JP2015213425A

JP2015213425A - 埋め込み医療デバイスのためのｔｅｔシステム

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Publication number: JP2015213425A
Application number: JP2015095218A
Authority: JP
Inventors: バリー・ヨムトブ; Yomtov Barry; ジョン・ロバート・バッティー; Robert Batty John
Original assignee: Heartware Inc
Current assignee: Heartware Inc
Priority date: 2008-09-10
Filing date: 2015-05-07
Publication date: 2015-11-26
Anticipated expiration: 2029-09-10
Also published as: KR101686887B1; EP3485936A1; JP5745410B2; US20190070350A1; AU2009292201A1; AU2009292201B2; CA2734775A1; US20160030650A1; EP3928826A1; US9504775B2; US8608635B2; WO2010030378A1; CN102149425B; CN102149425A; CA2870934C; US20140073839A1; US10413651B2; US9192704B2; EP2334370A4; US9770544B2

Abstract

【課題】埋め込み可能な電力ユニットの監視状態に従って、外部電源から埋め込み可能な電力ユニットに送信される電力量を変えるように動作可能なシステムを提供する。
【解決手段】外部モジュール110中の送信一次コイル114にかかる電圧を監視する。測定電圧から、２つのコイルの間の距離を推定する。距離の推定値から、送信周波数が調節されるべき新たな周波数値を決定する。推定距離を使用して、外部モジュール110のメモリに記憶されているテーブルから、新たな送信周波数値を調べることによって、新たな送信周波数を決定する。
【選択図】図１

Description

本出願は、２００８年９月１０日に出願された米国仮出願６１／１９１，５９５号の優先権を主張している。米国仮出願６１／１９１，５９５号の全ての内容は、参照によってここに組み込まれている。

本発明は、経皮エネルギ伝送(transcutaneous energy transfer, TET)システムと、ＴＥＴシステムの動作方法とに関する。

経皮エネルギ伝送(ＴＥＴ)システムは、人体の内部に埋め込まれた心臓ポンプのようなデバイスに電力を供給するために使用されている。身体の外部の送信コイルによって発生された電磁場は、皮膚(肌)バリアを通して、人体内に埋め込まれた磁気受信コイルに、電力を送信することができる。次に、受信コイルは、受信電力を、埋め込まれた心臓ポンプ又は他の内部のデバイスに伝送することができ、更に、人体内に埋め込まれた１つ以上のバッテリを充電するために、バッテリにも伝送することができる。

このようなシステムの課題の１つは、不十分なバッテリ寿命である。例えば、シャワーを浴びる又は水泳をするというような、外部ＴＥＴ電力ユニットを身に付けることができないようにする動作を、患者が行なう場合に、埋め込みデバイスの全ての電力需要を、一度に１乃至数時間供給するために、埋め込みバッテリが必要とされ得る。埋め込みバッテリが患者に最初に埋め込まれたときは、バッテリの容量は大きく、所要時間に対する電力需要を満たすことができる。しかしながら、充電と放電とを頻繁に行なうと、埋め込みバッテリの容量は低減する。バッテリの容量が低減すると、患者は、外部ＴＥＴ電力ユニットがなければ、あまり長い時間を過ごすことができない。やがては、外部ＴＥＴ電力ユニットなしに、患者が十分に長い期間を再び過ごすことができるように、バッテリを交換することが必要になり得る。

バッテリの頻繁な充電と放電とによって、埋め込みバッテリの消耗が早まるのは避けられないとこれまで考えられていた。従来のＴＥＴシステムは、埋め込みデバイスの時間と共に変わる所要電力に密接に従って、電力を供給していない。結果として、左心室補助デバイス(left ventricle assist device, LVAD)を含む循環補助ポンプの特性のように、埋め込みデバイスの電力需要が迅速に変動する場合に、埋め込みバッテリが一時的な高電力需要に対して電力を供給することを要求され、一時的な電力需要が緩和すると、ＴＥＴシステムがバッテリを充電する。

本発明の態様によると、埋め込み電気デバイスに電力を供給するＴＥＴシステムが提供される。具体例において、電気モータを有するポンプのような、１つ以上の電気デバイスを含み得る、循環補助デバイスが提供され得る。ポンプの電力需要は、ポンプが埋め込まれている患者の心搏周期（cardiac cycle）によって変わる。

埋め込み可能な電力ユニットは、患者の身体内に取り付けるように構成されている。例えば、電力ユニットは、二次コイルと、電力回路とを有し得る。電力回路は、制御回路とポンプとを制御して電力を供給するために、二次コイルに接続されている。このようにして、二次コイルにおいて電力を受信して、制御回路とポンプとに印加することができる。１つの実施形態では、埋め込み可能な電力ユニットの監視回路を使用して、電力回路の状態を監視することができる。監視回路は、経皮遠隔測定信号を送信することができる。経皮遠隔測定信号は、電力の送信を調節するために外部ユニットの制御回路によって使用される監視状態を表わす。

外部電源は、二次コイルと経皮誘導結合するように構成され、一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、遠隔測定信号を受信して、遠隔測定信号に少なくとも部分的に応答して、一次コイルにおける交流を調節するように動作可能な制御回路と、を有し得る。特定の実施形態では、監視回路と制御回路は、電力回路の状態を監視して、それに応じて、一次コイルにおける交流を調節するように動作可能であり得る。このようにして、実質的に心搏周期に従って、一次コイルにおける交流を変動させることができる。

本発明の実施形態に従って、ＴＥＴシステムのコンポーネントと動作とを示す部分的断面図である。本発明の実施形態に従って、ＴＥＴシステムの外部コンポーネントと内部コンポーネントとを更に示すブロック概略図である。本発明の実施形態に従って、ＴＥＴシステムの外部モジュールのコンポーネントを更に示すブロック概略図である。本発明の実施形態に従って、ＴＥＴシステムの埋め込みモジュールのコンポーネントを更に示すブロック概略図である。本発明の実施形態に従って、ＴＥＴシステムの埋め込みモジュールのブリッジ整流器回路のコンポーネントを示す概略図である。本発明の実施形態に従って、外側表面から見た、埋め込みＴＥＴモジュールのコンポーネントの配置と関係性とを示す透視図である。本発明の実施形態に従って、外側表面から見た、埋め込みＴＥＴモジュールのコンポーネントの配置と関係性とを示す透視図である。本発明の実施形態に従う動作方法において、ＴＥＴシステムの外部モジュールと埋め込みモジュールとの間におけるフィードバックサンプリングレートと電力の送信とを示すグラフである。本発明の実施形態に従って、動作方法を示すフローチャートである。本発明の特定の実施形態に従って、動作を示している。本発明の特定の実施形態に従って、動作を示している。本発明の特定の実施形態に従って、動作を示している。

図１は、身体内、即ち患者の皮膚104の下の、内部空胴中の埋め込み治療用電気デバイス102に、電力を供給するために使用される経皮エネルギ伝送(ＴＥＴ)システム100を概略的に示している。埋め込み電気デバイス102は、例えば心室補助デバイス(ventricular assist device, VAD)のような血液のポンピングに使用されるポンプを含むことができる。埋め込み電気デバイス102は、例えばポンプを制御するために、制御回路を含むことができる。

図１に示されているように、ＴＥＴシステム100は、外部モジュール110を含んでいる。外部モジュール110は、一次電力コイル114と、関連する回路116と、端子111とを有している。端子111は、外部電源112を受信する。患者の皮膚104の下に埋め込まれた内部モジュール120は、二次電力コイル124と、関連する回路126と、出力ケーブルとを有している。出力ケーブルは、埋め込み電気デバイス102に電力を供給する。電力は、誘導結合によって、即ち、一次コイル114と二次コイル124との重なった磁界の近距離場の干渉によって、一次コイル114から二次コイル124に伝送される。各コイルにかかる電圧は大きく、例えば１００Ｖ乃至４００Ｖのピークツーピーク電圧は、珍しくない。外部モジュール110と埋め込みモジュール120との間で電力の送信が中断された場合に、埋め込み電気デバイス102に電力を供給するために、場合によっては、外部モジュール110に電力を供給するために、埋め込みモジュール120は埋め込みバッテリ128にも接続されている。埋め込みバッテリ128をバックアップとして用いると、患者が入浴する又は他の動作を行なう場合に、外部ＴＥＴモジュール110の接続を外すことができる。

図２は、ＴＥＴシステム100の電気コンポーネントを示す機能ブロック図である。図２に示されているように、ＴＥＴシステム100の外部モジュール110は、一次コイル114と、関連する回路とを含んでいる。関連する回路は、マイクロコントローラ212と、無線周波数(radio frequency, RF)遠隔測定システム214と、ＴＥＴ駆動装置216とを含んでいる。表皮効果による損失を低減するために、リッツ線を使用して、一次コイル114を作ることができる。一次コイル114は、一緒にまとめて編んだ又は撚り合わされた比較的に細い絶縁線から構成されている。マイクロコントローラ212によって制御されるＴＥＴ駆動装置216を通して、外部電源112から埋め込みモジュール120への電力の伝送が行なわれる。

埋め込みモジュール120は、二次コイル124を含むＴＥＴ受信機226と、マイクロコントローラ222と、ＲＦ遠隔測定システム224とを含んでいる。一次コイル114と同様に、二次コイル124も、リッツ線を使用して作ることができる。ＴＥＴ受信機226は、二次コイルの電気エネルギを交流(alternating current, AC)形式から直流(direct current, DC)形式に変換するために、ダイオードブリッジのような整流器回路を含んでいる。ＴＥＴ受信機226からのＤＣ電力の出力は、埋め込みモジュール120のマイクロコントローラ222と、埋め込みバッテリ128と、埋め込み電気デバイス102とに供給される。埋め込み電気デバイス102は、例えば、ＶＡＤ血液ポンプのような様々なデバイスの１つ以上を含むことができる。その電力需要は、埋め込みバッテリ128によって長期間供給することはできない。このようなケースにおいて、埋め込みバッテリ128は、一次電源ではないが、埋め込みモジュール120への電力の送信が中断された場合に、比較的に短期間、電力を供給するために使用される。例えば、患者がシャワーを浴びるときに、埋め込みモジュール120はバッテリ電力に依存することができる。

図３は、外部モジュール110の動作コンポーネントをより詳しく示すブロック概略図である。図３に示されているように、マイクロコントローラ212の制御を受けて、電力管理モジュール314は、１つ以上の外部電源312a、312bから可変出力レベル電源316に、電力をＤＣ形式で伝送する。外部電源312a、312bは、１つ以上のバッテリ、又は１つのバッテリと外部ＡＣ／ＤＣコンバータを含むことができる。外部ＡＣ／ＤＣコンバータは、ＡＣ電源(例えば、壁付コンセント)、又は例えば自動車内からの、ＤＣ電源に接続されている。

電力管理モジュール314は、１つ以上の外部電源312a、312bから可変出力電源316への電力の流れを調整する。この電力モジュール314は、第１の外部電源312aと接続するための端子334aと、第２の外部電源312bと接続するための端子334bとを有する。電力モジュール314は、電源312a、312b以外の電源(示されていない)と接続するために、より多くの組の端子(示されていない)を有し得る。電力管理モジュール314は、どの特定の電源又は電源のタイプに接続するかを決定でき、更に、電源312a、312bを端子のどちらの組334a、334bに接続するかを検出できる。モジュール314は、電源に接続するかどうかを決定し、更に、接続されている各電源の状態、即ち、各電源の電圧と、バッテリ電源の充電状態とを決定することができる。更に、ＴＥＴシステム100を駆動するエネルギを供給するときに、電力管理モジュール314は、電力を引き出すための、幾つかの接続されている電源のうちの１つ以上を選択する。例えば、バッテリと、バッテリ以外のＡＣ又はＤＣ電源との両者が接続されている場合に、電力モジュール314は、外部ＴＥＴ110に電力を供給するために、ＡＣ又はＤＣ電力を一次電源として使用して、逆に、一次電源の接続が外された場合に使用するために、バッテリを保持し得る。更に、例えば、第２の電源312bがバッテリである場合に、電力管理モジュール314を使用して、外部電源312a、312bのうちの一方への充電電流の流れを調整することができる。

埋め込み治療用電気デバイス102(図２)の電力に対する時間と共に変わる要求に従って変わるレートで、可変電源316は、電力をＴＥＴ駆動装置318に供給する。マイクロコントローラ212によって出力される１つ以上の信号の制御を受けて、電源316によって電力が出力される電圧Ｖｓを加減することによって、ＴＥＴ駆動装置318への電力伝送レートを変えることができる。一例において、変動する電力需要を調節して、ＴＥＴ駆動装置318に電力を効率的に供給するために、出力電圧Ｖｓを１３Ｖ乃至２５Ｖで変えることができる。

埋め込みＴＥＴモジュール120に電力を伝送するために、ＴＥＴ駆動装置318は、励磁電流を一次コイル114に供給する。ＴＥＴ駆動装置318は、安定した(ＤＣ)供給電圧Ｖｓで電力を受信して、電力を送信するために磁束を生成する。これは、比較的に低い無線周波数 (ＲＦ)においてＡＣ波形を有する。通常、ＡＣ電力送信波形の周波数は、約３０乃至３００キロヘルツ(kilohertz, kHz)に設定される。一次コイル114と、埋め込みモジュール120中の二次コイル124(図２)との間における近距離場誘導結合によって、電力が送信される。

一次コイル114は、タンク回路331中のコンデンサ330と直列接続されている。コイル114のインダクタンス値とコンデンサ330の容量値とによって決定される共振周波数において、タンク回路331は共振する。ＴＥＴ駆動装置318は、Ｈブリッジ構成の１組の定格電力の電界効果トランジスタ、例えばＭＯＳＦＥＴを含む。これは、論理駆動回路の制御を受けて、プッシュプッシュ方式で、一次コイル114を駆動する。

ＴＥＴ駆動装置318は、一次コイル114と二次コイル124(図２)との間における電力の伝送を、３つのやり方で調整することができる。ＴＥＴ駆動装置216は、励磁電流をパルス化して一次コイル114に出力して、コイル114に供給される駆動パルスの幅、従って、このようなパルスのデューティサイクルを変えることができる。更に、ＴＥＴ駆動装置216は、一次コイル114に駆動パルスを供給する周波数を変えて、システム全体の電力伝送効率とシステムの電力調整の安定性との間に望ましいバランスを生成することができる。更に、既に記載したように、電力をＨブリッジ回路に供給する供給電圧Ｖｓを変えることができる。

図３に更に示されているように、外部モジュール110はサーミスタ332を含むことができ、サーミスタ332は、コイル114の温度を検出して、温度を表わす信号をマイクロコントローラ212に提供するために、一次コイル114の近くに配置されている。患者にとって不快又は危険な過剰なレベルに温度が上昇すると、可能性のあるコイルのずれに関して、マイクロコントローラ212は患者に知らせることができる。温度をより正常なレベルに戻すことができるように、可能であれば、マイクロコントローラ212は、例えば、埋め込みバッテリ128の充電を中止することによって、所要電力を低減するために、埋め込みモジュール120の動作モードを一時的に変更することができる。

図３に更に示されているように、外部モジュール110は、過電圧保護(over-voltage protection, OVP)回路322を含んでいる。ＯＶＰ回路332は、一次コイル114にかかる電圧Ｖｃを表わす信号を受信するために、増幅器324に接続された入力を有する。ＯＶＰ322は、Ｖｃが過剰なレベルに到達したときを検出すると、Ｖｃが安全なレベルに再び到達するまでＴＥＴ駆動装置318を停止するために、信号をＴＥＴ駆動装置318に供給する。１つの実施形態において、ＯＶＰ322は、ハードウェア制御回路であって、即ち、内部の電気回路の動作を通して、過電圧状態に自分で応答する回路である。これは、ハードワイヤード論理回路を含み得る。従って、ＯＶＰ322内でソフトウェア命令を検索して実行する必要なしに、ＯＶＰ322は過電圧状態に迅速に応答する。更に、通常、この回路は、応答するために、マイクロコントローラ212からの信号又は命令を待つ必要がない。

更に、外部モジュール110は、マイクロコントローラ212との双方向信号インターフェースを有する双方向無線周波数(ＲＦ)遠隔測定ブロック214を含んでいる。遠隔測定ブロック214は、トランシーバと付属のアンテナ340とを通して、信号を送受信するように構成されている。別途記載されるように、遠隔測定ブロック214は、埋め込みモジュール120の動作を制御するために、マイクロコントローラ212によって出力された信号を受け取るように構成されている。更に、遠隔測定ブロック214は、埋め込みモジュール120の動作を監視するために埋め込みモジュール120の対応するトランシーバ224(図２)によって送信された様々な信号を受信する。

エネルギを一次コイル114に効率的なやり方で可変的に供給して、安全上の問題に対処するために、マイクロコントローラ212は、埋め込みモジュール120(図２)の遠隔測定モジュール224と外部モジュール110の遠隔測定モジュール214との間のリンクを通して受信される情報と、供給電流を表わす信号342と、供給電圧Ｖｓを表わす信号344と、コイルの電圧Ｖｃを表わす信号346とを受信する。

図４は、本発明の実施形態に従って、埋め込みモジュール120のコンポーネントを更に示すブロック概略図である。既に記載したように、埋め込みモジュール120はマイクロコントローラ222を有する。マイクロコントローラ222は、特に、外部モジュール110から電力を受信するＴＥＴ電力受信機226の動作に関連して、埋め込みモジュール120の動作を制御する。埋め込みモジュール120は、ＲＦ遠隔測定ブロック224と、バックアップ遠隔測定ブロック402とを更に有する。ＲＦ遠隔測定ブロック224は、無線周波数トランシーバを含んでいる。無線周波数トランシーバを使用して、埋め込みモジュール120の動作パラメータの測定値を表わす信号を送信し、埋め込みモジュール120の動作を制御する信号を外部モジュール110から受信する。バックアップ遠隔測定モジュール402は、共振タンク回路404を有している。共振タンク回路404は、二次コイル124と異なる誘導データコイル406と、コンデンサ405とを含んでいる。バックアップ遠隔測定モジュール402は、測定パラメータを表わす信号を、埋め込みモジュール120から外部モジュール110に送信するために利用できる。従って、外部モジュール110の一次コイル114と、コイル406とを誘導結合することによって、バックアップ遠隔測定モジュール402は、外部モジュール110(図３)中のバックアップ遠隔測定受信機350に、信号を送信することができる。特定の実施形態において、ＩＳＯ１４４４３に規定されている技術、又はＮＦＣＦｏｒｕｍ，Ｉｎｃ．によって規定されている「近距離場通信」(Near Field Communication, NFC)として知られている発展型に従って、バックアップ遠隔測定モジュール402は、誘導結合によって、信号をバックアップ遠隔測定受信機350に送信することができる。短い距離(例えば、２０センチメートル未満)を、比較的に低周波で、信号を送信する場合に、このような技術は好都合であり得る。

コイル114、124による電力の送信に使用される比較的に低い周波数(一般に、３００ｋＨｚ未満)と、ＲＦ遠隔測定トランシーバ224、214(図３)間で信号が正常に送信される標準送信周波数(約４００ＭＨｚ)との間の周波数で効率的に動作するように、この誘導データコイル406の共振周波数とサイズとを設定することができる。一例において、バックアップ遠隔測定モジュール402の送信周波数は、約１０メガヘルツ(megahertz, MHz)である。一例において、バックアップ遠隔測定モジュール402は、１３．５６メガヘルツの近距離場通信のために指定された周波数で信号を送信することができる。

バックアップ遠隔測定モジュール402は、常にアクティブである必要はない。１つの実施形態では、埋め込みモジュール120のマイクロコントローラ222と外部モジュール110のマイクロコントローラ212(図３)との間で動作パラメータの測定値を通信する際に、双方向ＲＦ遠隔測定システムが利用できない又は無効である場合にのみ、バックアップ遠隔測定モジュール402はアクティブである。例えば、ＲＦ遠隔測定ブロック224の不調が原因で、又はＲＦ遠隔測定ブロック224、214(図３)間の主要なリンクによってアウトバウンド信号を送信するときの干渉が原因で、埋め込みモジュール120に対する最新の動作パラメータを表わす信号が、マイクロコントローラ212に届かない場合に、バックアップ遠隔測定モジュール402を利用することができる。これに関連して、「帯域外」干渉のような干渉が発生する場合がある。「帯域外」干渉では、雑音と放射物とが電波上に存在して、ＲＦ遠隔測定ブロック224からの信号の受信をより困難にする。帯域内干渉も発生する場合がある。帯域内干渉では、幾つかの類似のデバイスが、同じ帯域幅で信号を送信するために競合する。一例では、例えば集中治療室において、複数の送信機が同時に動作して、患者の埋め込みデバイスに配置する場合である。例えば、埋め込み医療デバイスは、標準「医療用埋め込み通信サービス(Medical Implant Communication Service, MICS)」に従って、指定周波数帯で信号を送信することができる。割り振られた帯域幅を同時に使用するのに、競合するデバイスが多過ぎる場合に、干渉が発生し得る。デバイスが、同じ帯域幅を使用するために競合している場合に、各デバイスが帯域幅を利用できる時間量は、低減され得る。このような場合に、埋め込みモジュール120から外部モジュール110へ送信されるデータ負荷が、帯域幅に割り振られた時間量に対して大き過ぎる場合に、埋め込みモジュール120の動作パラメータを表わす信号を送信するのは困難になる。

かなりの干渉が存在する場合に、通常のＲＦ遠隔測定ブロック224の代わりに、バックアップ遠隔測定モジュール402を利用して、埋め込みモジュール120からデータを送信することができる。干渉が終わると、バックアップ遠隔測定モジュール402の動作を停止して、主要なＲＦ遠隔測定ブロック224からの送信を再開できる。

１つの実施形態では、バックアップ遠隔測定モジュール402は、アクティブなときに、現在の有効な電力調整データを連続的に繰り返し送信する。外部ＴＥＴコントローラ212は、ＴＥＴ駆動装置216への電力送信駆動パルスを一時的に中断する。この休止中に、図３のバックアップ遠隔測定受信機350は、低レベルのバックアップ遠隔測定信号をリッスンする。従って、バックアップ遠隔測定受信機ブロック350は、低電力(ミリボルトレベル)のバックアップ遠隔測定信号を、電力送信駆動パルス間の間隔で受信できる。これは、通常、一次コイル114と二次コイル124とにおいて、大きな広帯域の雑音の過渡現象を発生させる。

タンク回路404の共振(搬送波）周波数を、ディジタル形式で符号化するようにパルス化することによって、バックアップ遠隔測定モジュール402により動作測定信号を送信することができる。例えば、パルス位置調整方式を使用して、タンク回路404の搬送波周波数を連続的にオンとオフとに切り替えることができる。言い換えると、タンク回路404の搬送波周波数をパルス化して、次に、比較的に短い期間休んで、次に、再びパルス化して、「０」のようなディジタル値を示すシンボルを送信することができる。更に、このような例では、搬送波周波数をパルス化して、次に、より長い期間休んで、次に、再びパルス化して、例えば「１」と「０」とからなる２値のシグナリング方式における「１」のような、異なるタイプのシンボルを示すことができる。送信パルスの数と、それらの間のより短い及びより長い休止の数及び位置とを使用して、異なる送信シンボルを表わすことができる。

図４を参照すると、ＴＥＴ受信機226は、ライン412において供給電圧Ｖｔｅｔを電力管理装置422に出力している。供給電圧Ｖｔｅｔは、様々な需要状態を受けて、モータコントローラ又は埋め込みバッテリ128に供給される電力(即ち、電流)の量を変えるように制御できる可変電圧である。より高い電力需要が存在するときは、マイクロコントローラ222は、Ｖｔｅｔをより高い電圧に維持するのを助け得る。このような場合は、後述するように、マイクロコントローラ222は、電力送信レートを上げる、等をして、電圧Ｖｔｅｔを上げるために、信号を外部モジュール110に送り返すことができる。他方で、より低い電力需要が存在するときに、供給電圧Ｖｔｅｔが高過ぎる場合は、マイクロコントローラ222は、Ｖｔｅｔをより低い電圧に下げるのを助け得る。この場合も、マイクロコントローラ222は、電力送信レートを下げて、電圧Ｖｔｅｔを落とすために、信号を外部モジュール110に送り返すことができる。

ＴＥＴ受信機226は、過電圧保護回路408を含んでいる。過電圧保護回路408は、ＴＥＴ受信機226によって出力されるＤＣ電圧レベルが高過ぎる場合にアクティブにされる。過電圧保護回路408は、過電圧保護クランプであり得る。整流されるＡＣ電流が、埋め込みデバイスのＤＣ電流の需要を大きく超えている場合に、ＤＣ電圧は過剰に発生し得る。定められた電圧範囲を維持する一方で、負荷(埋め込みデバイス)に伝送される電流量を制御することによって、埋め込みの電力の調整が達成される。指定電圧範囲における、望ましい負荷電流を埋め込みモジュール120に供給するために、ＴＥＴ駆動装置216と一次コイル114とに対する駆動レベルを調整する。クランプ408がアクティブである間、適切な電流出力を回復するために、外部ＴＥＴ110への遠隔測定信号は、駆動レベルを下げる。出力電圧をクランプすると、埋め込みシステムに対する損傷を防いで、信頼性を高める。通常は、ポンプの起動シーケンス中のような、負荷電流の大きな段階的低減（step decrease）の後で、過電圧のクランピングを行なう。

ＤＣ出力電圧Ｖｔｅｔを受信するために接続されている比較器410は、ＤＣ出力電圧が所定の上限閾値を越えるときを検出することができる。次に、比較器410によって出力された信号は、過電圧保護回路408をアクティブにする。従って、ＤＣ出力電圧Ｖｔｅｔを直ちに下げる。所定の上限閾値よりもかなり低い第２の所定の閾値未満に、出力電圧Ｖｔｅｔが落ちるまで、過電圧保護回路408はアクティブであり続ける。低い方の閾値を超えると、過電圧保護回路408は再びオフになって、回路414は、通常通りにＤＣ電圧Ｖｔｅｔの出力を再開する。動作の一例では、供給電圧Ｖｔｅｔは、約１６Ｖのレベルに維持され得る。上限閾値は、２５Ｖに設定され得る。動作を再開するための下限閾値は、２０Ｖに設定され得る。このような場合に、過電圧保護クランプ408は、時々、即ち、Ｖｔｅｔが正常な範囲をかなり越えた場合にのみ動作することを意図されている。過電圧保護回路408をアクティブにする可能性の高い１つのイベントは、埋め込みモジュール120の電力需要の段階的低減である。例えば、(埋め込みバッテリ128が現在十分に充電されているので)電力管理装置422がバッテリの充電をオフにするか、又は高ワット数の埋め込み電気デバイスのモータの起動の需要が治まると、このような低減が生じ得る。更に、このようなデバイスの動作が中断すると、電圧Ｖｔｅｔをスパイクさせ得る。

更に、図４に示されているように、ＴＥＴ受信機226は、二次コイル124で受信したエネルギ形式をＡＣからＤＣに変換するためにブリッジ整流器及びフィルタのセット414を含んでいる。図５は、ブリッジ整流器及びフィルタ回路414をより詳しく示した概略図である。送信されたＡＣ電力波形を全波整流するために、整流器は、ブリッジ構成で接続された１組のダイオードＤ２、Ｄ３、Ｄ４、Ｄ５を組み込んで、二次コイル124の出力を受信する。２つの追加のダイオードＤ１とＤ６は、クランプＦＥＴＱ１、Ｑ２がオフにされた場合に、ＦＥＴボディダイオードの導通を防ぐブロッキングダイオードである。トランジスタＱ１とＱ２のゲートは、抵抗Ｒ１を介して接地に接続され、これは、信号411がイナクティブであるときに、トランジスタをオフにする。

図５に示されているダイオードの全ては、ショットキーダイオードであり、整流器の応用に良く適していて、比較的低いオン抵抗と、約０．２−０．３Ｖのターンオン電圧とを有する。一般に、トランジスタＱ１とＱ２は、ｎ型酸化金属半導体電界効果トランジスタ (ｎ型ＭＯＳＦＥＴ)であり、トランジスタのソースは、接地に接続されている。コンデンサＣ１とＣ２は、二次コイル124と公称駆動周波数で直列共振して、低損失の金属化されたプラスチックフィルム構成を有する。コンデンサは、等しい値を有して、負荷電流と損失とを均等に分散させて、信頼性を向上させる。比較的に高い電流と電圧とに対処でき、且つ正常な動作中に少量のエネルギだけを消失させるコンデンサが、この目的のために選択され得る。一例において、動作マージンを提供して、過渡現象を許容するために、コンデンサは、数アンペアの電流と、６００Ｖ以上のピークツーピーク電圧とに対処できることが必要であり得る。更に、コンデンサＣ３とＣ４との第２の組は、１つの電解コンデンサと、より小さな値を有する別のフィルムコンデンサとを含み得る。これらのコンデンサは、整流された出力電圧Ｖｔｅｔをフィルタにかけるように動作することができる。

更に、図４は、ブリッジ整流器回路414に接続された電流監視回路420を示している。電流監視装置420は、マイクロコントローラ222に入力を提供する。ポンプの起動中における電流の需要が最も高い。電流監視装置420によって検出された電流が多過ぎる場合に、マイクロコントローラ222は、電流の需要を下げるように、モータコントローラ222又は電力管理装置422に信号を提供することができる。

更に、埋め込みモジュール120内には、モジュールの温度を検出して、温度を表わす信号をマイクロコントローラ222に提供するために、ハウジング620のすぐ近くに、サーミスタ424を備えてもよい。埋め込みモジュール120の温度が過度になると、ＲＦ遠隔測定トランシーバ224又はバックアップ遠隔測定トランシーバ402を通して、マイクロコントローラ222に信号を出力することによって、マイクロコントローラ222は、限度を超えた温度状態を、外部モジュール110に示すことができる。

図６Ａと６Ｂは、埋め込みモジュール120の外側を示した透視図を提供している。二次コイル124は、楕円形又は円形のリング610の形状で作ることができる。ブリッジ整流器回路414と、過電圧保護回路408とを、ハウジング620の中に密閉してカプセル化することができる。ハウジング620は、生体適合性材料の外側表面を表わしている。図６に示されているように、ハウジング620は、リング610の内壁612の中に納まり得る。埋め込みモジュール120の外側における温度変化が緩やかで、少量に制限されるように、リング610の中のハウジング620は、ブリッジ整流器回路414によって発生した熱を分散させるのを助けるセラミック材料を含み得る。リング610の外壁614とハウジング620との間にわたる封止剤626は、一次コイル124とブリッジ整流器回路414とによってより大量に発生した熱を分散させるのを助けることができる。ブリッジ整流器回路414と過電圧保護回路408とをリングの内周の中に設けると、コイル124とブリッジ整流器回路414とによって発生した熱を、これらの発熱要素に対して均一に分散させるのを助けることができる。

ここで、本発明の実施形態に従って、ＴＥＴシステム100の動作方法を記載する。電力をＶＡＤに供給する幾つかの応用の場合に、ＴＥＴシステム100(図１)は、外部モジュール110と埋め込みモジュール120との間で電力を伝送し続ける、即ち、１時間の中の毎秒、日の中の毎時間、年の中の毎日、伝送するように意図されている。埋め込みモジュール120によって監視されているＶＡＤの瞬間電力需要に従って、外部モジュール110から埋め込みモジュール120への電力の流れが、正確に計測される。更に、１秒未満の間隔(例えば、毎秒５０回乃至毎秒５０００回)で、外部モジュール110から埋め込みモジュール120に伝送される電力量を調節し続けることができる。従って、このような間隔中に埋め込みモジュール120が埋め込みＶＡＤ又は他の治療デバイス102に電力を供給する必要がある電力量のみを、埋め込みモジュール120は受信する。従って、ＶＡＤの通常の動作中に、埋め込みバッテリ128から電力は引き出されない。

言い換えると、通常は、外部モジュール110と埋め込みモジュール120との間で電力の伝送を中断したときか、又は外部電力の接続を意図的に外したとき、例えば患者がシャワーを浴びるときにのみ、埋め込みバッテリ128から電力が引き出される。更に、患者が大きく動いて、外部モジュール110のコイル114と、埋め込みモジュール120のコイル124との結合に重大な影響を及ぼす場合か、又は外部モジュール110に接続された外部電源を切り替える場合にも、電力の伝送が中断され得る。

従って、マイクロコントローラ222は、電源ライン412における電圧レベルＶｔｅｔを迅速に(例えば、毎秒５０乃至５０００回)サンプリングする。次に、マイクロコントローラ222は、ＲＦ遠隔測定トランシーバ224に、情報を外部モジュール110へ送り返させる。外部モジュール110では、この情報を使用して、電圧レベルＶｔｅｔを確認することができる。例えば、マイクロコントローラ222は、電圧レベルＶｔｅｔを直接に示す情報を、外部モジュール110への各通信において、トランシーバ224に送信させてもよい。

その代わりに、トランシーバ224を使用して、以前に監視された値よりも電圧が高いか又は低いことを単に示す情報を送信してもよい。トランシーバ224が、電圧レベルＶｔｅｔが上がったことを単に示している信号を送信した場合は、外部モジュール110のマイクロコントローラ212における論理は、一定のインクリメント値(例えば、０．１Ｖ)を、直前に記録された電圧レベルに加算することによって、現在の電圧レベルＶｔｅｔを決定することができる。さもなければ、トランシーバ224が、電圧レベルが下がったことを単に示している信号を送信した場合は、外部モジュール110のマイクロコントローラ212における論理は、一定のインクリメント値(例えば、０．１Ｖ)を、直前に記録された電圧レベルから減算することによって、現在の電圧レベルＶｔｅｔを決定することができる。連続的に、迅速に、一貫して、このように結果をサンプリングして、埋め込みモジュール120から外部モジュール110に報告すると、埋め込みモジュール120における可変電圧レベルＶｔｅｔを示す情報であって、同期して迅速に更新される情報を、マイクロコントローラ212が維持することができる。

更に、電圧レベルＶｔｅｔに関する情報を同期して迅速に更新することにより、ＶＡＤ又は他の埋め込み電気デバイスの変化し続ける電力需要に従って、外部モジュール110は、埋め込みモジュール120に電力を供給することができる。このような動作の一例を、図７において確認することができる。

患者の全身血圧は、心搏周期中に時間と共に変わる。このために、通常は、例えば、１１５／７５のような２つの数値を使用して、患者の血圧を表わす。高い方の数値は、心拍によって到達する最高血圧における収縮期血圧を表わす。低い方の数値は、心拍間の最低血圧における拡張期血圧を表わす。従って、各心搏周期中に１回、血圧は、各心拍と共に、収縮期の数値に上がり、次の心拍の前に、拡張期の数値に再び下がる。

心臓を通る血液の流れと血圧は、ＶＡＤのような循環ポンプにかかる負荷に、かなり且つ迅速に影響を及ぼす。負荷が変化するために、ポンプの動作に必要な電流量は、各心搏周期中にかなり変わる。

図７を参照すると、左心室から大動脈に血液を送り込んで、大動脈に流れ込む血液に圧力をかける各心搏周期中に、ＶＡＤのモータ固定子を１回駆動するために、ピーク電流(「peak current, P」)が必要である。ピーク電流は、低下電流値（「reduced current value, R」）よりもかなり大きい。低下電流値は、各心搏周期中の別の時間に、ＶＡＤのモータ固定子を１回駆動するために必要である。

図７は、電圧レベルＶｔｅｔをサンプリングするサンプリング間隔を示している。毎秒５０乃至５０００サンプルの高速サンプリングレートで、心搏周期当たりに５０回以上、従って、心臓が毎秒１回の速度で拍動し、即ち毎分６０回拍動する場合に、１回の拍動当たりに５０回以上の速度で、電圧レベルをサンプリングする。従って、図７は、１回の心搏周期(「Ｔ」)が終了する時までに、既に２００回、電圧レベルがサンプリングされていることを示している。

埋め込みＶＡＤの電力需要は、各心搏周期中に、(ＰとＲとの間で)大きく変わるので、埋め込みモジュール120に、マッチした電力を送信する必要がある。この目的を実現するために、埋め込みモジュール120のマイクロコントローラ222は、供給電圧Ｖｔｅｔをサンプリングして、ＲＦ遠隔測定トランシーバ224に、外部モジュール110へ情報を送り返させて、外部モジュール110は、埋め込みモジュールの120の内部供給電圧を監視する。内部供給電圧Ｖｔｅｔが低くなると、埋め込みモジュール120は、外部モジュール110に信号を送り返す。次に、外部モジュール110は、埋め込みモジュール120により大きな電力を送信して、内部供給電圧を正常レベルに上げる。既に記載したように、外部モジュール110は、電力の送信を３つのやり方で変えることができる。第１に、一次コイル114によって電力を送信している間に、外部モジュール110はパルス幅を変えることができる。第２に、例えば、結合と負荷の状態に応じた搬送波周波数の割合によって、外部モジュール110はこのようなパルスの周波数を変えることができる。第３に、更に、外部モジュール110は、ＴＥＴ駆動装置318(図３)に入力される電源電圧Ｖｓを変えることができる。埋め込みモジュール120において望ましい結果を得るために、これらのやり方のうちの１つ、２つ、又は全てにおいて、外部モジュール110は、一次コイル114によって送信される電力を変えることができる。従って、埋め込みモジュール120中の電力回路の監視状態に応じて、迅速にリアルタイムで調節される電流(電力)量を、埋め込みモジュール120は受信する。一例において、送信電力量を調節することができる１つのやり方では、外部モジュール110は、一次コイル114に印加される交流の一次駆動パルス幅を変える。一次コイル114と二次コイル124との各々において達成される共振の程度に従って、そのパルス幅を少し変化させると、送信電力量を相当に変えることができる。

他方で、内部供給電圧Ｖｔｅｔが高くなる場合に、埋め込みモジュール120は、信号を外部モジュール110に信号を送り返す。一次駆動パルス幅を小さくすることによって、外部モジュール110は、より少ない電力を埋め込みモジュール120に送って、内部供給電圧を正常レベルに下げることができる。

更に、心搏周期の関数として電力需要が変わる一方で、送信効率に従って、電力送信レートも変える必要があり得る。特に、例えば（入浴中のような）液体又は物体からの妨害、或いは患者の動作に起因する、一次コイル114と二次コイル124との間における結合が変わると、電力送信効率が上がったり又は下がったりする場合がある。埋め込みモジュール120からの供給電圧の監視情報を使用して、電力送信レートを上げるか又は下げて、結合に関する送信効率におけるこれらの変化を調節することができる。更に、外部モジュール110の電圧Ｖｓ又は埋め込みモジュール120の電圧Ｖｔｅｔにおいて、激しい変化が検出された場合は必ず、これは、外部モジュール110の一次コイル114の位置が動いて調節を必要とする合図になり得る。次に、外部モジュール110は、一次コイル114の位置が調節を必要とすることを知らせるために、患者への聴覚、視覚、又は触覚(例えば、震動)信号を生成することができる。

主要な遠隔測定トランシーバ224、214を介して、外部モジュール110に、内部供給電圧Ｖｔｅｔに関する信号をフィードバックする際に問題がある場合は必ず、バックアップ遠隔測定システム402を使用して、このような情報を送信することができる。バックアップ遠隔測定システム402がアクティブである場合に、外部モジュール110から電力を送信するために使用される個々の電力送信パルス間の間隔で、外部モジュール110の受信機350(図３)は、一次コイル114からの信号を「リッスンする」、即ち、ピックアップする。このようにして、主要な遠隔測定トランシーバ224、114が動作不能であるか、又は送信帯域幅が利用できない場合でさえ、埋め込みモジュール120への電力送信の素早いサンプリングと素早い調節とを維持することができる。

埋め込みモジュール120のマイクロコントローラ222が、電流監視回路420を介して、過電流状態を感知する場合に、遠隔測定システム224又はバックアップ遠隔測定システム402を使用して、外部モジュール110に、このイベントについて信号を送り返すことができる。次に、過電流状態が最早存在しなくなるまで、埋め込みモジュール120への電力送信レートを下げる又は一時的に中断することができる。

個々の動作例において、埋め込みモジュール120のマイクロコントローラ222は、温度センサ424を介して、過剰な温度状態を感知することができる。埋め込みモジュール120が患者にとって快適であり続けるために、埋め込みモジュール120の外側表面における温度上昇を１乃至２℃に抑える必要があり得る。過剰な温度状態に応答して温度を下げるために、マイクロコントローラ222は、電流の需要を一時的に下げることができる。例えば、マイクロコントローラ222は、モータに送られる電流量を一時的に下げるか、又は埋め込みバッテリ128を充電するために、これを使用することができる。埋め込みモジュール120によって使用される電流量を変化させると、供給電圧Ｖｔｅｔが変化し得る。次に、供給電圧の変化を監視して、遠隔測定システム224又はバックアップ遠隔測定システム402を介して、外部モジュール110に伝える。次に、正常な範囲内に電圧Ｖｔｅｔが戻るように、上述のやり方で、変化に対処することができる。

更に、サーミスタ332を使用して、外部モジュール110は、一次コイル114の近くで過剰な温度状態を感知することができる。既に示したように、埋め込みモジュール120によって引き出された過剰な電流によって、過剰な温度状態が発生し得る。過剰な温度状態に対処するために、外部モジュール110のマイクロコントローラ212は、遠隔測定トランシーバ214を使用して、埋め込みモジュール120に信号を送信し得る。このようにして、埋め込みモジュール120は、モータ又は埋め込みバッテリ128に供給される電流量を一時的に下げて、温度を正常に戻すことができる。

図８は、本発明の実施形態に従って動作方法を示すフローチャートである。このような実施形態では、外部モジュール110の送信一次コイル114と埋め込みモジュール120の受信二次コイル124との間で電力が送信される送信周波数によって、制御は影響を及ぼされる。このようなやり方で、送信一次コイル114と受信二次コイル124とを含む電力送信システムの共振周波数に対する所定の差を有する値に、送信周波数を維持することができる。従って、共振周波数ではないが、共振周波数に「近い」(例えば、１乃至数パーセント高い又は低い)値に、可変送信周波数を調節することができる。送信システムを近共振に維持すると、システムの安定性を助ける。システムが共振周波数自体で動作する場合は、結合度、即ち、コイル間の相互インダクタンスにおいて僅かに変化すると、送信一次コイル114と受信二次コイル124とにかかる電圧を比較的に大きく変化させ得る。従って、割り当てられた動作制限値内に留めるために、送信一次コイル114に供給される電圧又は電流をシステムが頻繁に調節する必要があり得る。

他方で、共振周波数ではないが、共振周波数に近い周波数で、システムが動作している場合は、システムを頻繁に調節する必要がないので、システムはより安定して動作することができ、電力を効率的に送信することができる。

従って、送信一次コイル114と受信二次コイル124との間における相互インダクタンスに関するパラメータを監視することができる。一例において、パラメータは、２つのコイル間の距離又は変位の推定値を含むことができる。次に、監視パラメータを使用して、共振周波数からの所定の差を有する値に、可変送信周波数を調節することができる。従って、２つのコイル間における特定の空間的な変位に対して、送信一次コイル114と受信二次コイル124との間における共振周波数からの周波数における所定の差、例えば割合の差又は絶対差を加えて、送信周波数を維持することができる。

特定の実施形態(図８)では、外部モジュール110中の送信一次コイル114にかかる電圧を監視する(810)。測定電圧は、定められた期間、例えば２５０ミリ秒にわたる平均電圧である。この測定電圧は、心搏周期中の変動をフィルタにかけて取り除くのを助ける。電圧の増加は、送信一次コイル114と受信二次コイル124との間における空間的な変位が大きくなったことを示し得る。例えば、外部モジュール110が埋め込みモジュール120から離れると、例えば、患者が動く又はかがむと、電圧は増加し得る。測定電圧から、２つのコイルの間の距離を推定することができる(820)。距離の推定値から、送信周波数が調節されるべき新たな周波数値を決定することができる。特定の実施形態では、推定距離を使用して、外部モジュール110のメモリに記憶されているテーブルから、新たな送信周波数値を調べることによって、新たな送信周波数を決定することができる(830)。システムの共振周波数からの所定の差を有する周波数に、新たな値を設定する。

１つの実施形態では、不安定性をもたらし得る送信周波数への頻繁な調節を回避するために、システムはヒステリシスを用いて動作する。ステップ840に示されているように、テーブルのルックアップによって得られる送信周波数の新たな値と、現在の送信周波数値とを比較して、それが閾値量よりも大きいかどうかを決定する。差が閾値よりも大きい場合に、送信周波数を新たな値に設定する(850)。次に、以前の通りに、ステップ810から動作を継続する。しかしながら、新たな値と現在の値との差が、閾値よりも大きくない場合は、送信周波数を調節しない。次に、以前の通りに、ステップ810から動作を継続する。

図９Ａ−９Ｃは、図７に関して既に記載した実施形態のバリエーションに従って、動作を示している。この実施形態では、１秒にほんの数回、又は場合によっては１秒以上の間隔で、比較的にゆっくりと、埋め込みモジュール120内の状態、例えば電力需要を監視する。例えば、図９Ａは、連続する間隔における電力需要の測定値910、912、914を示している。このような場合に、患者の心搏周期中の電力需要における全ての変化に遅れずについていくために、監視は不十分である。電力測定値に基づいて、長期的な電力の動向916を推定することができる。

図９Ｂは、予測信号920を示している。予測信号は、患者の心搏周期に起因する、電力需要における予測される変化を経時的に表わしている。予測信号は、例えば、外部モジュール110内の適切なデバイスによって連続的にとった患者の心電図(「electrocardiogram, EKG」)の示度に基づくことができる。

長期的な電力の動向916と予測信号920とに基づいて、マイクロコントローラ212は、送信一次コイル114に供給される瞬間電力量を調節することができ、曲線930(図９Ｃ)によって表わされているように、迅速に変わる電力量が送信される。迅速に変わる電力曲線930は、(図９Ｃに点線で示されている)長期的動向線916と、迅速に変わる予測信号との両者を反映している。

本発明はこの中で特定の実施形態に関連して記載されているが、これらの実施形態が本発明の原理と応用とを例示しているだけであることが分かるであろう。従って、例示的な実施形態に多くの修正を行なうことができ、請求項によって定義されている本発明の意図と範囲とから逸脱することなく、他の構成が考えられ得ることが分かるであろう。

例えば、上述の実施形態(図３)のバリエーションによると、外部モジュール110(図３)に信号を送信するために、埋め込みモジュール120において、バックアップ遠隔測定モジュール402は無線周波数(ＲＦ)送信機を含んでもよい。この場合に、外部モジュール110中の一次コイル114と誘導結合されたコイル(例えば、図４のコイル406)を有することなく、バックアップ遠隔測定モジュール402は動作することができる。このようなバリエーションにおいて、バックアップ遠隔測定モジュール402のＲＦ送信機は、主要なＲＦ送信機224によって使用される周波数範囲と異なる周波数範囲で信号を送信して、主要なＲＦ送信機224に影響を及ぼす干渉を回避するように設計することができる。

100・・・経皮エネルギ伝送(ＴＥＴ)システム、102・・・埋め込み電気デバイス、104・・・皮膚、110・・・外部モジュール、111,334・・・端子、112・・・電源、114・・・一次コイル、120・・・内部モジュール、124・・・二次電力コイル、126・・・関連する回路、128・・・埋め込みバッテリ、324・・・増幅器、330,405・・・コンデンサ、331・・・タンク回路、332・・・サーミスタ、340・・・アンテナ、404・・・共振タンク回路、406・・・コイル、410・・・比較器、412・・・電源ライン、420・・・電流監視回路、610・・・リング、612・・・内壁、614・・・外壁、620・・・ハウジング、626・・・封止剤、910,912,914・・・測定値、916・・・長期的動向線、920・・・予測信号、930・・・曲線。

例えば、上述の実施形態(図３)のバリエーションによると、外部モジュール110(図３)に信号を送信するために、埋め込みモジュール120において、バックアップ遠隔測定モジュール402は無線周波数(ＲＦ)送信機を含んでもよい。この場合に、外部モジュール110中の一次コイル114と誘導結合されたコイル(例えば、図４のコイル406)を有することなく、バックアップ遠隔測定モジュール402は動作することができる。このようなバリエーションにおいて、バックアップ遠隔測定モジュール402のＲＦ送信機は、主要なＲＦ送信機224によって使用される周波数範囲と異なる周波数範囲で信号を送信して、主要なＲＦ送信機224に影響を及ぼす干渉を回避するように設計することができる。
以下に、出願当初の特許請求の範囲に記載された発明を付記する。
［Ｃ１］
（ａ）電気モータを有するポンプであって、
前記ポンプが埋め込まれている患者の心搏周期によって変わる電力需要を有する、前記ポンプと、
（ｂ）前記患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
前記電源は、
二次コイルと、
前記二次コイルに印加された電力を前記ポンプに送信することができるように、前記ポンプに電力を供給するために前記二次コイルに接続された電力回路と、
前記電力回路の状態を監視して、前記監視されている状態を表わす経皮遠隔測定信号を送るように動作可能な監視回路と、
を有する、前記埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記二次コイルと経皮誘導結合するように構成された一次コイルと、
前記一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、
前記経皮遠隔測定信号を受信して、前記経皮遠隔測定信号に少なくとも部分的に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能な制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、循環補助デバイスであって、
前記監視回路と前記制御回路は、
前記電力回路の状態を監視して、
前記心搏周期に実質的に従って、前記一次コイルにおける前記交流を変動させるために、前記電力回路の状態に従って、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能である、循環補助デバイス。
［Ｃ２］
（ａ）患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能なポンプであって、
時間と共に変わる電力需要を有する、電気モータを備えた前記埋め込み可能なポンプと、
（ｂ）前記患者の前記身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
前記電源は、
二次コイルと、
前記二次コイルに印加された電力を前記埋め込み可能なポンプに送信することができるように、前記埋め込み可能なポンプに電力を供給するために前記二次コイルに接続された電力回路と、
前記電力回路の状態を監視して、前記監視されている状態を表わす経皮遠隔測定信号を送るように動作可能な監視回路と、
を有する、前記埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記二次コイルと経皮誘導結合するように構成された一次コイルと、
前記一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、
前記経皮遠隔測定信号を受信して、前記経皮遠隔測定信号に少なくとも部分的に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能な制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、循環補助デバイスであって、
前記監視されている状態に実質的に従って、前記一次コイルにおける前記交流を変動させて、前記電力回路における前記監視されている状態を希望の範囲内に維持するために、前記制御回路は、前記経皮遠隔測定信号に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能である、循環補助デバイス。
［Ｃ３］
前記監視回路と前記制御回路は、
前記一次コイルと前記二次コイルとの結合における変化に応答して、前記電力回路の前記状態を監視して、
前記結合における変化に実質的に従って、前記一次コイルにおける前記交流を変動させるように、前記一次コイルにおける前記交流を調節して、
前記結合における変化に関わらず、前記電力回路を前記希望の範囲内に維持するように動作可能である、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ４］
前記監視回路は、
前記電力回路の前記状態を監視して、
毎秒少なくとも５０回、前記経皮遠隔測定信号を送るように構成されている、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ５］
前記監視されている状態は、前記二次コイルによって供給された電圧を含む、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ６］
前記電力回路は、入力と出力とを有する整流器、を含み、
前記監視されている状態は、前記整流器の前記出力における電圧を含む、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ７］
前記整流器を収容する非強磁性セラミックハウジング、を更に具備する、Ｃ６に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ８］
前記整流器は、ショットキーダイオードのブリッジ整流器である、Ｃ６に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ９］
前記埋め込み可能な電力ユニットの中の前記電力回路は、
前記整流器の前記出力における前記電圧が過電圧値を超えた場合に、前記整流器の前記入力を通して分流器を接続するように動作可能な過電圧保護要素、を更に含み、
前記過電圧保護要素は、
前記整流器の前記出力における前記電圧が、所定の過電圧値を超えた場合に、前記電力回路をディスエーブルにして、
前記整流器の前記出力における前記電圧が、前記過電圧値よりも小さい回復値未満に下がった場合に、前記電力回路を再びイネーブルにするように動作可能である、Ｃ６に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１０］
前記電力回路は、
バッテリと、
ルーティング回路と、を更に含み、
前記ルーティング回路は、
電力が前記二次コイルを通して受信された場合は、前記二次コイルから、前記電気モータ、前記バッテリ、又は前記電気モータと前記バッテリとの両者に、電力をルーティングして、
電力が前記二次コイルによって受信されない場合は、前記バッテリから、前記電気モータに、電力をルーティングするように構成されており、
前記監視回路と前記制御回路は、
前記一次コイルにおける前記電流を変動させて、
充電動作中と、前記バッテリが十分に充電されている場合は動作中とに、前記状態を前記希望の範囲内に維持するように動作可能である、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１１］
前記監視回路は、前記埋め込み可能な電力ユニット内の温度を検出するように動作可能な温度センサ、を更に含む、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１２］
前記検出された温度が閾値を越えると、前記監視回路は、前記埋め込み可能な電力ユニットに接続された埋め込みバッテリ又は前記ポンプのうちの少なくとも一方への、前記電力回路による電流の供給を低減するように構成されている、Ｃ１１に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１３］
前記駆動回路は、第１の周波数で、前記一次コイルに前記交流を印加するように動作可能であり、
前記監視回路は、前記第１の周波数と異なる周波数で、前記経皮遠隔測定信号を送るように動作可能である、Ｃ１又は２に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１４］
前記監視回路は、
第１の送信機と第２の送信機とを含み、
前記第１の送信機を介して、第１の遠隔測定信号を送るように動作可能であり、
前記第１の遠隔測定信号を送信する際に問題がある場合に、前記第２の送信機を介して、第２の遠隔測定信号を送るように動作可能である、Ｃ１３に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１５］
前記一次コイルと前記二次コイルとの間における電力の効率的で安定した送信のために、前記制御回路は、前記第１の周波数を自動的に調節して、前記一次コイルと前記二次コイルとの間における共振を調節するように動作可能である、Ｃ１３に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１６］
電力を前記ポンプに供給する埋め込みバッテリがなくても、前記埋め込み可能な電力ユニットが動作することができるように、前記制御回路は、前記経皮遠隔測定信号を受信して、前記一次コイルにおける前記交流を十分なレートで調節するように動作可能である、Ｃ１５に記載の循環補助デバイス。
［Ｃ１７］
（ａ）患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電気デバイスと、
（ｂ）前記患者の前記身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
受信コイルと、
前記受信コイルに印加された電力を、前記埋め込み可能な電気デバイスに送信することができるように、前記受信コイルに接続された電力回路と、
を有する、前記埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記受信コイルと経皮誘導結合するように構成された送信コイルであって、前記送信コイルと前記受信コイルとの間の距離に関連して変わる共振周波数を有するシステムを定義する、前記送信コイルと、
交流を前記送信コイルに可変駆動パルス幅で印加するように動作可能な駆動回路と、
制御回路であって、（ｉ）前記送信コイルと前記受信コイルとの間における相互インダクタンスに関するパラメータを監視して、（ｉｉ）前記共振周波数からの所定の差を有する値に、可変送信周波数を調節して、前記共振周波数からの所定の差を有する前記可変送信周波数を維持するように動作可能な前記制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、システム。
［Ｃ１８］
前記制御回路は、前記共振周波数未満に前記可変送信周波数を維持するように動作可能である、Ｃ１７に記載のシステム。
［Ｃ１９］
前記所定の差は、前記共振周波数からの割合の差である、Ｃ１８に記載のシステム。
［Ｃ２０］
前記制御回路は、前記可変送信周波数を、現在の値と、前記現在の値と異なる新たな値との差が、閾値よりも大きい場合に、前記現在の値から前記新たな値に調節するように動作可能である、Ｃ１７に記載のシステム。
［Ｃ２１］
前記制御回路は、前記監視されているパラメータの様々な値に対応する複数の周波数値を記憶するテーブルを含み、
前記制御回路は、前記監視されているパラメータを使用して、前記テーブルから、前記新たな値を調べるように動作可能である、Ｃ２０に記載のシステム。
［Ｃ２２］
前記監視されているパラメータは、前記送信コイルと前記受信コイルとの間の距離の推定値を含む、Ｃ１７に記載のシステム。
［Ｃ２３］
前記制御回路は、前記送信コイルにかかる電圧の少なくとも１つの測定値を使用して、前記距離を推定するように動作可能である、Ｃ２２に記載のシステム。
［Ｃ２４］
前記制御回路は、前記送信コイルに供給された電流の測定値を更に使用することによって、前記距離を推定するように動作可能である、Ｃ２３に記載のシステム。
［Ｃ２５］
前記埋め込み可能な電気デバイスは、時間と共に変わる電力需要を有する、電気モータを備えた循環補助ポンプである、Ｃ１７に記載のシステム。
［Ｃ２６］
（ａ）ポンプであって、
前記ポンプが埋め込まれている患者の心搏周期に実質的に従って変わる電力需要を有する、電気モータを備えた前記ポンプと、
（ｂ）前記患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
二次コイルと、
前記二次コイルに印加された電力を前記ポンプに送信することができるように、前記ポンプに電力を供給するために前記二次コイルに接続された電力回路と、
前記電力回路の状態を監視して、前記監視されている状態を表わす経皮遠隔測定信号を定期的な間隔で送るように動作可能な監視回路と、
を有する、埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記二次コイルと経皮誘導結合するように構成された一次コイルと、
前記一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、
前記経皮遠隔測定信号を受信するように動作可能な受信機と、
前記受信した経皮遠隔測定信号と、少なくとも前記患者の心拍を表わす信号とに基づいて、前記ポンプの瞬間電力需要を推定する予測信号を生成するように動作可能な予測回路と、
前記受信した経皮遠隔測定信号と前記予測信号とに少なくとも部分的に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能な制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、循環補助デバイス。

Claims

（ａ）電気モータを有するポンプであって、
前記ポンプが埋め込まれている患者の心搏周期によって変わる電力需要を有する、前記ポンプと、
（ｂ）前記患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
前記電源は、
二次コイルと、
前記二次コイルに印加された電力を前記ポンプに送信することができるように、前記ポンプに電力を供給するために前記二次コイルに接続された電力回路と、
前記電力回路の状態を監視して、前記監視されている状態を表わす経皮遠隔測定信号を送るように動作可能な監視回路と、
を有する、前記埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記二次コイルと経皮誘導結合するように構成された一次コイルと、
前記一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、
前記経皮遠隔測定信号を受信して、前記経皮遠隔測定信号に少なくとも部分的に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能な制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、循環補助デバイスであって、
前記監視回路と前記制御回路は、
前記電力回路の状態を監視して、
前記心搏周期に実質的に従って、前記一次コイルにおける前記交流を変動させるために、前記電力回路の状態に従って、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能である、循環補助デバイス。
（ａ）患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能なポンプであって、
時間と共に変わる電力需要を有する、電気モータを備えた前記埋め込み可能なポンプと、
（ｂ）前記患者の前記身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
前記電源は、
二次コイルと、
前記二次コイルに印加された電力を前記埋め込み可能なポンプに送信することができるように、前記埋め込み可能なポンプに電力を供給するために前記二次コイルに接続された電力回路と、
前記電力回路の状態を監視して、前記監視されている状態を表わす経皮遠隔測定信号を送るように動作可能な監視回路と、
を有する、前記埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記二次コイルと経皮誘導結合するように構成された一次コイルと、
前記一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、
前記経皮遠隔測定信号を受信して、前記経皮遠隔測定信号に少なくとも部分的に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能な制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、循環補助デバイスであって、
前記監視されている状態に実質的に従って、前記一次コイルにおける前記交流を変動させて、前記電力回路における前記監視されている状態を希望の範囲内に維持するために、前記制御回路は、前記経皮遠隔測定信号に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能である、循環補助デバイス。
前記監視回路と前記制御回路は、
前記一次コイルと前記二次コイルとの結合における変化に応答して、前記電力回路の前記状態を監視して、
前記結合における変化に実質的に従って、前記一次コイルにおける前記交流を変動させるように、前記一次コイルにおける前記交流を調節して、
前記結合における変化に関わらず、前記電力回路を前記希望の範囲内に維持するように動作可能である、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記監視回路は、
前記電力回路の前記状態を監視して、
毎秒少なくとも５０回、前記経皮遠隔測定信号を送るように構成されている、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記監視されている状態は、前記二次コイルによって供給された電圧を含む、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記電力回路は、入力と出力とを有する整流器、を含み、
前記監視されている状態は、前記整流器の前記出力における電圧を含む、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記整流器を収容する非強磁性セラミックハウジング、を更に具備する、請求項６に記載の循環補助デバイス。
前記整流器は、ショットキーダイオードのブリッジ整流器である、請求項６に記載の循環補助デバイス。
前記埋め込み可能な電力ユニットの中の前記電力回路は、
前記整流器の前記出力における前記電圧が過電圧値を超えた場合に、前記整流器の前記入力を通して分流器を接続するように動作可能な過電圧保護要素、を更に含み、
前記過電圧保護要素は、
前記整流器の前記出力における前記電圧が、所定の過電圧値を超えた場合に、前記電力回路をディスエーブルにして、
前記整流器の前記出力における前記電圧が、前記過電圧値よりも小さい回復値未満に下がった場合に、前記電力回路を再びイネーブルにするように動作可能である、請求項６に記載の循環補助デバイス。
前記電力回路は、
バッテリと、
ルーティング回路と、を更に含み、
前記ルーティング回路は、
電力が前記二次コイルを通して受信された場合は、前記二次コイルから、前記電気モータ、前記バッテリ、又は前記電気モータと前記バッテリとの両者に、電力をルーティングして、
電力が前記二次コイルによって受信されない場合は、前記バッテリから、前記電気モータに、電力をルーティングするように構成されており、
前記監視回路と前記制御回路は、
前記一次コイルにおける前記電流を変動させて、
充電動作中と、前記バッテリが十分に充電されている場合は動作中とに、前記状態を前記希望の範囲内に維持するように動作可能である、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記監視回路は、前記埋め込み可能な電力ユニット内の温度を検出するように動作可能な温度センサ、を更に含む、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記検出された温度が閾値を越えると、前記監視回路は、前記埋め込み可能な電力ユニットに接続された埋め込みバッテリ又は前記ポンプのうちの少なくとも一方への、前記電力回路による電流の供給を低減するように構成されている、請求項１１に記載の循環補助デバイス。
前記駆動回路は、第１の周波数で、前記一次コイルに前記交流を印加するように動作可能であり、
前記監視回路は、前記第１の周波数と異なる周波数で、前記経皮遠隔測定信号を送るように動作可能である、請求項１又は２に記載の循環補助デバイス。
前記監視回路は、
第１の送信機と第２の送信機とを含み、
前記第１の送信機を介して、第１の遠隔測定信号を送るように動作可能であり、
前記第１の遠隔測定信号を送信する際に問題がある場合に、前記第２の送信機を介して、第２の遠隔測定信号を送るように動作可能である、請求項１３に記載の循環補助デバイス。
前記一次コイルと前記二次コイルとの間における電力の効率的で安定した送信のために、前記制御回路は、前記第１の周波数を自動的に調節して、前記一次コイルと前記二次コイルとの間における共振を調節するように動作可能である、請求項１３に記載の循環補助デバイス。
電力を前記ポンプに供給する埋め込みバッテリがなくても、前記埋め込み可能な電力ユニットが動作することができるように、前記制御回路は、前記経皮遠隔測定信号を受信して、前記一次コイルにおける前記交流を十分なレートで調節するように動作可能である、請求項１５に記載の循環補助デバイス。
（ａ）患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電気デバイスと、
（ｂ）前記患者の前記身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
受信コイルと、
前記受信コイルに印加された電力を、前記埋め込み可能な電気デバイスに送信することができるように、前記受信コイルに接続された電力回路と、
を有する、前記埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記受信コイルと経皮誘導結合するように構成された送信コイルであって、前記送信コイルと前記受信コイルとの間の距離に関連して変わる共振周波数を有するシステムを定義する、前記送信コイルと、
交流を前記送信コイルに可変駆動パルス幅で印加するように動作可能な駆動回路と、
制御回路であって、（ｉ）前記送信コイルと前記受信コイルとの間における相互インダクタンスに関するパラメータを監視して、（ｉｉ）前記共振周波数からの所定の差を有する値に、可変送信周波数を調節して、前記共振周波数からの所定の差を有する前記可変送信周波数を維持するように動作可能な前記制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、システム。
前記制御回路は、前記共振周波数未満に前記可変送信周波数を維持するように動作可能である、請求項１７に記載のシステム。
前記所定の差は、前記共振周波数からの割合の差である、請求項１８に記載のシステム。
前記制御回路は、前記可変送信周波数を、現在の値と、前記現在の値と異なる新たな値との差が、閾値よりも大きい場合に、前記現在の値から前記新たな値に調節するように動作可能である、請求項１７に記載のシステム。
前記制御回路は、前記監視されているパラメータの様々な値に対応する複数の周波数値を記憶するテーブルを含み、
前記制御回路は、前記監視されているパラメータを使用して、前記テーブルから、前記新たな値を調べるように動作可能である、請求項２０に記載のシステム。
前記監視されているパラメータは、前記送信コイルと前記受信コイルとの間の距離の推定値を含む、請求項１７に記載のシステム。
前記制御回路は、前記送信コイルにかかる電圧の少なくとも１つの測定値を使用して、前記距離を推定するように動作可能である、請求項２２に記載のシステム。
前記制御回路は、前記送信コイルに供給された電流の測定値を更に使用することによって、前記距離を推定するように動作可能である、請求項２３に記載のシステム。
前記埋め込み可能な電気デバイスは、時間と共に変わる電力需要を有する、電気モータを備えた循環補助ポンプである、請求項１７に記載のシステム。
（ａ）ポンプであって、
前記ポンプが埋め込まれている患者の心搏周期に実質的に従って変わる電力需要を有する、電気モータを備えた前記ポンプと、
（ｂ）前記患者の身体内に取り付けるように構成された、埋め込み可能な電力ユニットであって、
二次コイルと、
前記二次コイルに印加された電力を前記ポンプに送信することができるように、前記ポンプに電力を供給するために前記二次コイルに接続された電力回路と、
前記電力回路の状態を監視して、前記監視されている状態を表わす経皮遠隔測定信号を定期的な間隔で送るように動作可能な監視回路と、
を有する、埋め込み可能な電力ユニットと、
（ｃ）外部電源であって、
前記二次コイルと経皮誘導結合するように構成された一次コイルと、
前記一次コイルに交流を印加するように動作可能な駆動回路と、
前記経皮遠隔測定信号を受信するように動作可能な受信機と、
前記受信した経皮遠隔測定信号と、少なくとも前記患者の心拍を表わす信号とに基づいて、前記ポンプの瞬間電力需要を推定する予測信号を生成するように動作可能な予測回路と、
前記受信した経皮遠隔測定信号と前記予測信号とに少なくとも部分的に応答して、前記一次コイルにおける前記交流を調節するように動作可能な制御回路と、
を有する、前記外部電源と、
を具備する、循環補助デバイス。