichtung des Vektors eines inneren magnetischen Wechselfeldes einer Ladespule des Ladegerätes und der Spulenachse des Implantates zum Beispiel an das Ladegerät zu liefern, wodurch das Implantat in einer beliebigen räumlichen Orientierung implantierbar ist.
Das elektronische Implantat ist bevorzugt so aufgebaut, dass der Ort des maximalen magnetischen Flusses als die magnetische Längsmitte der Ort der Querschnittsfläche die Längsmitte der Spule ist.
Dies gilt für den Fall, dass der Energieempfangsabschnitt spiegelsymmetrisch aufgebaut ist. Das Implantat ist beispielsweise ein Herzschrittmacher, ein Hirnschrittmacher, ein Organschrittmacher oder eine Analyseeinheit. Letztere Analyseeinheit ist beispielsweise so aufgebaut, dass sie kontinuierlich oder in bestimmten Zeitabständen Parameter, wie beispielsweise Blutdruck und/oder Blutwerte ermittelt und/oder ein Kardiogramm aufzeichnet. Ist das Implantat der genannte Herzschrittmacher, ist bevorzugt vorgesehen, vom Körper für das Herz gelieferte (körpereigene) Steuerungsimpulse zu reparieren, d.h. voll auszubilden, oder fehlende körpereigene Steuerungsimpulse zu ersetzen. Besonders bevorzugt ist das Implantat ein Einkammer-Herzschrittmacher oder ein Teil eines Mehrkammer-Herzschrittmachernetzwerks, der/das im menschlichen Herz oder am menschlichen Herz sitzt bzw. an diese Positionen implantiert ist. Das Herzschrittmachernetzwerk besitzt beispielsweise zwei oder drei über elektrische Signale verbundene Implantate, die jeweils in eine Herzkammer implantiert, dort verankert werden, und miteinander kommunizieren.
Der Elektrodenabschnitt beinhaltet in Abhängigkeit davon, welchen Zweck das Implantat übernimmt, eine bestimmte Anzahl von Elektroden, wobei eine der Elektroden als Masse fungiert.
Wenn das Implantat die Funktion eines der genannten Schrittmacher übernimmt, werden die Elektroden bestimmungsgemäß mit dem Körperabschnitt, beispielsweise Herz oder Gehirn, der zu stimulieren ist, verbunden oder liegen an oder in diesem an.
Allgemein können die genannten Elektroden beispielsweise Kabelelektroden sein. Insbesondere beinhaltet das Implantat in diesem Zusammenhang bevorzugt pro Kabelelektrode ein Kabel bestimmter Länge, das bestimmungsgemäß zu einem gewünschten Bereich des Körperabschnitts innerhalb des Körpers verlegt werden kann. An dem Ende des Kabels ist ein bevorzugt spiralförmiger Abschnitt zur Verankerung der Kabelelektrode in dem Bereich des Körperabschnittes ausgebildet.
Alternativ kann der Elektrodenabschnitt auch ohne Kabelelektrode(n) auskommen. In diesem Fall sind die genannten Elektroden auf einer Außenoberfläche des Implantats ausgebildet, wobei es so implantiert wird, dass die Elektroden jeweils an oder in einem Bereich des Körperabschnitts anliegen und/oder dort verankert werden können. Diese Ausgestaltung ist insbesondere dann vorteilhaft, wenn das Implantat der Herzschrittmacher oder Teil des Herzschrittmachernetzwerks ist, die jeweils vollständig in/an das Herz zu implantieren sind. Das Herzschrittmachernetzwerk beinhaltet ergo dann mehrere erfindungsgemäße Implantate mit entsprechenden Elektrodenabschnitten, die auf der Außenoberfläche der jeweiligen Einheiten freiliegen.
Weiterhin alternativ kann der Elektrodenabschnitt aus einer Kombination aus mindestens einer einzigen Kabelelektrode und aus mindestens einer einzigen auf der Außenoberfläche ausgebildeten Elektrode aufgebaut sein. In diesem Fall wird das Implantat bevorzugt an dem Körperabschnitt angeordnet, sodass die auf der Außenoberfläche gebildete Elektrode mit dem entsprechenden Bereich des Körperabschnitts in Kontakt kommt und/oder dort verankert ist. Die andere Elektrode, d.h. die Kabelelektrode, wird zu einem anderen Bereich des Körperabschnittes geführt und dort verankert bzw. befestigt.
Die Elektronik des erfindungsgemäßen Implantats ist eingerichtet, zumindest eine oder mehrere Körperfunktionen zu überwachen. Hierzu gehören beispielsweise die Funktionen der genannten Analyseeinheit, d. h. die Aufzeichnung von Daten, beispielsweise von einem Kardiogramm, Blutdruckwerten oder die Aufzeichnung von Blutwerten. Hardwaretechnisch umfasst die Elektronik zur Ausführung entsprechender Funktionen zum Beispiel eine Rechenschaltung mit entsprechendem Speicher.
Wenn das Implantat der genannte Herzschrittmacher oder Teil des Herzschrittmachernetzwerks ist, die jeweils in/an das menschliche Herz zu implantieren sind, ist die Elektronik eingerichtet, den Herzschlag zu überwachen und basierend hierauf zu erkennen, ob der Herzschlag gesteuert werden muss. Wenn dies der Fall ist, erzeugt die Elektronik einen Stimulationsimpuls, insbesondere einen Spannungsimpuls, oder im Extremfall einen Spannungsstoß und gibt diesen über den Elektrodenabschnitt an den Körperabschnitt ab. Im Hinblick auf den Aufbau und Funktionen des Herzschrittmachernetzwerks wird auf die Ausführungen in der Patentanmeldung EP 3756726
A2 verwiesen. Insbesondere werden die Absätze [0011-0028] der EP 3756726 A2 durch Bezug mit aufgenommen.
Der Energiespeicher zur Langzeitversorgung des erfindungsgemäßen Implantats ist bevorzugt ein elektrochemischer Akkumulator, der wieder aufgeladen werden kann, insbesondere ein Lithium-Ionen Akkumulator. Der Energiespeicher ist bevorzugt derart dimensioniert, dass er das gesamte Implantat für eine Laufzeit von 0,5, 0,6, 0,7, 0,8, 0,9, 1,0, 1,1, 1,2, 1,3, 1,4, 1,5, 1,6, 1,7, 1,8, 1,9, 2,0 Jahren (Ladeintervallen) mit der elektrischen Energie versorgen kann, ohne dass eine Aufladung des Energiespeichers erforderlich ist. Beispielsweise hat der Energiespeicher eine Ladungskapazität von 200 As bis 400 As (Amperesekunden, Coulomb).
Der Energiespeicher kann eine Vielzahl von Energiespeichereinheiten aufweisen, die verteilt und getrennt voneinander an verschiedenen Positionen in dem Implantat angeordnet sind, wobei zumindest eine der oder jede der Energiespeichereinheiten bevorzugt eine elektrochemische Akkumulatoreinheit, insbesondere eine Lithium-Ionen Akkumulatoreinheit ist.
Bevorzugt beinhaltet der Energieempfangsabschnitt mindestens einen Gleichrichter und mindestens einen Glättungskondensator, die sich zwischen der Spule und dem Energiespeicher befinden. Die Spule gibt die empfangene Energie über den Gleichrichter an den Glättungskondensator ab. In diesem Zusammenhang wird der von der Spule abgegebene Lade(wechsel)strom durch den Gleichrichter gleichgerichtet und von dem Glättungskondensator dem Energiespeicher zugeführt.
Der Energieempfangsabschnitt ist eingerichtet, die Energie per Induktion zu empfangen, wobei er hierfür eine Spule beinhaltet, die von dem externen magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird. Die Spule erzeugt in Abhängigkeit von der Änderung des durchsetzenden magnetischen Flusses die entsprechende Ladespannung und über den Gleichrichter einen entsprechenden Ladestromfluss, der zum Wiederaufladen des Energiespeichers dient. Die Ladespannung ist anders ausgedrückt von Frequenz und Amplitude des Magnetflusses des magnetischen Wechselfeldes proportional abhängig.
Insbesondere ist der Kern gemäß a) und/oder der Feldkollektor gemäß b) kein Element, wie bspw. ein Wieganddraht/Impulsdraht, der bei einer Magnetfeldänderung bestimmter Amplitude einen großen Barkhausen-Sprung, in Form einer über den Draht laufenden Blochwand, zeigt und deshalb unabhängig von der Frequenz des magnetischen Wechselfeldes Impulse gleicher Höhe in der Spule induziert. Im Allgemeinen besitzt das Material des Kerns gemäß a) als Magnetflussleiter und das Material des Feldkollektors gemäß b) unregelmäßig magnetisch ausgerichtete Domänen.
Das Gehäuse nimmt die genannten Komponenten, d.h. die Elektronik, den Energiespeicher und den Energieempfangsabschnitt, in seinem Innenraum auf und schließt diese bevorzugt hermetisch ein. Das umfasste Volumen VG des Gehäuses beträgt vorzugsweise maximal 1,5 cm3, 2 cm3, 3 cm3 oder 4 cm3 wobei 1 cm3 bevorzugt ausgenommen ist. Der Elektrodenabschnitt ist, wie oben bereits erläutert, aufgebaut.
Das erfindungsgemäße Implantat ist damit insofern ein autonom arbeitendes Implantat, das seine Funktionen eigenständig ausführt, ohne dass hierfür eine Interaktion mit einer sich außerhalb des Körpers befindenden Steuerungseinheit erforderlich ist.
Das Implantat ist erfindungsgemäß so aufgebaut, dass der Energieempfangsabschnitt eine senkrecht zur Spulenachse stehende Magnetfeldeinfangfläche Ao mit Ao <=2,5*10'3m2 besitzt, die durch Ao = <DSM/BO definiert ist, wobei < >SM der magnetische Fluss ist, der eine in Richtung der Spulenachse liegende magnetische Längsmitte, die einer Querschnittsfläche der Spule an einem bestimmten Ort innerhalb der Spule entspricht, als Maximum durchsetzt, und Bo die externe, mittlere Flussdichte über der Magnetfeldeinfangfläche Ao; und die Spule derart ausgebildet ist, dass sie bei Vorliegen des magnetischen Wechselfeldes den Ladestrom bevorzugt mit einer Stärke in einem Bereich von 20mA bis 2A erzeugt. Aus dem Bereich des Ladestromes ausgenommen sind bevorzugt Werte von ca. 200mA.
Bestimmungsgemäß wird das externe elektromagnetische Wechselfeld (Bo) bevorzugt so erzeugt, dass es in Richtung der Spulenachse ausgerichtet ist, d. h. der B-Vektor in die Richtung der Spulenachse weist.
Der Kern gemäß a) und/oder Feldkollektor gemäß b) sorgt dafür, dass das elektromagnetische Wechselfeld über eine größere Magnetfeldeinfangfläche (Feldsammelfläche) Ao verstärkt in den Kern geleitet wird. Mit anderen Worten sorgt der Feldkollektor dafür, dass die magnetische Flussdichte innerhalb der Spule - n*Bo - stark ansteigt.
Die Magnetfeldeinfangfläche Ao befindet sich entlang der Spulenachse in einem bestimmten Abstand von dem Ende des Kerns gemäß a) oder dem Feldkollektor gemäß b) und verläuft senkrecht zur Spulenachse. Sie ist größer als der Kern gemäß a) oder der Feldkollektor gemäß b). Im Falle der Luftspule befindet sich die Magnetfeldeinfangfläche in der Längs- mitte der Spule.
Diejenigen magnetischen Feldlinien, die die Magnetfeldeinfangfläche Ao dursetzen, treten in die Spule ein (bspw. über den Feldkollektor gemäß b) und/oder den Kern gemäß a) oder b)) und durchlaufen die in Richtung der Spulenachse liegende Längsmitte der Spule.
Die Magnetfeldeinfangfläche Ao ergibt sich aus dem maximalen magnetischen Fluss <I>SM in der magnetischen Längsmitte bzw. durch eine Querschnittsfläche der Spule an einem bestimmten Ort der Spulenachse und der externen Flussdichte Bo des externen elektromagnetischen Wech selfeldes über Ao nach der Beziehung Ao= Bei einem symmetrischen Aufbau, insbesondere spiegelsymmetrischen Aufbau, des Energieempfangsabschnittes fallen die magnetische Längsmitte, die dem Ort der Querschnittsfläche der Spule, den der maximale magnetische Fluss durchsetzt, entspricht, und die (geometrische) Längsmitte der Spule zusammen.
Für den Kern und Feldkollektor gemäß b) gilt: Bezeichnet man die in Richtung der Spulenachse weisende Länge des Kerns mit IK, die in Richtung der Spulenachse weisende Länge des Feldkollektors mit IFK sowie den senkrecht zur Spulenachse verlaufenden Durchmesser des Feldkollektors mit DFK, gilt konstruktiv in Näherung unter der Annahme kreisförmiger senkrecht zur Spulenachse verlaufender Querschnitte des Kerns und Feldkollektors
Ein Ladegerät erzeugt bevorzugt das externe elektromagnetische Wechselfeld, bevorzugt mit einer magnetischen Flussdichte von Bo = 0,02mT, 0,04mT, 0,lmT, 0,2mT, 0,5mT, lmT, 2mT, 3mT, 4mT, 5mT, 6mT, 7mT, 8mT, 9mT, lOmT, llmT, 12mT, 13mT, 14mT, 15mT, 16mT, 17mT, 18mT, 19mT, oder 20mT, und einer Frequenz f = 0,5kHz, 1 kHz, 2kHz, 3kHz, 4kHz, 5kHz, 6kHz, 7kHz, 8kHz, 9kHz, 10kHz, 11kHz, 12kHz, 13kHz, 14kHz, 15kHz, 16kHz, 17kHz, 18kHz, 19kHz, 20kHz, oder f > 20kHz, oder ab f = 21kHz in 1 kHz-Schritten bis maximal 1,5 MHz. Die magnetische Flussdichte Bo liegt insbesondere bestimmungsgemäß in einem großen räumlichen Bereich des implantierten Implantates konstant und homogen vor, beispielsweise im Herzbereich eines Menschen, an dem sich das kleine Implantat in der Funktion des Herzschrittmachers am/im Herz befindet.
Durch den oder die Feldkollektoren gemäß b) plus Kern findet eine Verstärkung n der magnetischen Flussdichte innerhalb der Spule statt, wobei - verglichen mit dem Fall, dass kein Feldkollektor vorgesehen ist, - n >= 50, 60, 70, 80, 90, 100, 110, 120, 130, 140, 150, 160, 170, 180, 190, 200 ist. Damit ergibt sich maximal (Verstärkung 200) bei einer in der Umgebung der Spule räumlich homogenen magnetischen Flussdichte von beispielsweise Bo=lmT eine innerhalb des Kerns herrschende Kernflussdichte BK von 0,2T. Resultierende Werte der Spannung/des Stroms sind ausreichend, dem Energiespeicher ausreichend Energie zum Wiederaufladen zuzuführen, selbst wenn die Frequenz f des erzeugten magnetischen Wechselfeldes in den genannten niedrigen Bereichen liegt, beispielsweise bei 20kHz. Bevorzugt ist das elektronische Implantat derart ausgebildet, dass der Energieempfangsabschnitt einen Gleichrichter beinhaltet, die Spule eingerichtet ist, wenn sie von dem magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird, einen durch den Gleichrichter gleichgerichteten Ladestrom zu erzeugen, der dem Energiespeicher zum Wiederaufladen zugeführt wird, und die Spule derart ausgebildet ist, dass sie bei Vorliegen des magnetischen Wechselfeldes den Ladestrom mit der Stärke in einem Bereich von 20mA bis 2A erzeugt.
Bevorzugt ist die Spule (6) derart ausgebildet, dass sie bei Vorliegen des magnetischen Wechselfeldes mit einer Frequenz in einem Bereich von 0,5 kHz bis 1,5 MHz und des magnetischen Flusses < >SM in einem Bereich von l *10'9 Vs bis 5*10'5 Vs, den Ladestrom mit der Stärke in einem Bereich von 20mA bis 2A erzeugt.
Der Wert <DSM = l*10-9 Vs bezieht sich auf die minimal mögliche Fläche von Ao bei minimalem Bo = 0,02mT und der Wert <DSM = 5*10'5 Vs bezieht sich auf die maximale Fläche Ao = 2,5*10'3m2 bei maximalem Bo = 20mT.
Die Spule besitzt beispielsweise W Windungen, wobei bevorzugt W = 10, 20, 30, 40, 50, 100, 200, 300, 400, 500, 600, oder 700, oder 800 ist. W ist maximal W=1000, wobei die genannten niedrigeren Werte wesentlich bevorzugter sind. Besonders bevorzugt ist W < 50. Die durch die W Windungen gebildete Wicklung kann mehrschichtig oder bevorzugt einschichtig sein. Der die W Windungen bildende Metalldraht ist beispielsweise aus Kupfer oder bevorzugt aus dem leichteren Metall Aluminium und hat einen Drahtdurchmesser von beispielsweise 60pm, 70pm, 80pm, 90pm, 100pm, 150 pm, 200 pm, bis 700 pm und einen kreis- oder rechteckigen Querschnitt. Eine Länge der Spule 6 entspricht bevorzugt der des Kerns 7, sodass Enden der Spule bevorzugt Enden des Kerns entsprechen.
Aus der Windungsanzahl W, die in die Induktivität L der Spule quadratisch eingeht, ergibt sich der Wechselstromwiderstand der Spule zu coL, sowie aus Länge und Querschnitt des die Spule bildenden Metalldrahtes der entsprechende ohmsche Widerstand.
Durchläuft das magnetische Wechselfeld die Magnetfeldeinfangfläche Ao des Energieempfangsabschnittes, tritt es folglich in die Spule ein und durchläuft damit die Spule, sodass die Spule den Ladestrom erzeugt.
Die Spule erzeugt aufgrund des entnommenen Ladestroms in dem genannten Bereich durch Selbstinduktion ein Gegenfeld innerhalb der Spule, das das die Spule durchsetzende externe Feld schwächt. Aus der Differenz zwischen externem Feld und Gegenfeld resultiert das den Ladestrom treibende Nutzfeld.
Die Stärke des Gegenfeldes ist proportional dem Produkt aus Ladestromstärke und Windungszahl, d.h. IGL*W. Insoweit ist es wünschenswert, die Windungszahl gering zu halten. Dies führt aber zu dem gegenläufigen Effekt, dass das Nutzfeld eine geringere Spannung in der Spule induziert (EMK). Die induzierte Spannung bzw. die EMK entspricht der frequenzabhängigen Änderung des magnetischen Flusses <t> multipliziert mit der Windungszahl W (EMK=-W*d<t>/dt).
Vor diesem Hintergrund ist bei Minimierung des Implantates die Windungszahl W der Spule für eine der oben angegebenen Frequenzen des magnetischen Wechselfeldes so gewählt, dass die durch das bestimmungsgemäße Nutzfeld in der Spule induzierte Spannung zwar für das Laden des Energiespeichers ausreichend hoch ist, aber gleichzeitig bspw. wegen des Gegenfeldes möglichst niedrig ist, und der Ladestrom in dem genannten Bereich zwischen 20mA und 2A liegt.
Lässt sich das für eine bestimmte Grenzfrequenz nicht realisieren, weil die durch das Nutzfeld induzierte Spannung für das Laden des Energiespeichers zu gering ist, kann bevorzugt entweder das externe magnetische Feld in seiner Stärke (B-Feld) oder durch die Konstruktion von Luftspule oder Kern gemäß a) und/oder Feldkollektor gemäß b) die Magnetfeldeinfangfläche Ao erhöht werden. Hohe Feldstärken über große Bereiche des externen magnetischen Wechselfeldes lassen sich beispielsweise mit einem Ladegerät erzeugen, wie es in EP 4035728 Al beschrieben ist.
Mittels eines Kompensationskondensators kann der Wechselstromwiderstand der Spule im Resonanz- oder Teilresonanzbetrieb so kompensiert werden, dass der Ladestrom in dem genannten Bereich zwischen 20mA und 2A liegt.
Der Kompensationskondensator ist ganz besonders bevorzugt in seiner Kapazität so gewählt, dass der Schwingkreis aus Spule und Kompensationskondensator sich gerade nicht in Resonanz befindet, sondern die Frequenz des externen magnetischen Wechselfeldes bis 10% über oder unter der Resonanzfrequenz des Schwingkreises liegt.
Der Energiespeicher besitzt bevorzugt einen maximalen Ladungsinhalt von 200As bis 400 As (Coulomb), um eine Langzeitversorgung des Implantates zu gewährleisten.
Dadurch, dass der Energieempfangsabschnitt eingerichtet ist, den Ladestrom in dem Bereich von 20mA und 2A zu erzeugen, kann das Implantat den Energiespeicher innerhalb einer Ladezeit von einer Stunde und weniger, vorzugsweise < 20 min oder 30 min, aufladen.
In Abhängigkeit davon wie groß die Summe aus dem/den Feldkollek- tor(en) und dem Kern in Richtung der Spulenachse ist, ändert sich die Verstärkung n der magnetischen Flussdichte innerhalb des Kerns.
Bevorzugt ist der Feldkollektor bzw. die Feldkollektoren ein Teil des Kerns, insbesondere mit dem Kern monolithisch, aus demselben Material gebildet. Der/Die Feldkollektor(en) können alternativ ein gegenüber dem Kern gesondertes Element sein.
Das Implantat ist bevorzugt so aufgebaut, dass der Kern gemäß a) o- der b ) eine magnetisch leitende Vollwelle oder eine magnetisch leitende Hohlwelle ist.
Beispielsweise ist der Kern die magnetisch leitende Vollwelle und der Energiespeicher befindet sich in Richtung der Spulenachse neben der Vollwelle und außerhalb der Spule. Alternativ hierzu ist die Spule auf die Voll welle gewickelt und der Energiespeicher befindet sich radial zur Spulenachse um die Spule herum. Beispielsweise kann der Energiespeicher die Spule vollständig umlaufen o- der beispielsweise einen Winkelbereich über 180°oder 270° einnehmen. Der verbleibende freie Platz bzw. Freiraum, der sich radial und parallel zur Spulenachse erstreckt, kann für andere Elemente des Implantates verwendet werden, beispielsweise für Teile der Elektronik.
Weiterhin beispielsweise ist der Kern die magnetisch leitende Hohlwelle, auf die die Spule gewickelt ist, und der magnetisch nichtleitende Energiespeicher befindet sich innerhalb der Hohlwelle. Alternativ hierzu befindet sich der magnetisch leitende Energiespeicher in Richtung der Spulenachse neben der Hohlwelle und innerhalb oder außerhalb der Spule.
Weiterhin beispielsweise ist der Kern ein magnetisch leitendes Gehäuse des Energiespeichers, auf den die Spule gewickelt ist. Der Energiespeicher kann ein magnetisch nichtleitendes Gehäuse aufweisen und trotzdem als Trägerkörper für die Spule dienen, womit die Spule die genannte Luftspule bildet.
Besonders bevorzugt ist/sind der Kern und/oder der/die Feldkollek- tor(en) aus einem Material mit einer hohen (materialspezifischen) relativen magnetischen Permeabilität und/oder einer möglichst hohen (materialspezifischen) Sättigungsflussdichte gebildet.
Beispiele für das Material sind Ferrite, insbesondere weichmagnetische Ferrite, oder amorphe Metalle, wie beispielsweise SiFe, das auch unter dem Markennamen AR.NON erhältlich ist, oder Mu-Metalle, wie beispielsweise NiFe-Legierungen.
Der Kern und/oder der/die Feldkollektor(en) ist/sind beispielsweise ein Vollmaterial oder ein Schichtaufbau aus einer Vielzahl von Schichten. Auch kann der Kern beispielsweise teilweise aus einem Vollmaterial und einem teilweisen Schichtaufbau gebildet sein.
Der Schichtaufbau ist bevorzugt aus einer Vielzahl dünner Schichten, wie beispielsweise dünner Folien oder dünner Bleche, gebildet, zwischen denen jeweils elektrisch isolierende Schichten angeordnet sind. Die elektrisch isolierenden Schichten können die dünnen Schichten stoffschlüssig miteinander verbinden.
Wenn der Kern den Schichtaufbau besitzt, haben die einzelnen Schichten eine Dicke von beispielsweise 0,015mm, ... , 0,025mm, ... , 0,035mm, ... , 0,050mm. Die elektrisch isolierenden Schichten können dieselben Dicken aufweisen oder dünner sein.
Insbesondere ist es bevorzugt, dass die genannten Elemente (Kern und/oder Feldkollektoren) aus einem Vollmaterial gebildet sind, wenn das Material der Isolator ist, und dass die genannten Elemente (Kern und/oder Feldkollektoren) den Schichtaufbau besitzen, wenn das Material zwar schlecht aber zu einem gewissen Grad elektrisch leitend ist.
Bevorzugt ist das Implantat so aufgebaut, dass zur Wiederaufladung des Energiespeichers bestimmungsgemäß im Bereich des implantierten Implantates das magnetische Wechselfeld mit einer Flussdichte Bo zu erzeugen ist, wodurch eine entsprechende Ladespannung in der Spule induziert wird, die zu einem von der Spule abgegebenen und dem Energiespeicher mittelbar oder unmittelbar zugeführten Lade( wechsel)strom führt, der Kern und/oder der/die Feldkollektor(en) aus dem Material gebildet ist/sind, das die hohe Sättigungsflussdichte aufweist, und eine Geometrie des Kerns und/oder der/die Feldkollektor( en ) derart gewählt ist, dass eine Kernflussdichte BK, die sich im Kern der Spule aus der vervielfachten Flussdichte (n*Bo) vermindert um ein durch den Lade( wechsel)strom erzeugtes Gegenfeld ergibt, im Bereich, insbesondere plus/minus 1%, 2%, 3%, 4%, 5% oder 10%, der (materialspezifischen) Sättigungsflussdichte Hegt.
Die magnetische Flussdichte Bo kann die bereits erwähnten Werte aufweisen, insbesondere im Bereich von 20pT bis 20mT. Diese magnetische Flussdichte Bo führt zu einem relativ starken Magnetfluss des magnetischen Wechselfeldes innerhalb des Kerns, weil der/die Feldkollektor(en) (und der Kern) das Feld entsprechend stark bündeln. Erfindungsgemäß wird das Material bevorzugt so gewählt, dass das um das Gegenfeld geschwächte im Kern herrschende Feld nahe der Sättigungsflussdichte oder in dem genannten Bereich liegt.
Durch diese Ausgestaltung wird das extern erzeugte magnetische Wechselfeld hinsichtlich Baugröße des Kerns/Feldkollektor(en) optimal ausgenutzt.
Der Ladestrom wird von der Spule dem Energiespeicher bevorzugt über eine Ladeelektronik, die den mindestens den Gleichrichter und mindestens den Glättungskondensator aufweist, zugeführt.
Unter der an verschiedenen obigen Stellen erwähnten Sättigungsflussdichte ist der dem Material spezifische Flussdichtebereich gemeint, bei dem die entsprechende Magnetisierungskennlinie (B-H-Kennlinie) einen Knickbereich bzw. Übergangsbereich besitzt, unterhalb dessen die Magnetisierungskennlinie im Wesentlichen linear verläuft und oberhalb dessen die Magnetisierungskennlinie mit geringerer Steigung (nämlich mit po) verläuft. Bevorzugt ist unter der Sättigungsflussdichte diejenige Flussdichte gemeint, bei der - bei weiterer Erhöhung der Feldstärke H des wirkenden magnetischen Wechselfeldes - die Polarisation des Materials nicht mehr weiter ansteigt.
Wie im Vorhergehenden bereits erwähnt, ist die Ausrichtung des Implantats bei Aufladung des Energiespeichers bevorzugt so zu realisieren, dass das externe elektromagnetische Wechselfeld bzw. der entsprechende Feldvektor (B-Vektor) bevorzugt in Richtung der Spulenachse weist und die Spule durchsetzt. Dies führt zu bestmöglicher Induktion und Ladestromimpulsen.
Bevorzugt besitzt die Elektronik des Implantats noch eine Kommunikationseinheit, über die sie mit der Außenwelt (außerhalb des Körpers des Lebewesens) kommunizieren kann, beispielsweise zur Übertragung von Einstellungsdaten, Einstellungsbefehlen, Analysedaten und/oder Informationsdaten, die den Ladezustand des Energiespeichers betreffen. Für die Speicherung der Daten zwischen den Kommunikationen ist bevorzugt ein Datenspeicher zum Beispiel zusammen mit der bereits genannten Rechenschaltung vorgesehen.
Die Elektronik ist gemäß (IV) eingerichtet, Informationen zur räumlichen Anpassung einer Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an die Spulenachse zu liefern, wodurch das Implantat in einer beliebigen räumlichen Orientierung implantierbar ist.
Beispielsweise ist die mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik eingerichtet, die Informationen zu generieren zur bevorzugt automatischen - vorzugsweise parallelen - Ausrichtung der Spulenachse, d.h. des Feldvektors, des Ladegerätes zur Spulenachse des Implantates.
Insbesondere ist die Elektronik gemäß (IV) eingerichtet, die Informationen zur automatischen Korrektur der Abweichung zwischen der räumlichen Ausrichtung eines Vektors des durch das Ladegerät erzeugten magnetischen Wechselfeldes und der Spulenachse des Implantates zu generieren und bevorzugt an das Ladegerät zu senden, wodurch das Implantat beliebig implantierbar wird. Das magnetische Wechselfeld erzeugt beispielsweise eine Ladespule des Ladegerätes, innerhalb derer sich der Körper des Patienten bei Aufladung befindet.
Bevorzugt ist gemäß (IV) die Elektronik eingerichtet,
(i) ein Startsignal zum Starten der Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an das Ladegerät zu senden oder von diesem zu empfangen, und
(ii) anschließend Ladeinformationen, die eine Stärke des Ladestroms angeben/widerspiegeln, als die Informationen an das Ladegerät auszusenden.
Die Elektronik kann die Informationen bevorzugt durch Messen oder Verarbeiten generieren, wobei die Informationen beispielsweise Werte über Amplituden und/oder Gradienten von induzierter Spannung und/oder Ladestromstärke beinhalten. Die generierten Informationen bilden damit die Basis, dass das Implantat an/in völlig beliebiger Position, d.h. Ort und räumlicher Ausrichtung, in den Körper des Lebewesens implantiert werden kann.
Insbesondere ist die Elektronik bevorzugt eingerichtet, den Gradienten und/oder die Amplitude der induzierten Ladespannung und/oder des durch die induzierte Ladespannung getriebenen Ladestroms zu detektie- ren, und ein Signal zu generieren, das die Informationen über den Gradienten und/oder die Amplitude beinhaltet.
Die Kommunikationseinheit versendet dieses die Informationen enthaltendes Signal - beispielsweise in bestimmten Intervallen - an die Außenwelt, wobei eine übergeordnete, das Signal empfangende Einheit, wie beispielsweise ein Ladegerät (bevorzugt gemäß EP 4035728 Al), aus den Informationen auf die beliebige Lage und Ausrichtung des Implantates schließen kann. Mit Kenntnis der Lage und Ausrichtung des Implantates kann die übergeordnete Einheit, wie bspw. das Ladegeräte den B-Feldvek- tor des magnetischen Wechselfeldes zur Optimierung der Aufladung entsprechend ausrichten.
Hervorzu heben ist hierbei, dass die anfängliche Ausrichtung des B- Feldvektors beliebige Richtungen im Raum einnehmen kann, weil immer eine anschließende Anpassung an die Lage und Ausrichtung des Implantates möglich ist. Auch folgt hieraus, dass bei Implantation des Implantates keine Beachtung der resultierenden Lage und Ausrichtung des Implantates geschenkt werden muss.
Bevorzugt ist die Elektronik alternativ gemäß (IV) eingerichtet,
(i) ein Startsignal zum Starten der Anpassung der Ausrichtung des - an einem Ort und mit einer bestimmten Richtung vorliegenden Vektors des - magnetischen Wechselfeldes an das Ladegerät zu senden oder von diesem zu empfangen, welches Ladegerät daraufhin die Ausrichtung des magnetischen Wechselfelds gemäß einer (auch) in der Elektronik (3) gespeicherten Bewegungsfunktion verändert, und (ii) nach Durchlaufen der Bewegungsfunktion Lageinformationen an das Ladegerät zu senden, die angeben, wie die Spulenachse räumlich ausgerichtet ist.
Die Lageinformationen sind beispielsweise Vektordaten, die die Ausrichtung der Spulenachse im Raum bevorzugt in vorgegebenen Toleranzen angeben.
Die Bewegungsfunktion beinhaltet beispielsweise eine festgelegte Startausrichtung des magnetischen Wechselfeldes, beispielsweise parallel zu einer Längsachse einer Liege, auf der sich der Körper befindet. Ausgehend von dieser Startausrichtung verändert das Ladegerät die Ausrichtung des Wechselfeldes bzw. seines B-Vektors gemäß der festgelegten Bewegungsfunktion.
Das Implantat kann währenddessen eine Veränderung des Ladegleichstromes detektieren und nach Durchlaufen der Bewegungsfunktion mittels der Zeit ermitteln, wann der Ladegleichstrom maximal war und welche Ausrichtung das Wechselfeld zu diesem Zeitpunkt hatte. Die entsprechende Ausrichtung gibt das Implantat als die Lageinformationen aus.
Das Ladegerät kann die im Vorhergehenden angesprochene Ausrichtung des Wechselfeldes gemäß folgenden Optionen vornehmen:
- Das Ladegerät kann eine Körperhalterung (bspw. Stuhl oder Liege), auf der sich der Körper befindet, bevorzugt um drei orthogonale Achsen drehen und/oder linear versetzen; und/oder
- Das Ladegerät kann eine Ladespule, die das magnetische Wechselfeld erzeugt, bevorzugt um drei orthogonale Achsen drehen und/oder linear versetzen; und/oder
- Das Ladegerät kann das magnetische Wechselfeld, das bevorzugt durch eine Vielzahl von Ladespulen erzeugt werden, dadurch ausrichten, dass Betriebsparameter der Ladespulen verändert werden und sich individuelle magnetische Wechselfelder der einzelnen Ladespulen zu dem magnetischen Wechselfeld mit einer bestimmten Ausrichtung überlagern.
Besonders bevorzugt ist (V) die Elektronik eingerichtet ist, (i) einen Abschluss der räumlichen Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes zu erkennen oder von dem Ladegerät signalisiert zu bekommen, und
(ii) anschließend auf Basis des momentanen (resultierenden) Ladestroms dem Ladegerät ein Feldänderungssignal zu senden, das dem Ladegerät signalisiert, Frequenz und/oder Amplitude des magnetischen Wechselfeldes zu erhöhen oder zu vermindern.
Durch diese Ausgestaltung kann bei weitgehend optimal an die Spulenachse angepasstem Wechselfeld der Ladestrom erhöht/vermindert werden, beispielsweise optimal konstant gehalten werden, weil jetzt die verschiedenen Werte von Dämpfung des Magnetfeldes im Körper keine Rolle mehr spielen.
Besonders bevorzugt ist das erfindungsgemäße Implantat, insbesondere die bevorzugten Varianten des Energieempfangsabschnittes so ausgebildet und dimensioniert, dass bei paralleler Ausrichtung von B-Feldvek- tor und Spulenachse und bei einer magnetischen Flussdichte Bo von 0,02mT bis lmT des externen magnetischen Wechselfeldes sich bei genanntem maximalen Ao ein mittlerer, magnetischer Fluss von 5*10'8 bis 2,5*10-6 Vs (Weber) im Kern einstellt, wobei der magnetische Fluss sich auf den unbelasteten Fall ohne Gegenfeld bezieht.
Für den Fall, dass der Wechselstromwiderstand (coL) der Spule den ohmschen Widerstand R der Spule deutlich übersteigt, ist, wie bereits erwähnt, bevorzugt, dass die Elektronik einen zusätzlichen Kompensationskondensator besitzt, und das magnetische Wechselfeld bei der Frequenz erzeugt wird, die sich aus den Werten der Spule, des Kompensationskondensators, des ohmschen Widerstandes und der Last ergibt, also im Wesentlichen der ohmsche Widerstand R die Größe/Stärke des Ladestroms begrenzt.
Letztendlich ist der Aufbau des Implantates bei einer vorbestimmten Baugröße des Implantates, die durch das Volumen des Gehäuses gegeben ist, z.B. zylinderförmiges Gehäuse, mit einer Spule mit den W Windungen und einem Windungsquerschnitt A und einem externen Magnetfeld Bo bevorzugt in Bezug auf den erzielten Ladestrom optimiert. Im Fall von (coL >> R) gilt in erster Näherung, dass der Ladestrom proportional zu dem Verhältnis des Magnetflusses durch die Spule zur Induktivität der Spule (<D/L) ist, im Resonanzfall (d>/R). Deshalb ist die Summe der Abmessungen der Feldkollektoren und der Länge des Kerns in Richtung der Spulenachse mit dem Durchmesser der Feldkollektoren ein wichtiges Maß für die Höhe des entnehmbaren Ladestromes. Die genannten Parameter beeinflussen nämlich sowohl den Magnetfluss im Kern als auch die Induktivität der Spule.
Bei dem erfindungsgemäßen Implantat ist das konstruktive Verhältnis bevorzugt so realisiert, dass der Ladestrom sein Maximum erreicht oder maximal 10% darunterliegt. Hervorzuheben ist in Zusammenhang mit dem erzielten Ladestrom, dass der ohmsche Widerstand R der Spule durch geringe Windungszahl bei gleichzeitig hoher Feldstärke im Kern sehr gering gehalten werden kann. Der geringere ohmsche Widerstand erzeugt geringere Verluste und hat damit eine wesentlich geringere Wärmentwicklung zur Folge. Aufgrund der vorgesehenen Anordnung des Implantats im menschlichen Körper, z.B. Herz, Hirn, Gewebe, Gefäß oder Organ, ist dies ein ganz wesentlicher Faktor.
Aus den Erläuterungen des erfindungsgemäßen Implantates und seinen bevorzugten Merkmalen kann Folgendes abgeleitet werden:
Die beschriebene Konstruktion des Implantates, insbesondere des Energieempfangsabschnittes, eröffnet die signifikante Möglichkeit durch viele veränderbare Parameter ein Optimum für den jeweiligen Anwendungsfall des Implantates beispielsweise als Herzschrittmacher, Hirnschrittmacher, Organschrittmacher oder Analyseeinheit zu finden. Dieses Optimum lässt sich finden, indem das in der Spule resultierende Magnetfeld (Nutzfeld) maximiert wird, das Gewicht, die Verluste und insbesondere die Windungszahl W der Spule minimiert werden und das Volumen des Implantates in erster Näherung durch die Abmessungen der magnetischen Komponenten vorgegeben wird. Bei einer gewünschten geringen Größe und Gewicht und einer autonomen Betriebszeit des Implantates von beispielsweise einem Jahr und einer Ladezeit von beispielsweise kleiner als 30 Minuten ist bei der erläuterten Konstruktion des Implantates, insbesondere des Energieempfangsabschnittes, eine Optimierung hinsichtlich des Volumens und Gewichts in erster Näherung durch ein möglichst großes externes durch die Medizin beschränktes Magnetfeld (< lmT), in zweiter Näherung durch die bei der Aufladung auftretenden Verluste bzw. Erwärmung und der Feldkonzentration in der Spule oder im Kern gegeben.
Das erfindungsgemäße Implantat, insbesondere in seiner Ausgestaltung als akkubetriebener, autonomer Herzschrittmacher, ist universell einsetzbar und hinsichtlich Volumen und Gewicht minimiert. Hierdurch erfüllt es hohe Anforderungen und überwindet damit technologische Grenzen. Beispielsweise erlaubt die Konstruktion des Implantates mit folgenden hohen Anforderungen klarzukommen bzw. diese zu erfüllen:
Externes magnetische Wechselfeld (B-Feld) < lmT;
Ladekapazität: 400As;
Ladeintervall > 1 Jahr,
Ladedauer < 1 Stunde,
Volumen < 2 cm3, hier maximal Verlustleistung < 60 mW.
Generell gilt: je größer das externe, magnetische B-Feld, desto geringer die Ladezeit.
Das maximale externe Feld (wahrscheinlich < lmT) wird vom menschlichen Körper im Zusammenspiel mit der Einwirkdauer über die Verträglichkeit (medizinisch) festgelegt.
Im Grenzfall führen 400 As kurzzeitig (103 see) zu einem Ladestrom von IGI = 0,4 A. Das aus diesem relativ großen Ladestrom resultierende und beachtliche Gegenfeld, das proportional IGI * W ist, bleibt durch geringe Windungszahlen von beispielsweise W< 50 und dem Umstand, dass die Magnetfeldeinfangfläche(n) im Verhältnis zu der geringen räumlichen Größe des Implantates ausreichend groß ist/sind trotz bzw. selbst bei geringem externen magnetischen Wechselfeld Bo, derart beherrschbar, dass das Nutzfeld (Differenz aus im Kern konzentrierten Magnetfeld und Gegenfeld) den Ladestrom treiben kann.
Hinzukommt, dass, bei dem geringen Volumen des Implantates und der Konstruktion aus Kern gemäß a) und Feldkollektor(en) gemäß b) mit einem Kerndurchmesser von dk < 2mm, die Wicklungsverluste (Kupfer- o- der Aluminiumverluste) wegen kleiner Windungszahl und das Gewicht des Implantates gering sind. Der Umstand, dass bei dem erfindungsgemäßen Implantat das im Kern konzentrierte Magnetfeld ausreichend homogen durch den Kern verläuft und die Windungszahl W gering ist, kann die Spule bevorzugt einschichtig sein, was für einen hohen Wirkungsgrad und einer Gewichtsverminderung förderlich ist.
Die genannten Anforderungen und/oder die erläuterten Effekte können selbst dann erzielt werden, wenn das externe magnetische Wechselfeld mit hohen Frequenzen erzeugt wird. Der aufgrund der kleinen Windungszahl ohnehin geringe Wechselstromwiderstand kann durch den Kompensationskondensator und den Teilresonanz- oder Resonanzbetrieb weiter reduziert werden zur Optimierung des entnehmbaren Stromes.
Die vorstehenden Ausführungen gelten für die folgende Ausführungsform gleichermaßen.
Im Folgenden wird eine bevorzugte Ausführungsform unter Bezug auf die beigefügten Figuren erläutert.
Figur 1A zeigt eine bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Implantats, wobei die Darstellung lediglich schematischer Art ist;
Figur 1B zeigt eine schematische Schnittansicht eines Energieempfangsabschnitts des erfindungsgemäßen Implantats;
Figur IC zeigt den Kern gemäß Figur 1B und einen entsprechenden Feldverlauf des zur Aufladung des Implantates erzeugten magnetischen Wechselfeldes mit der konstruktionsprägenden Fläche Ao; Figuren 2A bis 2C zeigen weitere Ausgestaltungen des erfindungsgemäßen Implantates.
Die Figur 1A zeigt schematisch den Aufbau eines erfindungsgemäßen Implantats 100.
Das Implantat 100 wird bevorzugt vollständig in einen menschlichen Körper implantiert, wobei aufgrund der im Folgenden noch erläuterten Funktionen der Elektronik 3 eine sich ergebende räumliche Orientierung des Implantates 100 beliebig sein kann. Anders ausgedrückt kann der Arzt das Implantat implantieren, ohne Rücksicht nehmen zu müssen auf die resultierende Orientierung.
Das Implantat 100 ist beispielsweise ein Herzschrittmacher, ein Hirnschrittmacher, ein Organschrittmacher oder eine Analyseeinheit. Letztere Analyseeinheit ist beispielsweise so aufgebaut, dass sie kontinuierlich oder in bestimmten Zeitabständen Parameter, wie beispielsweise Blutdruck und/oder Blutwerte ermittelt. Besonders bevorzugt ist das Implantat ein Herzschrittmacher oder Herzschrittmachernetzwerk, der/das im menschlichen Herz oder am menschlichen Herz sitzt bzw. an diese Positionen zu implantieren ist.
Das Implantat 100 besitzt bevorzugt ein Gehäuse 1, das alle Elemente des Implantats 100 aufnimmt und bevorzugt hermetisch eingekapselt. Das Gehäuse 1 ist beispielsweise aus Titan oder Glas gebildet. Weiterhin alternativ kann das Gehäuse 1 aus einem körperverträglichen Kunststoff gebildet sein. Vorteilhaft an dem Kunststoff ist, dass das Gehäuse 1 gebildet werden kann, indem die darin aufgenommenen Komponenten mit dem Kunststoff umspritzt/umgossen werden.
Das Implantat 100 besitzt einen Elektrodenabschnitt mit Elektroden 2, der in Abhängigkeit davon, welchen Zweck das Implantat übernimmt bzw. welche Körperfunktion er überwachen/stimulieren soll, eine bestimmte Anzahl von Elektroden 2 aufweist. Die Elektroden 2 werden bestimmungsgemäß mit dem Körperabschnitt, beispielsweise Herz oder Gehirn, der zu überwachen und/oder zu stimulieren ist, verbunden oder liegen an diesem an.
Die Elektroden 2 können beispielsweise an ihren Enden spiralförmige Abschnitte, die in den Körperabschnitt gedreht und so verankert werden, aufweisen. Eine der Elektroden und/oder das Gehäuse, wenn elektrisch leitend, können als Masseelektrode dienen.
Allgemein kann es sich bei dem erfindungsgemäßen elektronischen Schrittmacher oder dem Herzschrittmachernetzwerk um einen Herzschrittmacher gemäß einem beliebigen NBG-Code handeln.
Allgemein können die genannten Elektroden beispielsweise Kabelelektroden oder auf der Außenoberfläche freiliegende Elektrodenflächen sein.
In dem Gehäuse 1 aufgenommen sind zudem eine Elektronik 3, die eingerichtet ist, über die Elektroden 2 eine Körperfunktion zu überwachen und/oder zu stimulieren, und ein Energiespeicher mit einer Vielzahl von, bevorzugt zwei, Energiespeichereinheiten 4a, 4b, die die Elektronik 3 mit elektrischer Energie langzeitversorgen sowie eine Ladeelektronik 9.
Bevorzugt sind in der Ladeelektronik 9 ein Gleichrichter 9a und ein Kondensator 9b enthalten, die einen von der Spule 6 abgegebenen Lade(wechsel)strom II gleichrichten und als ILG den Energiespeichereinheiten 4a, 4b zuführen, indem der Gleichrichter 9a den von der Spule 6 abgegebenen Lade(wechsel)strom II gleichrichtet und dem Kondensator 9b zuführt, und der Kondensator 9b daraufhin den Strom ILG an die Energiespeichereinheiten 4a, 4b weitergibt.
Die Energiespeichereinheiten, d.h. die eine Energiespeichereinheit 4a und die bevorzugte, weitere Energiespeichereinheit 4b, sind bevorzugt jeweils wiederaufladbare, elektrochemische Akkumulatoren, beispielsweise Lithium-Ionen-Akkumulatoren, die das gesamte Implantat 100 für beispielsweise 0,5 bis 1,5 Jahre mit elektrischer Energie versorgen, bevor sie wieder aufgeladen werden müssen. Die Energiespeichereinheiten 4a, 4b dienen folglich zur Langzeitversorgung des Implantates 100. Die Energiespeichereinheiten 4a, 4b können kontaktlos wieder aufgeladen werden, unter Ausnutzung von Induktion. Hierfür besitzt das Implantat 100 einen Energieempfangsabschnitt 5.
Die Energiespeichereinheit 4a befindet sich in einem Umfangsbereich (siehe Figur 1B oder Figur 2A) oder innerhalb eines Kerns 7 (siehe Figur 2B), der im Folgenden noch beschrieben werden wird. Aus diesem Grund ist die Energiespeichereinheit 4a in Figur 1A schematisch innerhalb des Energieempfangsabschnitts 5 dargestellt.
Figur 1B zeigt einen Längsschnitt des erfindungsgemäßen Energieempfangsabschnitts 5 des Implantates gemäß einer ersten Variante.
Dieser beinhaltet eine Spule 6 mit beispielsweise 1000 Windungen (W = 1000). Besonders bevorzugt liegt W weit unter 1000 und beträgt W < 50, 40, 30, 20, 10.
Die Spule 6 ist auf und um den erwähnten Kern 7 gewickelt, der sich entlang einer Spulenachse SA erstreckt. In dieser Variante ist der Kern 7 eine Vollwelle. Die Spulenachse SA entspricht auch einer Längsachse des Implantates 100 bzw. des Gehäuses 1.
An den jeweiligen Enden der Spule 6 bzw. des Kerns 7 befindet sich bevorzugt ein Feldkollektor 18a und bevorzugt ein weiterer Feldkollektor 18b, die aus über die Spulenenden überstehenden Abschnitten der Vollwelle gebildet sind, um das Feld in der Spule 6 zu homogenisieren. Der Feldkollektor 18a und/oder der weitere Feldkollektor 18b sind bevorzugt so dimensioniert, dass deren Abmessungen quer zur Spulenachse SA identisch sind zu denen des Kerns 7. Insoweit verlängern der/die Feldkollek- tor(en) 18a, 18b in dieser Variante lediglich den Kern 7 über seine in Richtung der Spulenachse SA liegenden Enden hinaus. Ende des Kerns entspricht dem Ende der Spule 6 in Richtung der Spulenachse SA.
Ein senkrecht zur Spulenachse SA gemessener Durchmesser des Kerns 7 (und der Feldkollektoren 18a, 18b) beträgt in Figur 1B 1mm bis 3 mm(Millimeter). Folglich hat auch die hierauf gewickelte Spule 6 einen entsprechenden Innendurchmesser von 1 mm bis 3 mm. Eine Länge in Richtung der Spulenachse SA des/der Feldkollektor(en) 18a, 18b beträgt in dieser Alternative bevorzugt mindestens 1%, 2%, 3%, 4%, 5%, 6%, 7%, 8%, 9%, 10%, 20%, 30%, 40%, 50%, 60%, 70%, 80%, 90%, 100% der Gesamtlänge des sich innerhalb der Spule 6 befindlichen Kerns 7. In Figur 1B liegt diese Länge konkret zwischen 83% und 65%, besonders bevorzugt bei 70%, der Gesamtlänge des Kerns 7.
Der Kern 6 und beide Feldkollektoren 18a, 18b haben bevorzugt einen kreisförmigen, senkrecht zur Spulenachse SA verlaufenden Querschnitt. Alternativ kann der Querschnitt auch rechteckig, insbesondere quadratisch sein.
Aus Zusammenschau von Figur 1A und 1B ist verständlich, dass die eine Energiespeichereinheit 4a des Energiespeichers 4 radial zur Spulenachse SA zumindest abschnittsweise um den Kern 7 angeordnet sein kann.
Bevorzugt umfasst die Energiespeichereinheit 4a vollständig den Kern 7, wie es in Figur 2A gezeigt ist.
Der Energiespeicher bzw. die Energiespeichereinheit 4a gemäß Figur 2A besitzt ein, bevorzugt einziges, Gehäuse, das an die Außenkontur bzw. Außenoberfläche der Spule 6 angepasst ist.
Der Kern 7 und die Spule 6 haben einen senkrecht zur Spulenachse SA verlaufenden kreisförmigen Querschnitt. Demzufolge ist die Innenoberfläche bzw. die der Spule 6 zugewandte Oberfläche des Gehäuses des Energiespeichers 4a im Querschnitt (quer zur Spulenachse SA) ringförmig.
In Figur 2A ist der Energiespeicher 4a in einem einzigen, den Kern 7 vollständig umlaufenden Gehäuse aufgenommen. Beispielsweise kann das Gehäuse des Energiespeichers 4 für diese Anordnung um den Kern 7 bzw. die Spule 6 gewickelt oder gebogen werden.
Alternativ kann der Energiespeicher 4a aus einer Vielzahl von Energiespeichereinheiten aufgebaut sein, die jeweils ein Gehäuse aufweisen, das einem Kreissegment um den Kern 7 herum entspricht. Bündig zusammengesetzt umlaufen die Energiespeichereinheiten den Kern 7 dann vollständig oder teilweise. Figur 2A zeigt im Vergleich zu Figur 1B nicht nur den Energieempfangsabschnitt 5, sondern das gesamte Implantat 100 im Längsschnitt und einer perspektivischen Ansicht.
Durch diese Anordnung des Energiespeichers bzw. der Energiespeichereinheiten 4a erhält das gesamte Implantat einen sehr kompakten Aufbau.
Die bevorzugte, weitere Energiespeichereinheit 4b kann in Richtung der Spulenachse SA neben der Energiespeichereinheit 4a auf der Spule 6 oder neben der Spule 6 auf einem der Feldkollektoren 18a, 18b gemäß Figur 1B angeordnet sein.
Eine Länge IK des Kerns 7 mit den Feldkollektoren 8a, 8b gemäß Figur 1B oder 1C kann 15 mm bis 40 mm, insbesondere 15 mm bis 25 mm, betragen, wobei Abmessungen des Feldkollektors 18a und des weiteren Feldkollektors 18b in Richtung der Spulenachse bevorzugt im Bereich 0 < IK < 6,0 mm betragen, weil am äußeren Ende der Feldkollektoren die Gefahr besteht, dass das Nutzfeld negativ wird.
Die Erfindung ist nicht auf die genannten Abmessungen beschränkt. Diese sind lediglich beispielhaft.
Die Feldkollektoren 18a, 18b können gegenüber dem Kern 7 gesonderte Elemente sein oder integrale Bestandteile des Kerns 7 sein.
Figur 1B zeigt beide Feldkollektoren 18a, 18b monolithisch mit dem Kern 7 aus einem einheitlichen magnetisch leitenden Material. Das Material ist beispielsweise ein Ferrit. Der monolithische Aufbau ist besonders bevorzugt für den Fall, dass das Material ein Isolator oder ein zumindest elektrisch schlecht leitendes Material ist, beispielsweise ein Ferrit, weil keine oder kaum Wirbelströme auftreten.
Allgemein ist der Kern und/oder die Feldkollektoren 18a, 18b aus einem Material mit einer hohen relativen magnetischen Permeabilität pr (besonders bevorzugt in einem Bereich von 1000), mit einer möglichst hohen Sättigungsflussdichte (beispielsweise 0,4 bis 0,7 Tesla bei Ferriten; oder 1 bis 1,5 Tesla bei dem weiter unten genannten amorphen Metallen, wie SiFe) und einer möglichst geringen elektrischen Leitfähigkeit, bevorzugt einem Isolator, gebildet.
TI Die Anordnung der Feldkollektor(en) 18a, 18b ist zwar nur ein bevorzugter aber wesentlicher Grund dafür, dass die Energiespeichereinheiten 4a, 4b des Implantats 100 durch Induktion auch bei Frequenzen von 200 kHz bis 1,5 MHz bei kleiner Baugröße aufgeladen werden können.
Wenn die Energiespeichereinheiten 4a, 4b des Implantats 100 aufgeladen werden müssen, erzeugt ein nicht gezeigtes Ladegerät ein magnetisches Wechselfeld mit einer magnetischen Flussdichte (B-Feld) Bo von ungefähr 0,1 mT bis 1 mT(milli Tesla), die jeweils in einem weiten, das Implantat 100 einschließenden, Bereich homogen vorliegt. Das Feld ist insbesondere bevorzugt in Richtung der Spulenachse SA ausgerichtet (B-Vek- tor) und durchsetzt die Spule 6.
Das magnetische Wechselfeld ist streng genommen ein elektromagnetisches Wechselfeld. Die elektrische Komponente dieses Feldes ist allerdings von untergeordneter Bedeutung, weshalb im Rahmen dieser Anmeldung lediglich von dem magnetischen Wechselfeld gesprochen wird. Ein reines magnetisches Wechselfeld ist allerdings von der Erfindung mit umfasst.
Die Frequenz f des magnetischen Wechselfeldes liegt in dem oben angegebenen Bereich, beispielsweise bei 500 kHz.
Weil der Energieempfangsabschnitt 5 den erläuterten Kern 7 mit den Feldkollektoren 18a, 18b besitzt, bekommt der Kern 7 hierüber ausreichend Feld, damit die Spule 6 einen ausreichend hohen Lade(wech- sel)strom II zur Aufladung der Energiespeichereinheiten 4a, 4b erzeugt, den die Ladeelektronik 9 zu dem gleichgerichteten Ladestrom IGL gleichrichtet.
Figuren 1C zeigt magnetische Eigenschaften des Kerns 7 mit Feldkollektoren 18a und 18b.
Figur 1C zeigt schematisch Magnetfeldeinfangflächen Ao.
Die Magnetfeldeinfangflächen Ao ergeben sich aus den Dimensionierungen der Feldkollektors 18a, 18b, und des Kerns 7. Die gezeigten Magnetfeldeinfangflächen Ao sind in Bezug auf die gezeigte Konstruktion die entsprechenden Magnetfeldeinfangflächen, bei denen die parallelen Feldlinien des externen magnetischen Wechselfeldes ihre Richtung durch den Energieempfangsabschnitt beginnen zu ändern.
Abmessungen der Magnetfeldeinfangflächen Ao ergeben sich unter Verwendung der Nomenklatur aus Figur 1B in Näherung für Baugrößen des Gehäuses 1cm3 < VG < 4cm3 und pr = 103 (pr der Konstruktion aus Kern und Feldkollektoren, und spiegelsymmetrischen Aufbau) aus und exakt aus AO=<DSM/BO. Hieraus wird ersichtlich, dass Ao eine fundamentale Größe für die Konstruktion des Implantates bzw. Herzschrittmachers ist.
Die Magnetfeldeinfangflächen Ao befinden sich entlang der Spulenachse SA in einem bestimmten Abstand von dem jeweiligen Feldkollektor 18a, 18b und verlaufen jeweils senkrecht zur Spulenachse SA. Sie sind jeweils wesentlich größer als der entsprechende Feldkollektor 18a, 18b. Maximal ist Ao < = 2,5*10'3m2.
Das externe magnetische Wechselfeld (Bo) ist konstruktionsbedingt durch das Ladegerät nahezu homogen.
Diejenigen magnetischen Feldlinien, die die Magnetfeldeinfangflächen Ao dursetzen, treten über den jeweiligen Feldkollektor und den Kern 7 ein und durchlaufen die in Richtung der Spulenachse SA liegende Längsmitte LM der Spule 6. Verschiebt man die Magnetfeldeinfangfläche Ao durch die Konstruktion in Richtung des jeweiligen Feldkollektors, verkleinert sie sich. Verschiebt man sie hingegen virtuell in die entgegengesetzte Richtung, bleibt sie konstant und je nach pr maximal Ao.
Kehrt das Ladegerät die Polarität des magnetischen Wechselfelds um, ist die Situation identisch, mit dem Unterschied, dass die die Magnetfeldeinfangfläche durchlaufenden Feldlinien in den jeweils anderen Feldkollektor und Kern 7 eintreten und an dem gegenüberliegenden Feldkollektor wieder austreten.
Die Magnetfeldeinfangflächen Ao ergeben sich, wie erwähnt, exakt jeweils aus dem maximalen magnetischen Fluss <DSM durch die magnetische Längsmitte bzw. eine Querschnittsfläche der Spule an einem bestimmten Ort innerhalb der Spule 6 und der gemittelten externen Flussdichte Bo des externen elektromagnetischen Wechselfeldes über Ao nach der Beziehung A°= Im Falle des gezeigten spiegelsymmetrischen Aufbaus des Energieempfangsabschnittes ist dieser Ort die Längsmitte SM der Spule.
Im Vorhergehenden ist zur Erläuterung der Aufladung des Energiespeichers ein magnetisches Wechselfeld mit < lmT und mit einer Frequenz von 500kHz angenommen worden.
Die Erfindung ist hierauf nicht beschränkt. Die Erwägungen vor der Figurenbeschreibung hinsichtlich des Ladestromes IGL, der Windungszahl W, dem magnetischen Fluss <DSM und der Frequenz des magnetischen Wechselfeldes, dem ohmschen Widerstand der Spule und einem optionalen Kompensationskondensator gelten für die Ausführungsform gleichermaßen.
Aufgrund der Abmessungen des Feldkollektors 18a und des weiteren Feldkollektors 18b liegt eine verstärkte Kernflussdichte BK innerhalb des Kerns 7 vor. Die Kernflussdichte BK übersteigt die magnetische Flussdichte Bo zum Beispiel bis zu dem 200-fachen (BK=2OOBO).
Wenn die magnetische Flussdichte Bo des von dem Ladegerät erzeugten magnetischen Wechselfeldes, die im Bereich des Implantats vorliegt, 0,1 mT beträgt, beläuft sich folglich die Kernflussdichte BK im unbelasteten Zustand auf ca. 20mT. Vermindert wird die genannte Kernflussdichte BK allerdings um das auftretende Gegenfeld innerhalb der Spule 6, das von dem Lade(wechsel)strom II herrührt. Der Ladestrom liegt bei 400 mA.
Die genannten Werte erlauben die Energiespeichereinheiten 4a, 4b, die zusammen bevorzugt einen Ladungsinhalt von 400 As besitzen, in ca. 15 min bis 20 min aufzuladen.
Die Abmessungen des Kerns 7 bzw. der Feldkollektoren 18a, 18b, die Parameter der Spule 6 und die restlichen Elemente werden bevorzugt so gewählt, dass das Gewicht des gesamten Implantates 100 gering ist und im Bereich von 4g (Gramm), bevorzugt unter 3g, liegt. Der Ladestrom wird von der Spule 6 dem Energiespeicher bzw. den Energiespeichereinheiten 4a, 4b bevorzugt über die gezeigte Ladeelektronik 9 zugeführt.
Besonders bevorzugt kann als zu Ferrit alternatives Material ein amorphes Metall, beispielsweise SiFe, für den Kern 7 und/oder die Feldkollektoren 18a, 18b verwendet werden. Erhältlich auf dem Markt ist ein solches Metall zum Beispiel unter dem Markennamen ARNON.
Der Kern 7 und/oder die Feldkollektoren 18a, 18b können bevorzugt einen Schichtaufbau besitzen mit einzelnen Schichten aus den genannten Materialien (bspw. Ferrit oder SiFe) und sind dann bevorzugt nicht mehr kreisförmig sondern quadratisch.
Die Elektronik 3 und die Ladeelektronik ist in der Variante gemäß Figur 2A auf einer mit einem Durchgang versehenen Platine oder einer biegsa- menen Platine angeordnet. Die Platine wird wie gezeigt auf die Vollwelle geschoben bzw. um die Vollwelle gebogen und letztendlich mit den Anschlüssen 41a des Energiespeichers bzw. der Energiespeichereinheit 4a kontaktiert.
Figur 2B zeigt eine weitere Variante des erfindungsgemäßen Implanta- tes 100, die sich von der aus Figur 2A gezeigten zum einen dadurch unterscheidet, dass Kern 7a und Feldkollektoren 28a, 28b als durchgehende Hohlwelle ausgebildet sind. Figur 2C zeigt den Kern 7a und die Hohlwelle ohne Gehäuse sowie die entsprechenden magnetischen Eigenschaften des Kerns 7a mit Feldkollektoren 28a und 28b. Die Ausführungen zu Figur 1C gelten analog für Figur 2C.
Zum anderen sind der Energiespeicher 4 bzw. die Energiespeichereinheit 4a und die Platine mit der Elektronik 3 und der Ladeelektronik in die Hohlwelle eingeführt. Die Elektronik 3 wird bevorzugt 3-dimensional verdrahtet und eingegossen als Körper in die Hohlwelle eingesetzt.
Bevorzugt ist die Hohlwelle 7a aus dem magnetisch leitenden Material gebildet, das in Bezug auf Figuren 1A, IB, 2A bereits genannt sind. Die Spule 6 ist auf eine Außenoberfläche der Hohlwelle gewickelt. Besonders bevorzugt sind zwei Energiespeichereinheiten innerhalb der Hohlwelle 7a aufgenommen, zwischen denen sich die Elektronik 3 befindet und die jeweils am äußeren Ende innerhalb der Hohlwelle 7a sitzen, um den magnetische Fluss in der Spule 6 zu homogenisieren und zu erhöhen und die Felddichte auf der Oberfläche der magnetisch leitenden Hohlwelle 7a zu verringern.
Alternativ kann die Hohlwelle lediglich einen Trägerkörper für die Spule 6 bilden, der aus einem magnetisch nichtleitenden Material gebildet ist. In diesem Fall ist die Spule 6 eine Luftspule.
Folgende Ausführungen gelten für alle in den Figuren gezeigten Varianten des Implantates.
Die Elektronik 3 ist bevorzugt eingerichtet, Informationen zur räumlichen Anpassung/Korrektur des Vektors (B-Vektor) des magnetischen Wechselfeldes der Ladespule des Ladegerätes an die Spulenachse an das Ladegerät zu liefern, wodurch das Implantat 100 in einer beliebigen räumlichen Orientierung implantierbar wird.
Beispielsweise ist die mit dem Elektrodenabschnitt 2 verbundene Elektronik 3 eingerichtet, die Informationen zu generieren zur bevorzugt automatischen - vorzugsweise parallelen - Ausrichtung der Spulenachse des Ladegerätes zur Spulenachse des Implantates.
Diesbezüglich ist die Elektronik 3 bevorzugt eingerichtet,
(i) ein Startsignal zum Starten der Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an das Ladegerät zu senden oder von diesem zu empfangen, und
(ii) anschließend Ladeinformationen, die eine Stärke des Ladestroms angeben/widerspiegeln, als die Informationen an das Ladegerät auszusenden.
Die Elektronik kann die Informationen bevorzugt durch Messen oder Verarbeiten generieren, wobei die Informationen beispielsweise Werte über Amplituden und/oder Gradienten von induzierter Spannung und/oder bevorzugt Ladestromstärke beinhalten. Die generierten Informationen bilden damit die Basis dafür, dass das Implantat an/in völlig beliebiger Position, d.h. Ort und räumlicher Ausrichtung, in den Körper des Lebewesens implantiert werden kann.
Insbesondere ist die Elektronik bevorzugt eingerichtet, den Gradienten und/oder die Amplitude der induzierten Ladespannung und/oder des durch die induzierte Ladespannung getriebenen Ladestroms zu detektie- ren, und ein Signal zu generieren, das die Informationen über den Gradienten und/oder die Amplitude beinhaltet.
Die Kommunikationseinheit versendet dieses die Informationen enthaltendes Signal - beispielsweise in kurzen, zeitlichen Intervallen (bspw. 100Hz) - an die Außenwelt, wobei eine übergeordnete, das Signal empfangende Einheit, wie beispielsweise ein Ladegerät (bevorzugt gemäß EP 4035728 Al), aus der Information auf die beliebige Lage und Ausrichtung des Implantates schließen kann. Mit Kenntnis der Lage und Ausrichtung des Implantates kann die übergeordnete Einheit, wie bspw. das Ladegeräte den B-Feldvektor des magnetischen Wechselfeldes zur Optimierung der Aufladung entsprechend ausrichten.
Hervorzu heben ist hierbei, dass die anfängliche Ausrichtung des B- Feldvektors beliebige Richtungen im Raum einnehmen kann, weil eine anschließende Anpassung an die Lage und Ausrichtung des Implantates immer möglich ist. Auch folgt hieraus, dass bei Implantation des Implantates keine Beachtung der resultierenden Lage und Ausrichtung des Implantates geschenkt werden muss.
Bevorzugt ist die Elektronik alternativ eingerichtet,
(i) ein Startsignal zum Starten der Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an das Ladegerät zu senden oder von diesem zu empfangen, welches Ladegerät daraufhin die Ausrichtung des magnetischen Wechselfelds gemäß einer (auch) in der Elektronik (3) des Implantates 100 gespeicherten Bewegungsfunktion verändert, und
(ii) nach Durchlaufen der Bewegungsfunktion Lageinformationen an das Ladegerät zu senden, die angeben, wie die Spulenachse SA räumlich ausgerichtet ist. Die Lageinformationen sind beispielsweise Vektordaten, die die Ausrichtung der Spulenachse SA im Raum bevorzugt in vorgegebenen Toleranzen angeben.
Die Bewegungsfunktion beinhaltet beispielsweise eine festgelegte Startausrichtung des magnetischen Wechselfeldes, beispielsweise parallel zu einer Längsachse einer Liege, auf der sich der Körper befindet. Ausgehend von dieser Startausrichtung verändert das Ladegerät die Ausrichtung des Wechselfeldes bzw. seines B-Vektors gemäß der festgelegten Bewegungsfunktion.
Das Implantat 100 kann währenddessen eine Veränderung des Ladegleichstromes detektieren und nach Durchlaufen der Bewegungsfunktion ermitteln, wann der Ladegleichstrom maximal war und welche Ausrichtung das Wechselfeld zu diesem Zeitpunkt hatte. Die entsprechende Ausrichtung gibt das Implantat 100 als die Lageinformationen aus.
Bevorzugt kann das Ladegerät die gleichen Informationen besitzen, wenn das Implantat 100, wie bei der ersten Variante, die Veränderung des Ladestromes - beispielsweise kontinuierlich - an das Ladegerät versendet.
Besonders bevorzugt ist die Elektronik eingerichtet ist,
(i) einen Abschluss der räumlichen Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes zu erkennen oder von dem Ladegerät signalisiert zu bekommen, und
(ii) anschließend auf Basis des momentanen Ladestroms dem Ladegerät ein Feldänderungssignal zu senden, das dem Ladegerät signalisiert, Frequenz und/oder Amplitude des magnetischen Wechselfeldes zu erhöhen oder zu vermindern und den Ladevorgang zu starten.
Durch diese Ausgestaltung kann ein weitgehend optimaler Ladestrom bei jeder Position des Implantates im Körper erzielt werden.
Die Ausführungen vor der Figurenbeschreibung gelten für die Ausführungsform und die erläuterten Ausgestaltungen und Modifikationen entsprechend und vice versa.

Claims

Patentansprüche
1. Elektronisches Implantat (100) zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion, insbesondere Schrittmacher zur Überwachung und Steuerung der Körperfunktion, wobei das Implantat (100) aufweist: einen Elektrodenabschnitt (2), der bestimmungsgemäß an einem Körperabschnitt zu befestigen oder anzuordnen ist; und ein Gehäuse, das ein Volumen VG im Bereich von 0,5 < VG < 4 cm3, bevorzugt < 2cm3, umfasst und das folgende Komponenten des elektronischen Implantates (100) aufnimmt:
(i) eine mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik (3), die eingerichtet ist, zumindest die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt (2) zu überwachen;
(ii) einen Energiespeicher (4) zur Langzeitversorgung der Elektronik (3) mit elektrischer Energie, der nach Entladung mit elektrischer Energie wieder aufgeladen werden kann; und
(iii) einen mit dem Energiespeicher (4) elektrisch verbundenen Energieempfangsabschnitt (5), der derart eingerichtet ist, dass er Energie kontaktlos empfangen und an den Energiespeicher (4) zum Wiederaufladen des Energiespeichers (4) abgeben kann; wobei
(I) der Energieempfangsabschnitt (5) zumindest eine Spule (6), die sich entlang einer Spulenachse (SA) erstreckt und eingerichtet ist, die Energie zu empfangen und an den Energiespeicher (4) abzugeben, wenn sie von einem magnetischen Wechselfeld, das ein externes Ladegerät erzeugt, durchsetzt wird, wobei die Spule eine Luftspule ist oder einen magnetisch leitenden Kern (7), der sich in der Spule (6) befindet und entlang der Spulenachse (SA) verläuft, beinhaltet, wobei a) der Kern (7) entlang der Spulenachse (SA) verläuft und über Enden der Spule (6) hinaus nicht vorsteht, oder b) der Kern (7) entlang der Spulenachse (SA) verläuft und zur Ausbildung eines Feldkollektors (18a, 18b) über mindestens ein Ende der Spule (6) hinaus vorsteht, ohne dass sich eine Querschnittsfläche des Kerns (7) vergrößert, und
(II) die Spule (6), wenn sie von dem magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird, einen durch einen Gleichrichter gleichgerichteten Ladestrom von maximal 2A erzeugt, der dem Energiespeicher (4) zum Wiederaufladen zugeführt wird;
(III) der Energieempfangsabschnitt (5) eine senkrecht zur Spulenachse (SA) stehende Magnetfeldeinfangfläche Ao mit Ao < = 2,5*10'3m2 besitzt, die durch Ao = <DSM/BO definiert ist, wobei <DSM der magnetische Fluss ist, der eine in Richtung der Spulenachse (SA) liegende magnetische Längsmitte innerhalb der Spule (6) als Maximum durchsetzt, und Bo die externe, mittlere Flussdichte des magnetischen Wechselfeldes über der Magnetfeldeinfangfläche Ao ist; und
(IV) die Elektronik (3) eingerichtet ist, Informationen zur automatischen Korrektur einer Abweichung zwischen einer räumlichen Ausrichtung des Vektors eines inneren magnetischen Wechselfeldes einer Ladespule des Ladegerätes und der Spulenachse des Implantates zum Beispiel an das Ladegerät zu liefern, wodurch das Implantat (100) in einer beliebigen räumlichen Orientierung implantierbar ist.
2. Implantat (100) nach Patentanspruch 1, wobei gemäß (IV) die Elektronik (3) eingerichtet ist, (i) ein Startsignal zum Starten der Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an das Ladegerät zu senden oder von diesem zu empfangen, das daraufhin die Ausrichtung des magnetischen Wechselfelds gemäß einer in der Elektronik (3) gespeicherten Bewegungsfunktion verändert, und (ii) nach Durchlaufen der Bewegungsfunktion Lageinformationen an das Ladegerät zu senden, die angeben, wie die Spulenachse räumlich ausgerichtet ist.
3. Implantat (100) nach Patentanspruch 1, wobei gemäß (IV) die Elektronik (3) eingerichtet ist, (i) ein Startsignal zum Starten der Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes an das Ladegerät zu senden oder von diesem zu empfangen, und (ii) anschließend Ladeinformationen, die eine Stärke des Ladestroms ange- ben/widerspiegeln, an das Ladegerät auszusenden.
4. Implantat (100) nach Patentanspruch 1, 2 oder 3, wobei
(V) die Elektronik (3) eingerichtet ist, (i) einen Abschluss der räumlichen Anpassung der Ausrichtung des magnetischen Wechselfeldes zu erkennen oder von dem Ladegerät signalisiert zu bekommen, und (ii) anschließend auf Basis des momentanen Ladestroms dem Ladegerät ein Feldänderungssignal zu senden, das dem Ladegerät signalisiert, Frequenz und/oder Amplitude des magnetischen Wechselfeldes zu erhöhen oder zu vermindern.
5. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 4, wobei die Spule die Luftspule ist und auf ein magnetisch nichtleitendes Gehäuse des Energiespeichers gewickelt ist.
6. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 4, wobei der Kern (7) ein magnetisch leitendes Gehäuse des Energiespeichers ist, auf den die Spule (6) gewickelt ist.
7. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 4, wobei der Kern (7) eine magnetisch leitende Vollwelle oder eine magnetisch leitende Hohlwelle ist.
8. Implantat (100) nach Patentanspruch 7, wobei der Kern (7) die magnetisch leitende Vollwelle ist und sich der magnetisch leitende Energiespeicher in Richtung der Spulenachse neben der Vollwelle und innerhalb oder außerhalb der Spule befindet.
9. Implantat (100) nach Patentanspruch 7, wobei der Kern (7) die magnetisch leitende Vollwelle ist, auf die die Spule gewickelt ist, und sich der magnetisch nichtleitende Energiespeicher radial zur Spulenachse um die Spule erstreckt.
10. Implantat (100) nach Patentanspruch 7, wobei der Kern (7) die magnetisch leitende Hohlwelle ist, auf die die Spule gewickelt ist, und sich der/die Energiespeicher innerhalb der Hohlwelle befindet/befinden bevorzugt jeweils einer der Energiespeicher am Ende der Hohlwelle.
11. Implantat (100) nach Patentanspruch 7, wobei der Kern (7) die magnetisch leitende Hohlwelle ist, auf die die Spule gewickelt ist, und sich der magnetisch nichtleitende Energiespeicher in Richtung der Spulenachse neben der Hohlwelle und innerhalb oder außerhalb der Spule befindet.
12. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 11, wobei die Spule W Wicklungen besitzt und W < 1000, bevorzugt W < 50, 40, 30, 20, 10 ist.
13. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 12, wobei das Implantat den Ladestrom bestimmungsgemäß bei einer Frequenz f des externen magnetischen Wechselfeldes erzeugt, wobei f < 2 MHz, vorzugsweise f < 500 kHz, 400 kHz, 300 kHz, 200 kHz, 100 kHz, 50 kHz ist.
14. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 13, wobei der Energieempfangsabschnitt so aufgebaut ist, dass die magnetische Längsmitte mit der Längsmitte der Spule zusammenfällt.
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