JP2014524223A - 埋込可能な医療装置の充電 - Google Patents

Abstract

埋込可能な医療装置に電力を供給する特定の方法は、第一信号を第一コイルに与えることを含み、第一コイルは埋込可能な医療装置の第二コイルと誘導結合されている。方法はまた、第一信号に対応する電圧と、第一信号に対応する電流及び第一コイル回路の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の、第一整合上の差異を決定することを含む。方法はさらに、第一整合上の差異に基づいて周波数掃引範囲を決定することを含む。方法はまた、周波数掃引範囲に亘って周波数掃引を実行することを含む。

Description

本開示は概して埋込可能な医療装置に関する。

技術の進歩は、治療又は監視をするために、ヒトなどの生体内に埋め込むことができる小型医療装置の発展をもたらした。このような埋込可能な医療装置に電力供給をすることは懸念事項となり得る。例えば、いくつかの埋込可能な医療装置は電源として内蔵バッテリを使用する。しかし、バッテリは限られた量のエネルギを貯蔵するので、内蔵バッテリは一時的な電源にのみになり得る。埋込可能な医療装置のバッテリを交換することは高価で且つ不便な場合がある。例えば、埋込可能な医療装置の特定の性質によっては、装置を交換する、又はバッテリを交換するために手術が必要な場合がある。

これらの及び他の懸念事項によって、いくつかの埋込可能な医療装置は再充電可能バッテリを使用する場合がある。しかし、患者に埋め込まれた装置の中に位置するバッテリを再充電するのは他の懸念事項をもたらす。例えば、長い充電時間が必要な場合は、患者コンプライアンスが問題となり得る。他の例として、非効率な再充電によってエネルギが熱として失われ得る。このような熱損失は周囲の組織内に消散し、患者に害を及ぼし得る。

埋込可能な医療装置に搭載されているバッテリは、誘導結合されている再充電システムを使用して再充電され得る。例えば、患者の外部にある再充電装置は、第一コイルと結合された電力回路を含み得る。埋込可能な医療装置（患者の内部にある）は第二コイルと連結された再充電回路を含み得る。第一及び第二コイルは、第一コイルから第二コイルにエネルギを移送できるようにするために誘導結合され得る。再充電回路は、第二コイルによって第一コイルから受けられるエネルギをバッテリに与え得る。故に、誘導結合された再充電システムは、第一及び第二コイルの誘導結合を介して、患者の外部にある電源からバッテリがワイヤレスで再充電されることを可能にする。

埋込可能な医療装置の熱損失は抵抗加熱を減少させることによって減少できる。電力回路や再充電回路などのRLC回路における抵抗損失は、RLC回路をその共振周波数で操作することによって減少できる。しかし、誘導結合された再充電システムの共振周波数は、決定するのが困難で、動的に変化し得る。例えば、回路における小さな変更（例えば、ある埋込可能な医療装置から他の埋込可能な医療装置に）が共振周波数を変え得る。第一コイルと第二コイルとの間の位置又は配向の変化などの他の変更もまた、エネルギ移送効率に影響を与え得る。

このような懸念事項を対処するために、信号が電力回路の共振周波数で与えられているかどうかを決定するように、整合関係が決定され得る。例えば整合関係は、第一コイルに与えられる信号の電圧及び電流を評価することによって決定され得る。信号の周波数が誘導結合された再充電システムの共振周波数であるときに、信号の電圧及び電流が整合する（例えば同位相）。信号の電流と電圧との間の位相差は共振周波数を推定するのに使用され得る。例えば、電圧が電流より遅れているとき、誘導結合された再充電システムの共振周波数は信号の周波数より高い。あるいは、電圧が電流より先行するときは、誘導結合された再充電システムの共振周波数が信号の周波数より低い。故に、特定の実施形態では、誘導結合された再充電システムは、第一コイルに与えられる信号の電圧と電流との間の位相差の測定に基づいて、加熱を減少させて再充電効率を改善するように制御され得る。

エネルギ移送の効率の更なる改善は、再充電回路のパラメータを監視することによって達成され得る。例えば、埋込可能な医療装置内の再充電回路によってバッテリに与えられる電圧が監視され得る。第一コイルに与えられる信号の特定のデューティ比において、信号が誘導結合された再充電システムの共振周波数であるときに、バッテリに与えられる電圧が最大になり得る。共振周波数を特定するために周波数掃引が使用され得る。埋込可能な医療装置内の再充電回路によってバッテリに与えられる電圧を測定する間に、異なる周波数の信号を第一コイルに与えることによって、周波数掃引が実施され得る。周波数掃引によって掃引される周波数の範囲は、特定の周波数における電流と電圧との間の位相差に基づいて決定され得る。例えば、第一信号が第一コイルに与えられるときに、第一信号の電流と電圧との間の位相差が決定され得る。周波数掃引範囲は位相差に基づいて選定され得る。例示すると、第一周波数に関する周波数を変化させる方向は、位相差の符号に基づいて決定され得る。加えて、第一信号から周波数掃引の特定部分（例えば周波数掃引範囲の中間点）への周波数変化の大きさは、位相差の大きさに基づいて選定され得る。

共振周波数が（閾値内で）決定された後、共振周波数を有する再充電信号が第一コイルに与えられ得る。加えて、埋込可能な医療装置に対するエネルギ移送の速度を増加させるために、再充電信号のデューティ比が増加され得る。故に、バッテリ再充電の間の加熱損失が減少され、患者の安全性を向上させる。エネルギ移送速度は（損失を減少させ、共振周波数におけるデューティ比を増加させることによって）また向上される場合があり、これはバッテリ再充電時間が短くなるのでバッテリ再充電に対する患者コンプライアンスを向上させ得る。

特定の実施形態において、埋込可能な医療装置への電力供給を制御する方法は、埋込可能な医療装置の第二コイルと誘導結合されている第一コイルに、第一信号を与えることを含む。方法はまた、第一信号に対応する電圧と、第一信号に対応する電流及び第一コイル回路の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の整合上の差異（alignment difference）を決定することを含む。方法はさらに、第一整合上の差異に基づいて周波数掃引範囲を決定することを含む。方法はまた、周波数掃引範囲に亘って周波数掃引を実施することを含む。

特定の実施形態において、装置は第一コイルを含み、第一コイルは回路と結合されており、回路の信号に応答する埋込可能な医療装置内の第二コイルにエネルギを移送するように埋込可能な医療装置内の第二コイルと誘導結合されるように作動可能である。装置はまた、回路に結合された感知システムを含む。感知システムは、信号に対応する電圧と、信号に対応する電流及び回路の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の整合関係の指標を検出するように作動可能である。システムはまた、感知システムに応答する制御システムを含む。制御システムは、整合関係に基づいて周波数掃引範囲を決定し、第一コイルにエネルギの移送の間に周波数掃引範囲内の周波数を有する充電信号を受信させるように作動可能である。

特定の実施形態において、埋込可能な医療装置は第二コイルを含み、第二コイルは回路と結合されており、第一コイルからエネルギを受けるように第一コイルに誘導結合されるように作動可能である。埋込可能な医療装置はまた、バッテリ充電システムを含み、バッテリ充電システムは第二コイルと結合され、第二コイルから電流を受けて、電流に応答するバッテリに充電電圧を与えるように作動可能である。埋込可能な医療装置はさらに、測定システムを含み、測定システムは回路と結合され、回路の電気特性を測定して、電気特性の値を示す情報を出力するように作動可能である。第二コイルは第一コイルから充電信号を受けるように作動可能である。電気特性の値を示す情報に基づいて、及び第一コイルに与えられる信号に対応する電圧と、信号に対応する電流及び第一コイルに関する構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の検出される整合関係に基づいて、充電信号の周波数が決定される。

記載される特徴、機能、及び利点は、様々な実施形態で独立して達成され、又はさらに他の実施形態で組み合わされ、さらなる詳細は以下の説明及び図面を参照しながら開示される。

埋込可能な医療装置及び充電システムの、特定の実施形態のブロック図である。 埋込可能な医療装置及び充電システムの、特定の実施形態の簡易化された回路図である。 埋込可能な医療装置を充電するためのシステムの特定の実施形態のためにシミュレーションされた２つの周波数掃引のための負荷電圧及び周波数の図である。 埋込可能な医療装置を充電する間に使用され得る波形の特定の実施形態を図示する図である。 埋込可能な医療装置を充電する方法の、特定の実施形態のフローチャートを示す図である。

図１は、埋込可能な医療装置１０２及び外部充電システム１００の特定の実施形態のブロック図である。埋込可能な医療装置１０２は、治療を供給するため、１つ以上の状態を監視するため、他の目的のため、又はそのあらゆる組合せのために、患者１０６に外科的に埋め込まれるのに適合し得る。特定の実施形態において、埋込可能な医療装置１０２は１つ以上の電極１０８と結合しており、電極１０８を介して患者１０６の組織１０４に電気刺激を送るのに適合し得る。例えば、埋込可能な医療装置１０２は神経刺激装置でもよい。電極１０８は埋込可能な医療装置１０２と結合しており、脳神経（例えば三叉神経、舌下神経、迷走神経、又は迷走神経枝）などの神経に、隣接して配置又は結合され得る。埋込可能な医療装置１０２は制御装置１１６を含む場合があり、制御装置１１６は電気刺激を組織１０４に与えるために電極１０８に与えられる治療刺激の発生を制御するように作動可能である。一実施形態では患者１０６はヒト患者であるが、“患者”という用語はいかなる有機体も含むように広く使用され、患者１０６がヒトであることを意味する意図はないことに留意されたい。

特定の実施形態において、埋込可能な医療装置１０２は埋込可能な医療装置１０２を操作するための電力を貯蔵するバッテリ１１２などの電源装置を含み得る。埋込可能な医療装置１０２はまたバッテリ充電システム１１４を含む場合があり、バッテリ充電システム１１４は外部充電システム１００から電力を受けてバッテリ１１２を再充電するように作動可能である。例えば、外部充電システム１００は第一コイル１２６を含む場合があり、第一コイル１２６は埋込可能な医療装置１０２内の第二コイル１３０と誘導結合１５２するように作動可能である。第一コイル１２６は第二コイル１３０にエネルギを移送し、第二コイル１３０は第一コイル１２６を含む又は第一コイル１２６と結合している外部充電システム１００の回路１２２に与えられる充電信号に応答する。バッテリ充電システム１１４は第二コイル１３０と結合しており、（充電信号に応答する）第二コイル１３０から電流を受けるように、そして電流に応答するバッテリ１１２に充電電圧を与えるように作動可能な場合がある。

特定の実施形態において、埋込可能な医療装置１０２は伝導性ハウジング１１０を含む場合がある。バッテリ１１２、バッテリ充電システム１１４、第二コイル１３０、及び埋込可能な医療装置１０２の他の構成要素のうちの一つ以上が、伝導性ハウジング１１０内に収容され得る。バッテリ１１２を再充電する間に、第一コイル１２６と伝導性ハウジング１１０との誘導結合によって伝導性ハウジング１１０の温度が上昇し得る。患者１０６への損傷又は不快感を避けるために、伝導性ハウジング１１０の温度上昇は閾値に制限される場合がある。従って、外部充電システム１００及び埋込可能な医療装置１０２は、熱放散を制限して伝導性ハウジング１１０の温度上昇を制限する方法で、バッテリ１１２を再充電するのに適合し得る。様々な特定の実施形態において、バッテリ１１２を再充電する間に、伝導性ハウジング１１０の温度は、華氏５度以下、華氏４度以下、華氏３度以下、華氏２度以下、華氏１度以下、又は華氏１度より少なく上昇する。

エネルギが熱として放散されるのを低減するための一つの方法は、回路１２２の共振周波数で充電信号を第一コイル１２６に与えることである。回路１２２はコンデンサ１２４を含む又はコンデンサ１２４と結合される場合があり、故に回路１２２は抵抗、誘導性、容量性を示す回路（RLC回路としても知られる）の場合がある。RLC回路の一つの特徴は、RLC回路に与えられる信号がRLC回路の共振周波数であるときに、回路のインピーダンスが最小になり得ることである。エネルギが熱として放散されるのを低減するための他の方法は、信号の周波数が回路１２２の共振周波数でないときに、第一コイル１２６に与えられる信号のデューティ比を減らすことである。つまり、信号を介して与えられるエネルギがより高い熱損失を受けるとき（つまり、信号の周波数が回路１２２の共振周波数でないとき）に、信号のデューティ比を減らすこと、従って放散されるのに使用できるエネルギを減らすことによって、回路１２２に供給されるエネルギが減少され得る。

特定の実施形態において、回路１２２の共振周波数は変化し得る。例えば、回路１２２の共振周波数は、第一コイル１２６と第二コイル１３０との誘導結合１５２に基づいて変化し得る。例示すると、コイル１２６、１３０の誘導結合１５２が変化するにつれて、第一コイル１２６の実効インダクタンスが変化し得る。つまり、誘導結合１５２を変化させることによって、第一コイル１２６の皮相インダクタンスが変化され、それにより回路１２２の共振周波数が変化され得る。誘導結合１５２は、コイル１２６、１３０の相対運動の結果として、バッテリ充電システム１１４における変化（例えば、バッテリ１１２の電圧の上昇）の結果として、他の原因によって、又はそのあらゆる組合せによって変化し得る。

外部充電システム１００は制御システム１４０を含む場合がある。制御システム１４０は第一コイル１２６に対する信号の適用を制御し得る。制御システム１４０は、プロセッサ１４２などの１つ以上のプロセッサと、メモリ１４４などのプロセッサ１４２にアクセス可能なメモリとを含む場合がある。メモリ１４４は有形の（tangible）、非一時的な（non-transitory）、コンピュータ可読の媒体（例えば、１つ以上のコンピュータ記憶装置）を含む場合がある。プロセッサ１４２は単一チッププロセッサを使用して、又は複数のプロセッサを使用して実施され得る。メモリ１４４はレジスタ、キャッシュ、揮発性メモリ、及び不揮発性メモリなどの様々な記憶装置を含み得る。例えば、メモリ１４４はデータを迅速に回収し保管するようにプロセッサ１４２によってアクセス可能なキャッシュを含む場合がある。メモリ１４４は、データを保管できるいかなるデータ保管装置も含むことができ、データはその後で制御システム１４０又は他のコンピュータシステムによって読み取ることができる。メモリ１４４が使用し得るコンピュータ可読媒体の例は、ハードディスク、フロッピーディスク、及び磁気テープなどの磁気媒体と、CD-ROMディスクなどの光学媒体と、光磁気媒体と、特定用途向け集積回路（ASIC）、プログラム可能論理装置（PLD）、及びROMやRAM装置などの特別に構成されたハードウェアとを含むが、これらに限定されない。

メモリ１４４は、制御システム１４０の様々な機能を実施するために、プロセッサ１４２によって実行可能な命令を保管し得る。例示すると、命令は、第一コイル１２６に与えられる信号を制御するため、埋込可能な医療装置１０２から受ける情報を処理するため、及びその他のために、プロセッサ１４２によって実行可能な場合がある。付加的或いは代替的に、制御システム１４０は制御システム１４０の１つ以上の機能を実施するために、特定用途向け集積回路、プログラマブル・ロジック・アレイ、及び他のハードウェア装置などの、専用ハードウェアの実施を含む場合がある。従って、本開示はソフトウェア、ファームウェア、及びハードウェアの実施を包含する。

制御システム１４０はまた、入力／出力（I/O）インターフェイス１４６を含む場合がある。I/Oインターフェイス１４６は、制御システム１４０が外部充電システム１００の他の構成要素に情報及び信号を送受できるようにし得る。例えば、回路１２２及び第一コイル１２６は（１つ以上の他の構成要素も）、手持ち式の棒又は他の装置などの、携帯用ハウジング１２０内に収容され得る。制御システム１４０はI/Oインターフェイス１４６を介して携帯用ハウジング１２０に制御情報及び信号を送り、I/Oインターフェイス１４６を介して携帯用ハウジング１２０から情報を受け得る。

特定の実施形態において、外部充電システム１００は回路１２２と結合している感知システム１２８を含む場合がある。感知システム１２８は、回路１２２に与えられる信号が回路１２２の共振周波数であるということを示す情報を検出するように作動可能な場合がある。例えば感知システム１２８は、信号に対応する電圧と、信号に対応する電流との間の整合関係の指標を検出するように作動可能な場合がある。付加的或いは代替的に、感知システム１２８は、信号に対応する電圧と、回路１２２の構成要素（例えば、コンデンサ１２４又は第一コイル１２６）における構成要素電圧との間の整合関係の指標を検出するように作動可能な場合がある。信号に対応する電圧と、信号に対応する電流とは、信号の周波数が回路１２２の共振周波数であるときに（例えば同位相で）整合し得る。信号に対応する電圧と、回路１２２の構成要素における構成要素電圧とは、信号の周期が回路１２２の共振周波数であるときに、構成要素電圧が測定される回路１２２の特定の構成要素に応じて、整合（例えば同位相で）又は所定のオフセット量でオフセットされ得る。図４−１３を参照しながらさらに記載されるように、感知システム１２８は整合関係を示す様々な情報を検出し得る。特定の実施形態では、制御システム１４０は感知システム１２８に応答し、第一コイル１２６に対する信号の適用を制御し得る。

外部充電システム１００は、制御システム１４０と作動可能なように結合された受信機１３４を含む場合がある。受信機１３４は埋込可能な医療装置１０２から情報を受けるように作動可能な場合がある。例えば受信機１３４は、埋込可能な医療装置１０２に関する電気特性又は、バッテリ１１２、バッテリ充電システム１１４、埋込可能な医療装置１０２の他の構成要素、またはそのあらゆる組合せなどの、埋込可能な医療装置１０２の構成要素に関する電気特性を示す情報を受信し得る。例えば、埋込可能な医療装置１０２は測定システム１３２を含む場合がある。測定システム１３２は、埋込可能な医療装置１０２又は埋込可能な医療装置１０２の構成要素の電気特性を測定し、電気特性を示す情報を受信機１３４に出力する。例示すると、情報は第二コイル１３０の信号を調整することによって送信され得る。例示の実施形態において、測定システム１３２によって測定される電気特性は、バッテリ１１２の充電レベル、バッテリ充電システム１１４によってバッテリ１１２に与えられる電圧又は電流、バッテリ充電システム１１４によってバッテリ１１２に与えられる電力量の他の指標、埋込可能な医療装置１０２の構成要素の他の電気特性、又はそのあらゆる組合せを含み得る。

制御システム１４０は第一コイル１２６に与えられる信号を調整する場合があり、第一コイル１２６は埋込可能な医療装置１０２から受ける情報に応答する。例えば、埋込可能な医療装置１０２から受ける情報が、バッテリ充電システム１１４によってバッテリ１１２に与えられる電圧が充電閾値を満足することを示すときに、制御システム１４０は第一コイル１２６に与えられる充電信号のデューティ比を調整し得る。充電閾値はバッテリ１１２の効果的な充電を促進するのに十分高いレベルで設定され得る。例示すると、埋込可能な医療装置１０２から受ける情報が、バッテリ１１２に与えられる電圧がバッテリ１１２を効果的に充電するのに十分であることを示すとき、制御システム１４０はバッテリの充電速度を増加させるために、（充電信号の周波数を維持しながら）充電信号のデューティ比を増加させ得る。

特定の実施形態において、制御システム１４０は第一コイル１２６に与えられる信号を制御し、充電信号の周波数を選定し得る。例えば、制御システム１４０は充電信号の周波数を選定するために、１つ以上の周波数掃引を実施するように作動可能な場合がある。充電信号の周波数は特定の時間（例えば、第一コイル１２６と第二コイル１３０とが特定の空間関係を有する間、バッテリ１１２が特定の充電レベルを有する間、など）に、回路１２２の共振周波数とほぼ対応するように選定され得る。充電信号の周波数は状況が変わるにつれて時々変化し得る。例えば、携帯用ハウジング１２０が動かされるとき、又は患者１０６が動くときに、誘導結合１５２が変化し、制御システム１４０は変化に応じて充電信号の新しい周波数を選定し得る。制御システム１４０が充電信号の新しい周波数を選定する間（例えば、周波数掃引の間）に、熱として放散されるのに使用できるエネルギを減少させるために、第一コイル１２６に与えられる信号のデューティ比が減少され得る。

制御システム１４０は、感知システム１２８によって検出される整合関係に基づいて周波数掃引を実行する周波数掃引範囲を決定し得る。制御システム１４０は、周波数掃引の間に、周波数掃引範囲内の周波数を有する信号を第一コイル１２６に受信させ得る。制御システム１４０は、（例えば、第一コイル１２６に与えられる信号に対応する電圧と、信号に対応する電流及び回路１２２の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の）検出される整合関係に基づいて、埋込可能な医療装置１０２から受ける電気特性の値を示す情報に基づいて、又は検出される整合関係と電気特性の値を示す情報とに基づいて、充電信号の周波数を選定し得る。

作動中に、制御システム１４０は回路１２２の共振周波数を特定するために初期周波数掃引を実行し得る。初期周波数掃引は比較的広い場合がある（つまり、周波数の比較的大きな範囲に及び得る）。初期周波数掃引はまた、若しくは代替的に、回路１２２の負荷電圧対周波数曲線のおおよその形状を決めるのに使用され得る。図３を参照しながらさらに記載されるように、続く周波数掃引に使用されるステップ幅は、回路１２２の負荷電圧対周波数曲線のおおよその形状に基づいて選定され得る。

バッテリ１１２を充電するために、外部充電システム１００は充電信号を第一コイル１２６に繰り返し与え（充電信号は充電周波数にあり、充電信号は比較的高いデューティ比で与えられる）、バッテリ１１２を充電し、比較的低いデューティ比を有する信号を使用して新しい充電周波数を探す。例示すると、制御システム１４０は第一信号を第一コイル１２６に与える場合がある。感知システム１２８は、第一信号に応答する回路１２２における整合関係を検出し得る。整合関係に基づいて、制御システム１４０は周波数掃引範囲を決定し、第二信号を第一コイル１２６に与えることによって周波数掃引を実行し得る。第二信号は第一コイル１２６に対する充電信号と比べて比較的低いデューティ比を有し得る。感知システム１２８は、周波数掃引の間に、回路１２２における整合関係を検出し得る。付加的或いは代替的に、受信機１３４は埋込可能な医療装置１０２の測定される電気特性を示す情報を測定システム１３２から受信し得る。整合関係、測定される電気特性、又は両方に応じて、制御システム１４０は充電信号の充電周波数を選定し得る。制御システム１４０は選定された充電周波数で第一コイル１２６に充電信号を与え得る。充電信号はまた、周波数掃引の間に第一コイル１２６に与えられる信号に使用されるより高いデューティ比で与えられ得る。変化された状態を検出するのに応じて、制御システム１４０は新しい充電周波数を選定するために他の周波数掃引を実行し得る。変化された状態は感知システム１２８によって検出される整合関係における変化、受信機１３４に受信される測定された電気特性、又は両者に対応する。

故に、外部充電システム１００は埋込可能な医療装置１０２のバッテリ１１２の外部再充電を、伝導性ハウジング１１０の加熱を減らす方法で可能にし得る。一実施形態において、再充電の制御は、外部充電システム１００で感知される情報に応答し、外部で実施される。他の実施形態においては、再充電の制御は、外部充電システム１００で感知される情報に応答して、埋込可能な医療装置１０２から受信される情報に応じて、外部で実行される。信号のデューティ比を減らすことにより、インピーダンスが比較的高いとき（例えば、第一コイル１２６に与えられる信号が回路１２２の共振周波数でないとき）に放散されるのに使用できる全体のエネルギを減らすことによって、バッテリ１１２を再充電することによる加熱がまた減少され得る。バッテリ１１２の再充電の速度は、インピーダンスが比較的低いときにデューティ比を増加させることによって、熱放散をほとんど又は全く上昇させないで増加され得る。

図２は、埋込可能な医療装置及び充電システムの、特定の実施形態の簡易化された回路図である。具体的には、簡易化された回路図は、埋込可能な医療装置２０４などの内部システムと誘導結合２４０される外部充電回路２０２を図示する。電力は外部充電回路２０２から埋込可能な医療装置２０４に移送され、誘導結合２４０を介して埋込可能な医療装置２０４の電源を再充電し得る。特定の実施形態において、外部充電回路２０２は図１の外部充電システム１００を含む、又は外部充電システム１００内に含まれ得る。さらに、埋込可能な医療装置２０４は図１の埋込可能な医療装置１０２を含む又は埋込可能な医療装置１０２内に含まれ得る。

特定の実施形態において、埋込可能な医療装置２０４は第二コイル２２０、再充電可能電源２２２（バッテリ、コンデンサ、又は他のエネルギ貯蔵装置など）、及び電気抵抗２２４を含む。例えば、再充電可能電源装置２２２は図１のバッテリ１１２を含む、又はバッテリ１１２内に含まれる。電気抵抗２２４は、感知、治療、通信、埋込可能な医療装置２０４の他の機能、又はそのあらゆる組合せをもたらす埋込可能な医療装置２０４の構成要素を含み得る。例示すると、電気抵抗２２４は図１の電極１０８、制御装置１１６、又は測定システム１３２を含む、又はそれらの中に含まれ得る。電気抵抗２２４はまた、若しくは代替的に、埋込可能な医療装置２０４と外部充電回路２０２との間の通信を容易にする受信機、送信機、又は送受信機（図示なし）、電力処理（power treatment）システム（例えば、整流装置）（図示なし）、及びその他などの、埋込可能な医療装置２０４他の機能をもたらす構成要素を含み得る。埋込可能な医療装置２０４は伝導性ハウジング２３０を含む場合がある。伝導性ハウジング２３０は、第一コイル２１４と伝導性ハウジング２３０との誘導結合２４０を図示するために、埋込可能な医療装置２０４と別々に図示されている。

外部充電回路２０２は電源装置２１０、コンデンサ２１２、及び第一コイル２１４を含み得る。例えば、外部充電回路２０２は図１の外部充電システム１００の一部の場合がある。図２に示されるように第一コイル２１４は、抵抗（簡易化された回路図において抵抗器２１６として図示される）及びインダクタンス（簡易化された回路図においてインダクタ２１８として図示される）を示し得る。故に、外部充電回路２０２は抵抗（R）、誘導性（L）、及び容量性（C）を示す回路（“RLC回路”とも称される）を含む、又はそれらを示す回路としてモデル化され得る。RLC回路は、インダクタンスによるインピーダンスと、キャパシタンスによるインピーダンスとが互いに打ち消し合いRLC回路が抵抗損失のみを示すところの周波数に対応する共振周波数を有する。故に共振周波数は、インピーダンス及びキャパシタンスによる損失が減少されるので、RLC回路を操作するのに効果的な周波数である。RLC回路の共振周波数の他の特徴は、共振周波数において、RLC回路に与えられる信号の電流及び電圧が同位相であることである。

外部充電回路２０２が埋込可能な医療装置２０４と誘導結合２４０されているとき、誘導結合２４０は外部充電回路２０２の特徴に影響を与える。例えば、第一コイル２１４は誘導結合２４０の結果として異なる実効インダクタンスを示し得る。例示すると、外部充電回路２０２が埋込可能な医療装置２０４から遠く離れている（つまり、外部充電回路２０２と埋込可能な医療装置２０４との間に誘導結合２４０がない）とき、外部充電回路２０２は第一共振周波数を有し得る。第一共振周波数は、図２でそれぞれコンデンサ２１２、抵抗器２１６、及びインダクタ２１８として示される、外部充電回路２０２の構成要素のキャパシタンス、抵抗、及びインダクタンスの関数である場合がある。しかし、外部充電回路２０２が埋込可能な医療装置２０４に隣接しているとき、外部充電回路２０２と埋込可能な医療装置２０４とは誘導結合２４０され、外部充電回路２０２は第一共振周波数とは異なる第二共振周波数を有し得る。第二共振周波数は外部充電回路２０２の構成要素（例えば、コンデンサ２１２、抵抗器２１６、及びインダクタ２１８）の関数、及び誘導結合２４０の関数である場合がある。例えば、誘導結合２４０を介する第二コイル２２０との相互作用は、インダクタ２１８の実効インダクタンスを変更し得る。例示すると、第二コイル２２０は、外部充電回路２０２における電流を妨害しインダクタ２１８のインピーダンスを効果的に増加させる電流を第一コイル２１４に誘導する。

さらに、外部充電回路２０２の特徴が誘導結合２４０によって変更される範囲は、誘導結合２４０の強度によって変化され得る。例えば、誘導結合２４０は第一コイル２１４及び第二コイル２２０が互いにより近い時により強く、第一コイル２１４及び第二コイル２２０が互いにより遠い時はより弱い。他の例において、誘導結合２４０の強度は、第一コイル２１４と第二コイル２２０との相対的な配向に応じて変化し得る。故に、第一コイル２１４、第二コイル２２０、又は両者を回転又は並進させることによって、誘導結合２４０の強度が変化し得る。

上述で説明されたように、外部充電回路２０２は手持ちの又は携帯用の充電装置の構成要素である場合がある。故に、外部充電回路２０２は充電装置の運動の結果として、運動の影響を受け得る。さらに、埋込可能な医療装置２０４は座席での移動又は呼吸などの、患者の運動の結果として運動の影響を受け得る。従って、外部充電回路２０２の共振周波数は、外部充電回路２０２と埋込可能な医療装置２０４との間の誘導結合２４０における変化によって相対的に動的である。

電源装置２１０によって外部充電回路２０２に与えられる信号が外部充電回路２０２の共振周波数であるときは、外部充電回路２０２に与えられる信号が外部充電回路２０２の共振周波数でないときと比較して、損失が低減され得る。外部充電回路２０２に与えられる信号から“損失”されるエネルギは熱として損失される。故に、増加したエネルギ損失は、外部充電回路２０２、埋込可能な医療装置２０４、伝導性ハウジング２３０、または３つの全てにおいて増加した熱の発生に導く。埋込可能な医療装置２０４が埋込まれる患者の安全性及び健康のために、再充電可能電源２２２を充電する間に伝導性ハウジング２３０の熱上昇が抑制される場合がある。例えば、伝導性ハウジング２３０は、再充電可能電源装置２２２を充電する間の閾値温度変化以下で、温度が変化するのを許容される場合がある。閾値温度変化は、伝導性ハウジング２３０の周辺の組織が加熱によって損傷される又は不快感を生じることのないように決定され得る。例えば、閾値温度変化は華氏５度より少なく、例えば華氏４度、華氏３度、華氏２度、華氏１度、又は華氏１度より低い場合がある。上記で説明されるように、加熱損失（従って伝導性ハウジング２３０の温度上昇）は、外部充電回路２０２の共振周波数で電源装置２１０から信号を与えることによって減少され得る。

加えて、熱へ損失されるエネルギは再充電可能電源装置２２２を再充電するのに使用できない。故に、再充電可能電源装置２２２を充電するのに必要な時間は、再充電可能電源装置２２２を再充電する間に、電源装置２１０が外部充電回路２０２の共振周波数の信号を外部充電回路２０２に与える場合に減少され得る。再充電可能電源装置２２２の充電時間を減少させることは埋込可能な医療装置２０４を有する患者の満足感を向上し得る。加えて、充電時間を減少させることは再充電可能電源装置２２２を再充電することに対する患者コンプライアンスを向上させ得る。

再充電する間に、電源装置２１０は第一信号を外部充電回路２０２に与え得る。図１の感知システム１２８などの感知システムは、電源装置２１０によって与えられる第一信号が外部充電回路２０２の共振周波数であるかどうかを決定し得る。例えば、感知システムは第一信号に対応する電圧と第一信号に対応する電流との間の第一整合上の差異（alignment difference）を決定する場合がある。他の例においては、以下により詳細に記載されるように、感知システムは第一信号に対応する電圧と第一コイル回路の構成要素における構成要素電圧との間の第一整合上の差異を決定する場合がある。以下により詳細に説明されるように、第一整合上の差異は位相差又は時間的差異の場合がある。

第一整合上の差異が閾値を満たすとき、第一信号は共振周波数に十分に近いとみなされ、再充電可能電源装置２２２の充電が進行し得る。特定の実施形態において、再充電可能電源装置２２２の充電を加速するように閾値が満足されているときに、第一信号のデューティ比が変化され得る。例えば、第一信号の周波数が一定にとどまる間に、デューティ比が増加され得る。デューティ比の増加は、特定の期間の間に誘導結合２４０を介して移送されるエネルギ量を増加させる。特定の実施形態では、第一信号が外部充電回路２０２の共振周波数でないときに、第一信号のより低いデューティ比が使用され得る。第一信号のデューティ比は、第一信号が共振周波数であるときに、高いデューティ比に増加され得る。より低いデューティ比では、より少ない電力が熱へ損失されるのに使用されるので、第一信号が共振周波数であるか否かによって異なるデューティ比で操作することは、伝導性ハウジング２３０の加熱をさらに減少させ得る。

第一整合上の差異が閾値を満たさないときは、第一信号は外部充電回路２０２の共振周波数に十分に近くないと見なされる。従って、共振周波数を特定するために調査が行われ得る。第一整合上の差異は、以下により詳細に記載されるように、第一周波数と共振周波数との間の方向及び距離に関する情報を与え得る。特定の実施形態では、共振周波数を特定するために周波数掃引が実施され得る。周波数掃引が行われる範囲（周波数掃引範囲と称される）は第一整合上の差異に基づいて決定され得る。例えば、第一周波数と周波数掃引範囲の所定の点（例えば、周波数掃引の開始点、周波数掃引の中間点、周波数掃引の終点、又は周波数掃引の他の点）との間の差異は、第一整合上の差異の大きさに基づいて決定され得る。

周波数掃引を使用して共振周波数が決定された後に、電源装置２１０は充電信号を外部充電回路２０２に与え得る。充電信号は、決定された共振周波数にほぼ等しい充電周波数を有する。加えて、充電信号のデューティ比は第一信号と比べて増加され得る。

再充電可能電源装置２２２を充電する間に、追加の周波数掃引が実施され得る。例えば、周波数掃引は所定のタイミングに基づいて周期的に実施され得る。付加的或いは代替的に、検出される事象に応じて周波数掃引が実施され得る。例えば、感知される整合上の差異（例えば時間的差異、又は位相差）が閾値を満足しないとき（例えば、第一コイル２１４に与えられる信号が共振周波数からの閾値距離より高いと決定されるとき）に、周波数掃引が実施され得る。他の例では、埋込可能な医療装置２０４から受ける信号に応じて、周波数掃引が実施され得る。例示すると、埋込可能な医療装置２０４は、図１の測定システム１３２などの測定システムを含み得る。測定システムは埋込可能な医療装置２０４の充電回路の電気特性を測定し得る。測定システムは電気特性を示す、又は電気特性に関係する情報を出力し得る。周波数掃引は情報に応じて実施され得る。例示すると、測定システムは第二コイル２２０から再充電可能電源装置２２２に与えられる充電電圧を測定する場合があり、充電電圧が閾値より低いときに周波数掃引が実施され得る。

故に、外部充電回路２０２及び埋込可能な医療装置２０４は、伝導性ハウジング２３０の加熱を減らし、再充電可能電源装置２２２の充電時間を改善するように作動され得る。加えて、例えば運動によって外部充電回路２０２の共振周波数に影響を与える変化は、充電を改善し加熱を減らすことによる場合がある。さらに、感知が外部充電回路２０２において外部で実施され得るので、埋込可能な医療装置２０４の費用及びメンテナンスが減らされ得る。

図３は、埋込可能な医療装置を充電するためのシステムの特定の実施形態についてシミュレーションされた、２つの周波数掃引に関するの負荷電圧及び周波数の表３００である。具体的には、表３００は図２の外部充電回路２０２などの外部充電回路に関する２つの周波数掃引の間の、様々な周波数でシミュレーションされた負荷電圧測定を図示する。表３００は、コンデンサ２１２などの外部充電回路のコンデンサが第一容量値を有するときに第一連の測定３０２、コンデンサが第二容量値を有するときに第二連の測定３０４を含む。コンデンサが第一容量値を有するときは、第一連の測定３０２のピーク３０６が外部充電回路の共振周波数に対応する。同様に、コンデンサが第二容量値を有するときは、第二連の測定３０４のピーク３０８が外部充電回路の共振周波数に対応する。

表３００に示される結果を発生させるために公称容量値が選定された。第一容量値は公称容量値引く５パーセントで、第二容量値は公称容量値足す５パーセントである。故に、第一容量値及び第二容量値は、その公称容量値のプラスマイナス５パーセント内で評価される、コンデンサにおける変化の範囲をシミュレーションする。表３００に示されるように、コンデンサの容量値におけるプラスマイナス５パーセントの変化は、回路の共振周波数においてかなりの変化を生じ得る。故に、外部充電回路の共振周波数を特定するために、外部充電回路の初期周波数掃引が実施され得る。初期周波数掃引は、図２を参照しながら記載される周波数掃引と比べて、比較的広い場合がある（つまり、周波数の比較的大きな範囲に及ぶ場合がある）。

初期周波数掃引又は他の周波数掃引（例えば、外部充電回路が埋込可能な医療装置の電源装置を充電するために使用されていないときに実施される事前チューニング（pre-tuning）周波数掃引）は、後続の周波数掃引のためのステップ幅を推定するのに使用される場合がある。例えば、第二連の測定３０４は、コンデンサが第二容量値を有するときの回路の負荷電圧対周波数曲線の概略形状を示す。負荷電圧対周波数曲線の形状に基づいて、ピーク３０８を欠如する可能性を低減するように、後続の周波数掃引のステップ幅が選定される。例示すると、表３００に基づいて、ピーク３０８は500Hzより狭いので、周波数掃引ステップ幅500Hzは大きすぎる場合がある。第二連の測定３０４は約10Hzのステップ幅を有する。10Hzの周波数掃引ステップ幅においては、ピーク３０８が特定可能である。故に、10Hzの周波数ステップ幅は500Hzの周波数掃引ステップ幅より適切な場合がある。他の幅もまた適切な場合がある。例えば、周波数掃引を実施するのに要求される時間量を減らすために、周波数掃引におけるステップの全体数を減らすことが望ましい場合がある。従って、10Hzより大きな周波数掃引ステップ幅は、ピーク３０８が周波数掃引の結果に基づいて近似されることができる限りにおいて選定され得る。周波数掃引ステップ幅が後続の周波数掃引に対して決定されるように負荷電圧対周波数曲線を描くために、初期周波数掃引又は事前チューニング周波数掃引は、比較的小さな周波数掃引ステップ幅を有し得る。

図４−１３は埋込可能な医療装置を充電する間に使用され得る波形の特定の複数の実施形態を図示する図である。図の各々は、いくつかのパラメータ（入力電圧、構成要素に亘る電圧、及び電流など）に関する振幅対時間を示し、パラメータは図１の回路１２２又は図２の外部充電回路２０２などの外部充電回路で測定され得る。図は、外部充電回路に与えられる信号が外部充電回路の共振周波数でない入力周波数であるときに生じ得る、整合上の差異を特定する様々な方法を図示する。図はまた入力周波数と共振周波数との間の方向及び距離を推定する方法を図示する。

図４を参照すると、外部充電回路における入力電圧波形４０２及び電流波形４０４の部分である図表４００が示されている。入力電圧波形４０２は図４に矩形波として示されるが、図５を参照しながらさらに記載されるように、他の入力波形が使用される場合がある。波形４０２と４０４との間の整合上の差異は図表４００に基づいて決定され得る。整合上の差異は、入力周波数から外部充電回路の共振周波数に対する方向及び距離を示し得る。

図４において、整合上の差異は、電流波形４０４が基準電流値（例えばゼロ）を有する点と、入力電圧波形４０２が基準電圧値（例えばゼロ）を有する点との間の、第一時間差Ｔ１を決定することによって決定され得る。第二時間差Ｔ２は基準電流値を有する電流波形４０４の次の点と、基準電圧値を有する入力電圧波形４０２の次の点との間で決定され得る。整合上の差異は第一時間差Ｔ１を第二時間差Ｔ２と比較することによって決定され得る。例示すると、Ｔ１がＴ２と等しいときには整合上の差異がない。つまり、電流波形４０４と入力電圧波形４０２とが同位相である。Ｔ１がＴ２と等しくないときは、電流波形４０４と入力電圧波形４０２とは同位相ではなく、入力電圧波形４０２の周波数は外部充電回路の共振周波数でない。

図５を参照すると、外部充電回路における入力電圧波形５０２及び電流波形５０４の部分である図表５００が示されている。入力電圧波形５０２は図５に正弦波として示されるが、図４の矩形波などの他の入力波形が使用される場合がある。

波形５０２と５０４との間の整合上の差異は図表５００に基づいて決定され得る。上記で説明されるように、整合上の差異は、入力周波数から外部充電回路の共振周波数に対する方向及び距離を示し得る。図５に図示されるように、入力電圧波形５０２がはじめてピーク値５０６を有する。電流波形５０４もまたピーク値５０８を有する。図５に図示される実施形態では、電流波形のピーク値５０８は入力電圧波形５０２のピーク値５０６と同時に発生する。従って、図表５００において、入力電圧波形５０２及び電流波形５０４は整合または同位相であり、入力電圧波形５０２の周波数は外部充電回路の共振周波数である。しかし、電流波形５０４のピーク値５０８と、入力電圧波形５０２のピーク値５０６とが同時に発生しないときは、ピーク値５０６及び５０８の各々の発生の間の時間差が、入力電圧波形５０２の周波数から外部充電回路の共振周波数に対する方向及び距離を示し得る。

図６を参照すると、外部充電回路における入力電圧波形６０２の一部及び電流波形６０４の一部である図表６００が示されている。入力電圧波形６０２は矩形波として図示されている。入力電圧波形６０２が矩形波であるとき、矩形パルス波の中心点が入力電圧波形６０２のピーク値６０６として使用され得る。図６では、入力電圧波形のピーク値６０６と、電流波形６０４のピーク値６０８とが異なる時間で発生する。従って、入力電圧波形６０２と電流波形６０４とが整合せず（つまり同位相でない）、入力電圧波形６０２の周波数は回路の共振周波数でないことを示す。

時間差Ｔ１は、入力電圧波形６０２の周波数から回路の共振周波数に対する距離及び方向を示し得る。例えば、時間差Ｔ１の符号は、入力電圧波形６０２の周波数が回路の共振周波数より低いときに負で、入力電圧波形６０２の周波数が回路の共振周波数より高いときに正となり得る。あるいは、もし差Ｔ１を決定するための基準点が反転されると、時間差Ｔ１の符号は、入力電圧波形６０２の周波数が回路の共振周波数より低いときに正で、入力電圧波形６０２の周波数が回路の共振周波数より高いときに負となり得る。さらに、時間差Ｔ１の大きさは、入力電圧波形６０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離に比例し得る。つまり、時間差Ｔ１の大きさは、入力電圧波形６０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離がより大きいときにより大きく、入力電圧波形６０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離がより小さい時により小さくなり得る。従って、共振を達成するための、入力電圧波形６０２の周波数に対するおおよその変化は、時間差Ｔ１の符号及び大きさに基づいて推定できる。

図７を参照すると、外部充電回路における入力電圧波形７０２の一部及び電流波形７０４の一部である図表７００が示されている。電流波形７０４はピーク値７０８を有し、入力電圧が矩形波であるので、入力電圧波形７０２のパルスの中心が入力電圧波形７０２のピーク値７０６として使用され得る。図７は複数の波形の整合を決定するために、関連する波形の異なる部分の間の時間差を使用することを示す。例えば、時間差Ｔ１は入力電圧波形７０２のピーク値７０６と、電流波形７０４が基準電流値（例えばゼロ）を有する点との間で決定される場合がある。時間差Ｔ１は、入力電圧波形７０２の周波数から外部充電回路の共振周波数に対する方向及び距離を示し得る。図７では、入力電圧波形７０２のピーク値７０６と電流波形７０４のピーク値７０８とが整合せず（つまり同位相でない）、入力電圧波形７０２が回路の共振周波数でないことを示す。

入力電圧波形７０２の周波数が回路の共振周波数であるときに、電流波形７０４が基準電流値にある点は、入力電圧波形７０２のピーク値７０６より所定量先行する又は遅れている。所定量の大きさは、例えば回路の設計及び使用される基準電流値によって決まる。故に、所定量と時間差Ｔ１との差異は、入力電圧波形７０２の周波数から回路の共振周波数に対する距離と方向とを示し得る。例えば、所定量と時間差Ｔ１との間の差異の符号は、入力電圧波形７０２の周波数が回路の共振周波数より低いときに負で、入力電圧波形７０２の周波数が回路の共振周波数より高いときに正となり得る。あるいは、もし時間差Ｔ１を決定するための基準点が反転されると、所定量と時間差Ｔ１との間の差異の符号は、入力電圧波形７０２の周波数が回路の共振周波数より低いときに正で、入力電圧波形７０２の周波数が回路の共振周波数より高いときに負となり得る。さらに、所定量と時間差Ｔ１との間の差異の大きさは、入力電圧波形７０２と回路の共振周波数との間の距離に比例する場合がある。つまり、差異の大きさは入力電圧波形７０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離がより大きい時に大きく、入力電圧波形７０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離がより小さい時に小さい場合がある。従って、共振を達成するための入力電圧波形７０２の周波数に対するおよその変化は、時間差Ｔ１の大きさと、時間差Ｔ１の符号と、電流波形７０４が共振の入力電圧波形７０２より先行する又は遅れている所定量についての情報とに基づいて推定され得る。

図８−１０は、埋込み可能な医療装置を充電する間に使用され得る波形の特定の複数の実施形態を図示する図である。具体的には、図８−１０は入力電圧波形８０２と電流波形８０４との間の整合上の差異を決定することを示す。図８−１０において、入力電圧波形８０２は図４に矩形波として示されるが、上記に説明されるように、いかなる波形形状も使用される場合がある。波形８０２と８０４との間の整合上の差異は波形８０２、８０４の各々に関する時間差に基づいて決定され得る。例えば、整合上の差異は第一時間差Ｔ１を第二時間差Ｔ２とを比較することによって決定され得る。第一時間差Ｔ１は入力電圧波形８０２が基準電圧値を有するときと、電流波形８０４が基準電流値を有するときとの間の時間差に対応し得る。第二時間差Ｔ２は、基準電圧値を有する入力電圧波形８０２の次の発生と、基準電流値を有する電流波形８０４の次の発生との間の時間差に対応し得る。

図８を参照すると、時間差Ｔ１及びＴ２は波形８０２及び８０４の検出可能な部分又は点の間の時間差でもよい。例えば、波形８０２及び８０４の検出可能な部分又は点は波形８０２及び８０４が基準値を達成する、離れる、又は基準値に戻るときに発生し得る。つまり、入力電圧波形８０２の検出可能部分又は点は、入力電圧波形８０２が基準電圧値を達成する、離れる、又は基準値に戻るときに対応する場合があり、電流波形８０４の検出可能な部分又は点は、電流波形８０４が基準電流値を達成、離れる、又は基準値に戻るときに対応する場合がある。例示すると、図８に図示されるように、入力電圧波形８０２が矩形波の入力電圧である場合は、第一パルス８１４が与えられるときに、入力電圧波形８０２は第一点８０６で基準電圧値（例えばゼロ又は他の基準値）から離れ、第一パルス８１４が終了するときに、入力電圧波形８０２は第二点８１０で基準電圧値に戻り得る。同様に、電流波形８０４の検出可能な点は、電流波形８０４が第三点８０８などで基準電流値（例えばゼロ又は他の値）を横切るときと、電流波形８０４が第四点８１２などで基準電流値に戻るときとに対応し得る。図８では、点８１０及び８１２は波形８０２及び８０４がそのそれぞれの基準値を達成する次の時に関連して示されるが、点８１０及び８１２は波形８０２及び８０４の後続の部分に対応する場合がある。例示すると、第二点８１０及び第四点８１２は第一パルス８１４と異なるパルスに関して測定又は検出さる場合がある。

故に、第一時間差Ｔ１は第三点８０８と第一点８０６との間の時間差に対応し得る。第二時間差Ｔ２は第二点８１０と第四点８１２との間の時間差に対応し得る。図８に図示されるように、第一時間差Ｔ１が第二時間差Ｔ２とほぼ等しいときに、入力電圧波形８０２及び電流波形８０４はほぼ整合し、これは入力電圧波形８０２の周波数がおおよそ、入力電圧波形８０２が与えられる回路の共振周波数であることを示す。

図９に図示されるように、第一時間差Ｔ１が第二時間差Ｔ２より大きいときは、電流波形８０４が入力電圧波形８０２より先行している。入力電圧波形８０２の周波数が回路の共振周波数より低いときは、電流波形８０４が入力電圧波形８０２より先行し得る。さらに、第一時間差Ｔ１と第二時間差Ｔ２との間の差異の大きさは、入力電圧波形８０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離に比例し得る。つまり、第一時間差Ｔ１と第二時間差Ｔ２との間の差異の大きさは、入力電圧波形８０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離がより大きいときにより大きく、入力電圧波形８０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離がより小さい時により小さくなり得る。従って、共振を達成するための、入力電圧波形８０２の周波数に対するおおよその変化は、第一時間差Ｔ１と第二時間差と間の差異の大きさに基づいて、及びＴ１又はＴ２のどちらが大きいかに基づいて推定できる。

図１０に図示されるように、第一時間差Ｔ１が第二時間差Ｔ２より小さいときは、入力電圧波形８０２が電流波形８０４より先行している。入力電圧波形８０２の周波数が回路の共振周波数より高いときは、入力電圧波形８０２が電流波形８０４より先行し得る。さらに、第一時間差Ｔ１と第二時間差Ｔ２との間の差異の大きさは、入力電圧波形８０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離に比例し得る。

故に、第一時間差Ｔ１と第二時間差Ｔ２とを比較することによって、波形８０２と８０４との間の整合上の差異を決定できる。整合上の差異は、入力電圧波形８０２の周波数から、図２の外部充電回路２０２などの回路の共振周波数に対する方向及び距離を示し得る。周波数掃引範囲は、回路の共振周波数を決定するために整合上の差異に基づいて選定され得る。例示すると、入力電圧波形８０２の周波数に対する周波数を変更するための方向は、整合上の差異（例えばＴ１−Ｔ２の符号）に基づいて決定され得る。加えて、入力電圧波形８０２の周波数から周波数掃引の特定の部分（例えば周波数掃引範囲の中間点）に対する周波数変化の大きさは、整合上の差異の大きさに基づいて選定され得る。

図１１−１３は、埋込み可能な医療装置を充電する間に使用され得る波形の特定の複数の実施形態を図示する図である。具体的には、図１１−１３は入力電圧波形１１０２と電流波形１１０４若しくは構成要素電圧波形１１０６などの１つ以上の他の波形との間の整合上の差異を決定することを示す。例えば、構成要素電圧波形１１０６は、入力電圧波形１１０２が与えられる回路の、図２のコンデンサ２１２などのコンデンサに亘って、又は図２のインダクタ２１８などのインダクタに亘って、測定又は検出され得る。図１１−１３において、入力電圧波形１１０２は矩形波として図示されるが、上記に説明されるように、いかなる波形形状も使用され得る。

入力電圧波形１１０２と、１つ以上の他の波形１１０４及び１１０６との間の整合上の差異は、波形１１０２、１１０４、１１０６が特定の基準値を達成、離れる、若しくは基準値に戻る、又は検出される遷移を受けるときに基づいて決定される。例えば、整合上の差異は入力電圧波形１１０２がピーク値１１１２を有する時と、電流波形１１０４がピーク値１１１４を有する時とを比較することによって決定され得る。入力電圧波形１１０２が矩形波であるとき、ピーク値１１１２はパルスの中心点に対応し得る。他の例では、整合上の差異は入力電圧波形１１０２がピーク値１１１２を有する時と、構成要素電圧波形１１０６がピーク値１１１６を有する時とを比較することによって決定され得る。ピーク値１１１２、１１１４、及び１１１６が図１１−１３に図示されているが、波形１１０２、１１０４、１１０６の他の点が基準点として使用されても良い。例示すると、１つ以上の波形１１０２、１１０４、１１０６の基準点は、波形が所定の基準値を有する点、又は波形が符号変化などの検出可能な遷移を受ける点でも良い。

図１１において、入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２は電流波形１１０４のピーク値１１１４とほぼ整合している。従って、入力電圧及び回路の電流が整合しており（つまり同位相）、入力電圧波形１１０２の周波数が回路の共振周波数とほぼ等しいことを示す。加えて、入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２は、構成要素電圧波形１１０６のピーク値１１１６から所定量１１２０オフセットされており、これは入力電圧波形１１０２の周波数が回路の共振周波数とほぼ等しいことの他の指標である。入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２と構成要素電圧波形１１０６のピーク値１１１６との間のオフセットの所定量１１２０の大きさ及び方向は、回路の詳細設計と構成要素電圧波形が測定される構成要素のタイプ（例えば、コンデンサ又はインダクタ）とによって決まる。

図１２では、電流波形１１０４のピーク値１１１４は入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２より先行する。入力電圧波形１１０２の周波数が回路の共振周波数より低いときは、電流波形１１０４が入力電圧波形１１０２より先行し得る。さらに、電流波形１１０４が入力電圧波形１１０２より先行する量は、入力電圧波形１１０２の周波数１１０２と回路の共振周波数との間の距離に比例し得る。従って、共振を達成するための、入力電圧波形１１０２の周波数に対するおおよその変化は、電流波形１１０４が入力電圧波形１１０２より先行する量に基づいて推定できる。

図１３では、入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２が電流波形１１０４のピーク値１１１４より先行する。入力電圧波形１１０２の周波数が回路の共振周波数より高いときは、入力電圧波形１１０２が電流波形１１０４より先行し得る。さらに、入力電圧波形１１０２が電流波形１１０４より先行する量は、入力電圧波形８０２の周波数と回路の共振周波数との間の距離に比例し得る。従って、共振を達成するための、入力電圧波形１１０２の周波数に対するおおよその変化は、入力電圧波形１１０２が電流波形１１０４より先行する量に基づいて推定できる。

付加的或いは代替的に、入力電圧波形１１０２の周波数に対するおおよその変化は、入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２と、構成要素電圧波形１１０６のピーク値１１１６との間で測定されるオフセット量に基づいて推定できる。前述で説明されるように、入力電圧波形１１０２が回路の共振周波数であるときは、入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２は構成要素電圧波形１１０６のピーク値１１１６から所定量１１２０オフセットされ得る。入力電圧波形１１０２のピーク値１１１２が、構成要素電圧波形１１０６のピーク値１１１６から所定量１１２０より多い又は少ない実際の又は測定される量オフセットされるとき、オフセットの所定量１１２０と、オフセットの実際の又は測定される量との間の差異は、入力電圧波形の周波数から回路の共振周波数に対する距離及び方向を示し得る。

故に、入力電圧波形１１０２及び、電流波形１１０４又は構成要素電圧波形１１０６などの１つ以上の他の波形の、特定の点の発生のタイミングを比較することによって、波形１１０２、１１０４、１１０６の間の整合上の差異を決定できる。整合上の差異は、入力電圧波形１１０２の周波数から図２の外部充電回路２０２などの回路の共振周波数に対する、方向及び距離を示し得る。特定の実施形態において、整合上の差異は回路の共振周波数を決定するための周波数掃引範囲を選定するために使用され得る。例示すると、入力電圧波形１１０２から周波数掃引範囲の特定の部分（例えば、開始点、中間点、終点、又は周波数掃引範囲内の他の点）に対する距離は、整合上の差異の大きさに基づいて選定され得る。

図１４は、埋込可能な医療装置を充電する方法の特定の実施形態のフローチャートである。例えば方法は、図１の埋込可能な医療装置１０２などの埋込可能な医療装置を充電する間に、図１の外部充電システム１００などの外部充電システムによって実施され得る。特定の実施形態において、埋込可能な医療装置は神経刺激装置を含み得る。神経刺激装置は伝導性ハウジング内に第二コイル、バッテリ、及びバッテリ充電回路を含み得る。第二コイルは、外部充電回路の第一コイルに与えられる充電信号に応答し、バッテリを充電する場合がある。この特定の実施形態では、伝導性ハウジングの温度はバッテリを充電する間に閾値以下で増加し得る。例えば、バッテリを充電する間、伝導性ハウジングの温度は、華氏１度以下、華氏２度以下、華氏３度以下、華氏４度以下、華氏５度以下、又は他の所定の閾値以下（所定の閾値は埋込可能な医療装置の周りの組織を保護するように選定される）で増加し得る。

方法は１４０２において、第一コイルが埋込可能な医療装置の第二コイルと誘導結合されているときに、第一信号を外部充電システムの第一コイルに与えることを含み得る。例えば第一コイルは、埋込可能な医療装置２０４の第二コイル２２０と誘導結合２４０されている図２の第一コイル２１４を含み得る。第一信号は、図４の入力電圧波形４０２、図５の入力電圧波形５０２、図６の入力電圧波形６０２、図７の入力電圧波形７０２、図８−１０の入力電圧波形８０２、図１１−１３の入力電圧波形１１０２、他の入力波形、又はそのあらゆる組合せなどの、入力電圧波形を含み得る。

方法は１４０４において、第一信号に対応する電圧と、第一信号に対応する電流及び第一コイル回路（つまり、外部充電回路）の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の、第一整合上の差異を決定することを含む。第一整合上の差異は位相差及び時間差の少なくとも１つを含み得る。例えば、第一整合上の差異は、図８−１０の入力電圧波形８０２と電流波形８０４とを比較することによって決定される場合がある。他の例では、第一整合上の差異は、図１１−１３の入力電圧波形１１０２と構成要素電圧波形１１０６とのタイミングを比較することによって決定される場合がある。電流波形及び電圧波形は、第一コイルに与えられる第一信号に応じて発生され得る。特定の実施形態では、電流波形の第一部分と電圧波形の対応する第一部分との間の第一時間差を決定し、電流波形の第二部分と電圧波形の対応する第二部分との間の第二時間差を決定することにより、第一整合上の差異が決定され得る。第一位相差は第一時間差と第二時間差とを比較することにより決定され得る。他の特定の実施形態では、図４を参照しながら記載されるように、電流波形が基準電流値を有する点と、電圧波形が基準電圧値を有する点との間の第一時間差を決定し、電流波形が基準電流値を有する次の点と、電圧波形が基準電圧値を有する次の点との間の第二時間差を決定することによって、第一整合上の差異が決定され得る。第一位相差は第一時間差と第二時間差とを比較することによって決定され得る。

第一整合上の差異が、第一信号の周波数が第一コイルに連結された回路の共振周波数でないことを示すとき、共振周波数を見つけるために第一整合上の差異に基づいて周波数掃引が実施され得る。例えば方法は１４０６において、第一整合上の差異に基づいて周波数掃引範囲を決定することを含み得る。周波数掃引範囲は、共振周波数を特定するために確認される周波数の範囲に対応する。

方法はまた１４０８において、周波数掃引範囲に亘って周波数掃引を実施することを含み得る。周波数掃引は、周波数掃引範囲内の周波数を有する一連の信号を第一コイルに与えることによって実施される場合があり、一連の中で隣り合う信号の周波数は、周波数掃引ステップ幅によって分けられている。例示すると、周波数掃引は少なくとも１つの第二信号を第一コイルに与えることによって実施され得る。第一信号は（周波数掃引範囲内又は外の）第一周波数を有する場合があり、第二信号は周波数掃引範囲内にある第二周波数を有する場合がある。第二信号を与えることに続いて、第三信号が第一コイルに与えられ得る。第三信号は周波数掃引範囲内にある第三周波数を有し得る。

特定の実施形態において、第一信号の第一周波数と周波数掃引範囲の所定の点（例えば、周波数掃引の開始点、周波数掃引の中間点、周波数掃引の終点、又は周波数掃引の他の点）との間の差異は、第一整合上の差異の大きさに基づいて決定される。特定の実施形態において、周波数掃引ステップ幅（例えば、第二周波数と第三周波数との間の差異）は第一整合上の差異の大きさに基づいて決定される。特定の実施形態において、第二周波数と第三周波数との間の方向（例えば周波数が増加するか減少するか）は第一整合上の差異の符号に基づいて決定される。

特定の実施形態において、方法は１４１０において、埋込可能な医療装置から情報を受信することを含む。例えば情報は、周波数掃引の間に測定される埋込可能な医療装置の電気特性の値を示し得る。例示すると、情報は第二信号、第三信号、又は他の信号が第一コイルに与えられる間に測定される埋込可能な医療装置の電気特性の値を示し得る。特定の例示の実施形態において、情報は埋込可能な医療装置のバッテリ充電回路によってバッテリに与えられる再充電電圧を示し、再充電電圧は第二コイルにおける電流に応答する。この場合、測定される電気特性は、バッテリ充電回路の再充電電圧である。

方法は１４１２において、周波数掃引範囲内の充電周波数を選定することを含む。特定の実施形態において、充電周波数は埋込可能な医療装置から受信される情報に基づいて選定され得る。例えば、周波数掃引は回路の共振周波数を含むと予想される周波数掃引範囲に亘って実施され得る。測定される電気特性の最大（又は最小）値に対応する周波数が、充電周波数として選定され得る。例えば、測定される電気的値が再充電電圧であるとき、再充電電圧の最大測定値に対応する周波数掃引範囲の周波数が、充電周波数として選定される場合がある。故に、充電周波数は大きな再充電電圧を与える周波数に対応する場合があり、これはより小さな再充電電圧より速くバッテリを再充電することに導く。

他の特定の実施形態では、周波数掃引の間に１つ以上の追加の整合上の差異が決定され得る。例えば、追加の整合上の差異は、第一コイルに与えられる信号の周波数が、第一コイルに結合された回路の共振周波数であるときを特定するように決定され得る。例示すると、周波数掃引の間に、第二信号及び第三信号が第一コイルに与えられ得る。第二整合上の差異は、第二信号に対応する電圧と、第二信号に対応する電流及び構成要素における第二構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間で決定され得る。加えて、第三整合上の差異は第三信号に対応する電圧と、第三信号に対応する電流及び構成要素における第三構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間で決定され得る。充電周波数は、周波数範囲内で、第一整合上の差異、第二整合上の差異、及び第三整合上の差異の少なくとも１つに基づいて選定される場合がある。周波数掃引が実施されるときに、充電周波数はおおよそ、第一コイルを含む、又は第一コイルに連結される回路の共振周波数である場合がある。回路の共振周波数は最少量の熱を発生する周波数に対応し得る。

方法は１４１４において、充電周波数にある充電信号を第一コイルに与えることを含む。１４１６で充電信号の充電周波数を維持しながら、充電信号のデューティ比が調整され得る。例えば、デューティ比は埋込可能な医療装置から受信される情報に応じて調整され得る。他の例では、充電周波数がおおよそ、第一コイルを含む又は第一コイルに連結される回路の共振周波数であることを決定するのに応じて、デューティ比が変更され得る。特定の実施形態では、充電信号のデューティ比は第一信号、第二信号、及び第三信号の少なくとも１つのデューティ比より大きい場合がある。周波数掃引のためにデューティ比を減少させることは、熱として放散される電力量を減少させ得る。例えば、周波数掃引は、たいていは回路の共振周波数ではない周波数の範囲に亘って実施され得る。故に、周波数掃引の間の信号によって移送される電力の比較的大きな部分は、周波数掃引の間に回路に与えられる信号の周波数における回路のインピーダンスによって熱として放散され得る。周波数掃引において比較的低いデューティ比を使用することは、放散されるのに使用できる電力量を減少させる。しかし、周波数掃引を使用して共振周波数が決定されると、充電信号はほぼ共振周波数で与えられ得る。共振周波数では、回路のインピーダンスが減少される。従って、インピーダンスによる放散が減少されるので、デューティ比が増加され得る。

方法は、埋込可能な医療装置から受信される情報に応じて１つ以上の追加の周波数掃引を実施することを含み得る。例えば、方法は第二整合上の差異を決定するために１４０４に戻る場合があり、第二整合上の差異に基づいて第二周波数掃引を続いて実施する場合がある。他の例では方法は、閾値を満たす充電信号に関する整合上の差異を検出することに応じて、第二周波数掃引を実施することを含み得る。例示すると、充電信号に対応する電圧と、充電信号に対応する電流との間の整合上の差異が整合閾値を満足することを検出するのに応じて、第二周波数掃引が実施され得る。他の例示の例では、充電信号に対応する電圧と、構成要素における構成要素電圧との間の整合上の差異が整合閾値を満たすことを検出するのに応じて、第二周波数掃引が実施され得る。

故に方法は、熱放散を減らす方法で埋込可能な医療装置のバッテリの外部再充電を可能にする場合があり、これは埋込可能な医療装置の伝導性ハウジングの温度を上昇させ得る。一実施形態において再充電の制御は、外部充電システムで感知される情報に応じて、外部で実施され得る。他の実施形態において再充電の制御は、外部充電システムで感知される情報に応じて、埋込可能な医療装置から受信される情報に基づいて、外部で実施され得る。第一コイルに与えられる信号が外部充電回路の共振周波数でないときに、信号のデューティ比を減少させることによって、バッテリを再充電することによる埋込可能な医療装置の加熱はまた減少され得る。信号のデューティ比を減少させることは、熱放散に使用できるエネルギ量を減少させる。バッテリを再充電する速度は、インピーダンスが比較的低いとき（例えば第一コイルに与えられる信号の周波数が回路の共振周波数であるとき）にデューティ比を増加させることによって、熱放散の増加がほとんどない又は全くなしで増加し得る。

本明細書に記載される実施形態の例は、様々な実施形態の構造の全般的な理解をもたらすことを意図している。例は、本明細書に記載の構造又は方法を利用する装置及びシステムの要素及び特徴の全てを完全に記載する意図はない。多くの他の実施形態が、開示を考察することによって当業者に明らかであろう。構造的且つ論理的な代用及び変更が、本開示の範囲から逸脱することなくなされ得るように、他の実施形態が利用され、本開示から派生する場合がある。例えば、方法の段階は図で示されるものと異なる順序で実施される場合があり、又は１つ以上の方法の段階が除かれる場合がある。従って、本開示及び図は制限するものとしてよりも例示として見なされるべきである。

さらに、特定の実施形態が本明細書に図示され記載されているが、同じ又は同様の結果を達成することを目的とするいかなる後続のアレンジメントが、示される特定の実施形態の代替となり得ることを理解されたい。本開示は、任意の且つ全ての後続の適応又は、様々な実施形態の変更に及ぶことを意図している。上述の実施形態と、本明細書に具体的に記載されていない他の実施形態との組合せは、記載を考察することで当業者に明らかであろう。

本開示の要約は、請求項の範囲又は意味を解釈する又は制限するように使用されることがないという理解とともに提出される。加えて、前述の詳細な説明において、本開示を効率化する目的で、様々な特徴が共に分類され、又は単一の実施形態に記載されている。本開示は、請求項に係る実施形態が各請求項で明確に列挙されているより多くの特徴を要求する意図を示すものとして解釈されるべきでない。むしろ、続く請求項が示すように、請求項に係る主題は、開示される実施形態の任意の特徴の全てより少ないものを対象としている。

Claims (27)

1. 第一信号を第一コイルに与えることを含み、前記第一コイルは埋込可能な医療装置の第二コイルと誘導結合されており、
   前記第一信号に対応する電圧と、前記第一信号に対応する電流及び第一コイル回路の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の、第一整合上の差異を決定することを含み、
   該第一整合上の差異に基づいて周波数掃引範囲を決定することを含み、及び、
   該周波数掃引範囲に亘って周波数掃引を実行することを含む方法。
2. 前記周波数掃引を実施することは、
   第二信号を前記第一コイルに与えること、及び、
   前記第二信号を与えることに続いて、第三信号を前記第一コイルに与えることを含み、
   前記第一信号は第一周波数を有し、前記第二信号は前記周波数掃引範囲内の第二周波数を有し、前記第三信号は前記周波数掃引範囲内の第三周波数を有する、
   請求項１の方法。
3. 前記第一信号の前記第一周波数と、前記周波数掃引の所定の点との間の差異が、前記第一整合上の差異の大きさに基づいて決定される、請求項２の方法。
4. 前記第二周波数と前記第三周波数との間の差異は、前記周波数掃引のステップ幅に対応し、前記周波数掃引の前記ステップ幅は、前記第一整合上の差異の大きさに基づいて決定される、請求項２の方法。
5. 前記第二周波数と前記第三周波数との間の方向は、前記第一整合上の差異の符号に基づいて決定される、請求項２の方法。
6. 方法はさらに、
   前記埋込可能な医療装置から第一情報を受けること、
   前記埋込可能な医療装置から第二情報を受けること、
   前記第一情報及び前記第二情報のうちの少なくとも１つに基づいて、前記周波数掃引範囲内の充電周波数を選定すること、及び、
   該充電周波数で充電信号を前記第一コイルに与えることを含み、
   前記第一情報は、前記第二信号が前記第一コイルに与えられる間に測定される、前記埋込可能な医療装置の電気特性の値を示し、
   前記第二情報は、前記第三信号が前記第一コイルに与えられる間に測定される、前記埋込可能な医療装置の電気特性の値を示す、
   請求項２の方法。
7. 前記第二信号に対応する電圧と、前記第二信号に対応する電流及び前記構成要素における第二構成要素電圧のうち少なくとも１つとの間の第二整合上の差異を決定すること、
   前記第三信号に対応する電圧と、前記第三信号に対応する電流及び前記構成要素における第三構成要素電圧のうち少なくとも１つとの間の第三整合上の差異を決定すること、及び、
   前記第一整合上の差異、前記第二整合上の差異、及び前記第三整合上の差異のうち少なくとも１つに基づいて、前記周波数掃引範囲内の充電周波数を選定すること、及び、
   前記充電周波数で充電信号を前記第一コイルに与えること
   をさらに含む、請求項２の方法。
8. 前記充電信号のデューティ比は前記第一信号、前記第二信号、及び前記第三信号の少なくとも１つのデューティ比より大きい、請求項７の方法。
9. 前記周波数掃引が実施されるとき、前記充電周波数はおおよそ前記第一コイルを含む回路の共振周波数である、請求項７の方法。
10. 前記充電信号に対応する電圧と、第一閾値を満足する前記充電信号及び第二閾値を満足する前記構成要素における第四構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の第四整合上の差異に応じて、第二周波数掃引を実施することをさらに含む、請求項７の方法。
11. 前記埋込可能な医療装置は神経刺激装置を含み、
    該神経刺激装置は伝導性ハウジング内に前記第二コイル、バッテリ、及びバッテリ充電回路を含み、
    前記第二コイルは、前記第一コイルに与えられる前記充電信号に応答して、前記バッテリを充電するためのエネルギをもたらし、
    前記伝導性ハウジングの温度は前記バッテリを充電する間に華氏２度以下で増加する、
    請求項７の方法。
12. 前記埋込可能な医療装置から情報を受けることをさらに含み、前記情報は前記周波数掃引の間に測定される前記埋込可能な医療装置の電気特性の値を示す、請求項７の方法。
13. 前記情報は前記埋込可能な医療装置の前記バッテリ充電回路に与えられる電圧を示し、該電圧は前記第二コイルにおける電流に応答する、請求項１２の方法。
14. 前記埋込可能な医療装置から受ける前記情報に応じて、前記充電信号の前記充電周波数を維持しながら前記充電信号の前記デューティ比を調整することをさらに含む、請求項１２の方法。
15. 前記埋込可能な医療装置から受ける前記情報に応じて前記第二周波数掃引を実施することをさらに含む、請求項１２の方法。
16. 電流波形及び電圧波形が前記第一コイルに与えられる前記第一信号に応じて発生され、前記第一整合上の差異を決定することは、
    前記電流波形の第一部分と、前記電圧波形の対応する第一部分との間の第一時間差を決定すること、
    前記電流波形の第二部分と、前記電圧波形の対応する第二部分との間の第二時間差を決定すること、及び、
    前記第一時間差と前記第二時間差とを比較することにより、第一位相差を決定することを含む、
    請求項１の方法。
17. 前記電流波形及び前記電圧波形が前記第一コイルに与えられる前記第一信号に応じて発生され、前記第一整合上の差異を決定することは、
    前記電流波形が基準電流値を有する点と、前記電圧波形が基準電圧値を有する点との間の第一時間差を決定すること、
    前記電流波形が前記基準電流値を有する次の点と、前記電圧波形が前記基準電圧値を有するの次の点との間の第二時間差を決定すること、及び、
    前記第一時間差と前記第二時間差とを比較することにより、第一位相差を決定することを含む、
    請求項１の方法。
18. 前記第一整合上の差異は位相差及び時間差の少なくとも１つを含む、請求項１の方法。
19. 第一コイル、感知システム、及び制御システムを含む装置であって、
    前記第一コイルは回路と連結しており、埋込可能な医療装置内の第二コイルと誘導結合され、エネルギを前記回路の信号に応答する前記埋込可能な医療装置内の前記第二コイルに移送するように作動可能であり、
    前記感知システムは前記回路と連結しており、前記感知システムは前記信号に対応する電圧と、前記信号に対応する電流及び前記回路の構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の整合関係の指標を検出するように作動可能であり、
    前記制御システムは前記感知システムに応答し、前記制御システムは前記整合関係に基づいて周波数掃引範囲を決定し、前記第一コイルが前記エネルギを移送する間に前記周波数掃引範囲内の周波数を有する前記信号を受けるように作動可能である、
    装置。
20. 前記第一コイルは少なくとも部分的に携帯用ハウジング内に含まれており、
    前記制御システムは、少なくとも部分的には前記第一コイルと前記第二コイルとの相対的な運動による、前記回路の電気特性における変化に応じて、前記信号の前記周波数と前記信号のデューティ比とを調節する、
    請求項１９の装置。
21. 前記制御システムに作動可能なように連結された受信機をさらに含み、
    受信機は前記埋込可能な医療装置から情報を受けるように作動可能で、
    前記情報は前記埋込可能な医療装置又は前記埋込可能な医療装置の構成要素に関する電気特性を示し、
    前記制御システムは前記情報に応答する前記信号を調整する
    請求項１９の装置。
22. 前記回路はコンデンサを含み、前記制御システムは前記エネルギを移送する間に前記回路の共振周波数を推定するために周波数掃引を使用する、請求項１９の装置。
23. 第二コイル、バッテリ充電システム、及び測定システムを含む埋込可能な医療装置であって、
    前記第二コイルは回路と連結しており、第一コイルと誘導結合して前記第一コイルからエネルギを受けるように作動可能であり、
    前記バッテリ充電システムは前記第二コイルと連結しており、前記第二コイルから電流を受け、該電流に応答するバッテリに充電電圧を与えるように作動可能であり、
    前記測定システムは前記回路と連結しており、前記回路の電気特性を測定し、該電気特性の値を示す情報を出力するように作動可能であり、
    前記第二コイルは前記第一コイルから充電信号を受け、該充電信号の周波数は、前記電気特性の値を示す前記情報に基づいて、及び前記第一コイルに与えられる信号に対応する電圧と、前記信号に対応する電流及び前記第一コイルに関する構成要素における構成要素電圧のうちの少なくとも１つとの間の検出される整合関係に基づいて決定される、
    埋込可能な医療装置。
24. 前記測定システムは前記充電電圧を測定する、請求項２３の埋込可能な医療装置。
25. 少なくとも前記第二コイル及び前記バッテリを収容する伝導性ハウジングをさらに含む、請求項２３の埋込可能な医療装置。
26. 前記バッテリからエネルギを使用し、治療刺激を発生させるように作動可能な制御装置をさらに含み、前記治療刺激は有機体の組織に連結されている電極に与えられ、前記組織に電気刺激を与える、請求項２３の埋込可能な医療装置。
27. 前記第一コイルに関する制御システムは、前記電気特性を示す前記情報に応じて、前記充電信号のデューティ比を調整する、請求項２３の埋込可能な医療装置。

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