JP2017511204A - 経皮エネルギー伝送システムの改良 - Google Patents

Abstract

本願は、システムの使用の効率、安全性および全体的な利便性を維持しつつ、心臓ポンプを含む、１つまたは複数の埋込み装置（１０２）に給電するのに十分な量のエネルギーを生成およびワイヤレスで伝達する、改善された経皮エネルギー伝送（ＴＥＴ）システム（１００）に関する。本願はさらに、改善されたシステムのための１つまたは複数の動作方法に関する。

Description

［関連出願の相互参照］
本願は、２０１４年４月１５日出願の米国仮特許出願第６１／９７９，８２１号の出願日の利益を請求し、その開示内容を引用することにより本明細書の一部をなすものとする。

［発明の分野］
本発明は、経皮エネルギー伝送（ＴＥＴ）システムおよびそのようなシステムのための動作方法に関する。

経皮エネルギー伝送（ＴＥＴ）システムは、人体内で内部に埋め込まれるポンプなどの装置に電力を供給するために使用される。体外の送信コイルによって生成される磁界は、皮膚（肌）バリアを横切って、体内に埋め込まれる磁気受信コイルに電力を伝達することができる。受信コイルは次いで受信電力を、埋め込まれたポンプまたは他の内部装置に、および体内に埋め込まれる１つまたは複数のバッテリにそのバッテリを充電するために伝送することができる。

そのようなシステムは、システムの使用の効率、安全性および全体的な利便性を維持しつつ、１つまたは複数の埋込み装置に給電するのに十分な量のエネルギーを効率的に生成しワイヤレスで伝達するべきである。

それらのシステムの効率に関して、現在のＴＥＴシステムが被る１つの欠点が、送信コイルによって生成される磁界の性質に起因する。その性質上、磁界は送信コイルからあらゆる方向に広がる（たとえば、球状パターンであり、コイル巻線パターンから径方向に広がる）。そのため、送信コイルによって発せられる電磁界からのエネルギーの多くは、受信コイルには有効にまたは最適に焦束されない。これはワイヤレスエネルギー伝送の効率（すなわち、結合係数）を制限する。別の課題が、埋込み装置の電力および／または電流要求が一定ではなく、むしろ変動しやすいという事実から生じる。そのため、埋込み装置に最も有効に給電するために、電力および／または電流需要のそのような変化に効率的に適応する必要がある。

システムの利便性に関して、現在のＴＥＴシステム間の１つの課題は、送信コイルと受信コイルとの間の最適な軸方向位置合わせ（患者の皮膚の表面に近接して）および径方向位置合わせ（患者の皮膚の表面にわたって）を維持して、電力伝送効率を上昇させ、かつ加熱をもたらすことになる送信コイル損失を最小限にする困難から生じる。第一に、体の外側に着用される送信コイルは、着用者による動きによるなど、位置がずれやすい。その上、一旦送信コイルが所定の位置からずらされると、位置合わせを回復するためにコイルをどの方向に移動するべきかを決定することなど、コイルを再位置決めすることは、なんらかの形態の誘導なしでは困難となり得る。そのため、着用者が送信コイルを位置決めまたは再位置決めするのを援助するシステムの必要がある。

さらに、体の外側に着用される送信コイルの位置のずれはまた、システムの着用者の健康および安全性に関して問題をもたらす。コイルが全出力で動作する間にその適切な位置合わせからずれれば、電力伝送の結合係数が低減されることがあるだけでなく、それは着用者にとって望ましくない過熱を引き起こすことがあり、そのような過熱は皮膚または周辺組織に有害となり得る。

したがって、改善された効率と、改善された安全性と、患者にとっての改善された快適さおよび／または利便性とのうちの１つまたは複数を提供するＴＥＴシステムの必要がある。

本発明のある態様は、電力消費装置と電力消費装置に電気的に接続される内部コイルとを有する内部部品であって、動物の体内に装着するように適合されている内部部品と、体の外に装着するように適合される外部コイルと、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されているか否かのインジケーション（indication：指示）であり、結合の効率または精度の程度を含んでもよいインジケーションを提供するように動作する結合検出回路と、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されているという結合検出回路からのインジケーションに応答して外部コイルに電力レベル交流電位を印加するように動作する駆動回路とを含む経皮エネルギー伝送システムを提供する。駆動回路はまた、電力レベル交流電位を印加していないときに外部コイルに電力レベル交流電位未満の試験レベル交流電位を印加するように動作してもよい。駆動回路はさらに、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されていないという結合検出回路からのインジケーションに応答して外部コイルへの電力レベル交流電位の印加を中止するように動作してもよい。駆動回路はさらに、駆動回路が電力レベル交流電位を印加していないときに試験レベル交流電位を断続的に印加するように動作してもよい。いくつかの例において、結合検出回路は、外部コイルの電流フローを測定するように動作する電流モニタを含んでもよく、電流モニタによって測定した電流フローに少なくとも部分的に基づいてインジケーションを提供するように動作してもよい。さらなる例において、結合検出回路は結合度を表す情報を提供するように動作してもよく、駆動回路は結合度が閾値を超えるときに電力レベル交流電位を印加するように動作してもよい。

本発明の別の態様は、一次コイルと、一次コイルに電流を供給するように動作する駆動回路と、駆動回路と関連づけられる電流および／または温度を測定するように動作する１つまたは複数のセンサと、測定された電流または温度を対応する閾温度または電流値と比較し、測定された電流または温度が対応する閾値以上であれば、所定の条件が満たされるまで駆動回路の動作を停止する制御回路とを含む、経皮エネルギー伝送システムのための駆動器を提供する。いくつかの例において、測定された温度が対応する閾温度値を超えれば、制御回路は、測定された温度が所定の第２の閾温度値以下になるまで駆動回路の動作を停止する。いくつかの例において、測定された電流が対応する閾電流値を超えれば、制御回路は、所定量の時間の経過まで駆動回路の動作を停止する。

駆動器は、駆動器によって駆動される部品をさらに含む経皮エネルギー伝送システムに含まれてもよい。被駆動部品は、二次コイルと、二次コイルに電気的に接続される埋込み電力消費装置と、電力消費装置および二次コイルに電気的に接続され、かつ電力消費装置を作動させるのに十分な充電を蓄積するように構成される埋込み電源とを含んでもよい。制御回路は、測定された電流または温度が対応する閾値以上であれば、埋込み電源に、埋込み医療装置に電力を供給するようにさらに命令してもよい。

本発明の別の態様は、動物の体内に装着するように適合される内部部品と、体の外に装着するように適合される外部部品とを含む経皮エネルギー伝送システムを提供する。内部部品は、内部コイルと、内部コイルから電力を受けるために内部コイルに電気的に接続される内部装置と、内部部品の動作に関する１つまたは複数のパラメータを表すテレメトリ信号を送るように動作するテレメトリ送信機とを含む。外部部品は、外部コイルと、テレメトリ送信機からテレメトリ信号を受信するように適合されるテレメトリ受信機と、テレメトリ受信機がテレメトリ信号を受信するときに通常動作モードで、かつテレメトリ受信機がテレメトリ信号を受信しないときにセーフ動作モードで動作する駆動回路とを含む。

駆動回路は、通常モードおよびセーフモードの両モードで、外部コイルに印加される電力が内部コイルに結合されることになるように外部コイルに電力を印加するように動作してもよい。回路は、通常モードで動作するときに、テレメトリ信号に少なくとも部分的に応答して外部コイルに印加される電力を制御するように動作してもよい。駆動回路はさらに、セーフモードでより通常モードで外部コイルにより多くの電力を印加するように動作してもよい。駆動回路はさらに、または代替的に、通常モードで内部装置およびテレメトリ送信機を作動させるのに十分な量の電力を印加するように動作してもよい。駆動回路はなおいっそうさらに、通常モードで、内部装置およびテレメトリ送信機に給電するのに十分な量の電力を印加するように、そして１つまたは複数の埋込みバッテリを充電するように動作してもよい。

いくつかの例において、経皮エネルギー伝送システムは、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されているか否かのインジケーションを提供するように動作する結合検出回路をさらに含んでもよい。そのような例において、駆動回路は、テレメトリ受信機がテレメトリ信号を受信せず、かつ結合検出回路が、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されていることを示すときにのみセーフモードで動作するように構成されてもよい。さらなる例において、外部部品はさらに、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されているか否かのインジケーションを提供するように動作する結合検出回路を含んでもよく、駆動回路は、テレメトリ信号が受信されず、かつインジケーションが、外部コイルが内部コイルに電磁的に結合されていることを示すときにのみセーフモードで動作するように配置されてもよい。

本発明のさらに別の態様は、ワイヤレスエネルギー伝送システムのための駆動器を提供する。駆動器は、一次軸と一次軸の周囲に螺旋状に延在する一次導体とを有する一次コイルであって、一次導体が内端および外端を有し、一次導体の内端および外端が一次軸の共通の径方向の線上に実質的に配置されている、一次コイルを含んでもよい。駆動器は、一次コイルの内端および外端に電気的に接続される駆動回路であって、一次コイルを駆動するように動作する駆動回路をさらに含んでもよい。いくつかの例において、駆動回路は一次導体から略軸方向に配置されてもよく、一次導体の内端および外端は駆動回路に向かって一次導体から略軸方向に延在してもよい。また、駆動回路は、プリント基板回路に配置され、かつ一次コイルと共振回路を形成するように接続された１つまたは複数のコンデンサを含むプリント基板回路をさらに含んでもよい。

上述の駆動器を含むワイヤレスエネルギー伝送モジュールも提供されてもよい。駆動器の一次コイルおよび駆動器回路は、ワイヤレスエネルギー伝送モジュールの共通のハウジング内に配置されてもよい。ワイヤレスエネルギー伝送モジュールは、一次コイルから略軸方向に配置される熱絶縁層をさらに含んでもよい。熱絶縁層は、一次コイルとワイヤレスエネルギー伝送モジュールが装着される動物の皮膚との間に熱バリアを提供してもよい。

いくつかの例において、共通のハウジングは、動物の体外に装着されるように適合される第１の面と、第１の面の反対側の第２の曲面と、第１の面と第２の面との間に一次軸の方向に延在する実質的に円形の側壁とを含んでもよい。側壁は一次軸の方向に約１０ｍｍ延在してもよい。

いくつかの例において、駆動器は、一次軸に対して横断方向に延在する、強磁性またはフェリ磁性材料（たとえば、フェライト）で構成されるシールドを含んでもよい。シールドは、相互に隣接する区分の縁間にギャップをもって互いに略縁と縁を向き合わせて配置される複数の板状区分を含んでもよい。ギャップの少なくともいくつかは一次軸に関して実質的に径方向に延びてもよい。

いくつかの例において、駆動器は、一次コイルに近接して一次軸に対して横断方向に延在する、磁化可能な電気絶縁材料で構成される主シールドと、一次軸の周囲に延在し、かつ一次コイルから反対側に面する主シールドの後面から突出する、磁化可能な電気絶縁材料で構成されるシールド壁とを含んでもよい。そのような例において、シールド壁および主シールドは略カップ状の構造を協働で画定し、駆動回路の少なくとも一部がシールド壁内に配置される。

いくつかの例において、駆動回路は、一次コイルに近接して一次軸に対して横断方向に延在する、磁化可能な電気絶縁材料で構成される主シールドを含んでもよく、主シールドは一次軸と位置合わせされ、かつ主シールドを通って延びる穴を含んでもよい。穴は任意選択的に正方形状にされてもよい。

駆動器はワイヤレスエネルギー伝送システムに含まれてもよく、そのようなシステムは駆動器によって駆動される部品をさらに含む。被駆動部品は、二次軸と二次軸の周囲に螺旋状に延在する二次導体とを有する二次コイルと、二次コイルに電気的に接続される電力消費装置とを含んでもよい。いくつかの例において、二次導体は、二次軸に対して垂直な共通の径方向の線上に実質的に配置される内端および外端を有してもよい。ワイヤレスエネルギー伝送システムは、生体適合性外側面を有する埋込みコイルハウジングをさらに含んでもよい。ハウジングは二次コイルを含んでもよく、かつ二次コイルの前側がコイルハウジングの前側に向かって面するように前側および後側を有してもよい。コイルハウジングは、ハウジングの前側および後側を区別する１つまたは複数の視覚的に知覚可能なしるしを任意選択的に含んでもよい。

いくつかの例において、駆動器を含むそのようなワイヤレスエネルギー伝送システムは、二次軸と二次軸の周囲に螺旋状に延在する二次導体とを有する二次コイルであって、二次軸に沿って反対方向に向く前側と後側とを有する二次コイルも含んでもよい。システムは、二次コイルに、また二次コイルの後部に近接して二次軸に対して横断方向に延在する、磁化可能な電気絶縁材料で構成される二次シールドをさらに含んでもよい。いくつかの例において、二次シールドは、二次軸と位置合わせされ二次シールドを通って延びる丸穴を有してもよい。

本発明のさらなる態様は、一次コイルと一次コイルを駆動するように動作する駆動回路とを有し、一次コイルが一次軸と一次軸の周囲に実質的に平坦な螺旋状に延在する一次導体とを有する駆動器と、二次軸と二次軸の周囲に実質的に平坦な螺旋状に延在する二次導体とを有する埋込み二次コイルと、二次コイルに電気的に接続される埋込みエネルギー消費装置とを含む経皮エネルギー伝送システムを提供する。一次コイルおよび二次コイルの各々は少なくとも７０ミリメートルの外径を有してもよい。駆動器は、エネルギー消費装置に少なくとも約５ワットの電力、少なくとも約１０ワットの電力、少なくとも約１５ワットの電力、少なくとも約２０ワットの常時電力、少なくとも２５ワットの常時電力または少なくとも３０ワットの常時電力を供給するように一次コイルを駆動するように動作してもよい。

本発明のさらなる態様は、ワイヤレスエネルギー伝送システムのための被駆動要素も提供する。被駆動要素は、二次コイルと、二次コイルと回路状に接続されて共振回路を形成する１つまたは複数のコンデンサと、共振回路に接続される整流器回路と、整流器回路に接続される入力と出力とを有するＤＣ−ＤＣコンバータと、ＤＣ−ＤＣコンバータの出力に接続される１つまたは複数の電力消費装置と、ＤＣ−ＤＣコンバータの特性を制御するように構成および配置される制御回路との各々を含んでもよい。たとえば、制御回路は、電力消費装置による電力消費が増加するときにＤＣコンバータの出力での出力電圧または電流の一方が実質的に一定のままである（たとえば、電力消費装置による電力消費が増加するにつれてＤＣコンバータの入力電圧が増加し、電力消費装置による電力消費が増加するにつれてＤＣコンバータの入力インピーダンスが減少する）ようにコンバータを制御してもよい。

本発明のいっそうさらなる態様は、埋込みコイルハウジングと、コイル内に完全に配置される共振回路（二次コイルと、二次コイルに接続される１つまたは複数のコンデンサと、一対の負荷端子とを含む）と、コイルハウジングと別の埋込み整流器ハウジングと、内部コントローラ回路（整流器ハウジング内に配置される整流器と、整流器に電気的に接続される駆動回路とを含む）と、コイルハウジングと整流器ハウジングとの間に延在する第１のケーブルと、駆動回路に電気的に接続されるポンプとを含む埋込み血液ポンプシステムを提供する。第１のケーブルは、共振回路の負荷端子と整流器との間に電気的に接続される導体を含んでもよく、これによって共振回路から整流器に通る負荷電流のみが第１のケーブルの導体に沿って通過する。いくつかの例において、駆動回路も整流器ハウジング内に配置されてもよい。また、いくつかの例において、１つまたは複数のコンデンサは、二次コイルから略軸方向に円形パターンまたは構成に配置されてもよい。埋込み血液ポンプシステムは、埋込み血液ポンプと別の埋込みコントローラハウジングと、埋込みコントローラハウジング内に配置され、かつ第１の電気ケーブルを介して埋込みコイルに接続され、第２の電気ケーブルを介して血液ポンプに電気的に接続される内部コントローラ回路とを任意選択的にさらに含んでもよい。

埋込み血液ポンプシステムは、動物の体内に埋め込まれる埋込み血液ポンプに電力を供給するための経皮エネルギー伝送システムに含まれてもよい。そのような経皮エネルギー伝送システムは、埋込みコイルハウジングに向き合って（たとえば、皮膚外で、かつ埋込みコイルハウジングと位置合わせされて）動物の体に装着するように適合される外部コイルをさらに含んでもよい。

本発明のさらに別の態様は、ワイヤレスエネルギー伝送システムのための駆動器を提供する。駆動器は、一次コイルと、一次コイルを駆動するように動作する駆動回路と、一次コイルと二次コイルとの間の結合度を決定するように動作する検出器回路と、検出器に接続され、かつ検出器回路によって決定される結合度を表す人間が知覚可能な信号を提供するように配置される信号出力要素とを含んでもよい。いくつかの例において、検出器回路は、二次コイルへの電力伝送を示すテレメトリ信号を受信するように動作可能なテレメトリ受信機を含んでもよい。いくつかの例において、検出器回路は、一次コイルの電流フローを測定するように動作する電流モニタを追加的にまたは代替的に含んでもよい。さらなる例において、検出器回路は、一次コイルの移動方向を示す加速度計からの信号を受信するように動作可能でもよい。検出器回路は、監視した電流および一次コイルと二次コイルとの間の結合度の一方の変化に少なくとも部分的に基づいて、さらに加速度計から受信した信号に基づいて再位置合わせ方向を決定してもよい。

本発明のさらに別の態様は、反対方向に向く前側と後側とを有する実質的に平坦な二次コイルと、二次コイルを含み、かつ前側および後側を有する（二次コイルの前側がコイルハウジングの前側に向かって面する）埋込みコイルハウジングと、二次コイルから電力を受けるために二次コイルに電気的に接続される血液ポンプとを含む埋込み血液ポンプを提供する。血液ポンプは少なくとも１つの平坦端を含む。埋込みコイルハウジングの後側は、血液ポンプの平坦端に装着するように適合されてもよい。

いくつかの例において、埋込み血液ポンプは、強磁性またはフェリ磁性材料で構成されるシールドをさらに含んでもよい。そのような例において、シールドは、埋込みコイルハウジングに含まれ、かつ埋込みコイルハウジングの後側と二次コイルとの間に位置決めされてもよい。

本発明の態様による経皮エネルギー伝送（ＴＥＴ）システムの概要図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムのための電力システム回路の概要図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムのための通信システム回路の概要図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムの例示外部モジュールの分解立体図である。 本発明の態様による図４の外部モジュールに含まれるプリント回路基板、シールド要素および外部線コイルの上視図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムの外部モジュールの別の例の分解立体図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムの外部モジュールのなお別の例の分解立体図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムの外部部品の概要図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムの埋込み部品の概要図である。 本発明の態様による図１のＴＥＴシステムの埋込みコイルモジュールの分解立体図である。 本発明の態様による図８の埋込みコイルモジュールに含まれる回路基板の実装の上視図である。 本発明の態様による埋込みコイルモジュールおよび補助人工心臓の斜視図である。

図１は、体内の内部空洞における、すなわち患者１０４の皮膚下の埋込み治療電気装置１０２に電力を供給するために使用される経皮エネルギー伝送（ＴＥＴ）システム１００を概略的に例示する。埋込み電気装置１０２は、たとえば補助人工心臓（「ＶＡＤ」）として血液を送り出す際に使用するなどのためのポンプを含むことができる。内部または埋込み電気装置１０２は制御回路を含み、たとえばポンプを制御することができる。

図１に例示されるように、ＴＥＴシステム１００は、患者１０４の体外に装着される外部電子機器１２０の他にも、患者１０４の体内に装着される内部または埋込み電子機器１５０も両方とも含む。外部電子機器は、たとえば外部バッテリ１２５および建物電源１１２（建物の電気コンセントから供給されるＡＣ電力または変換されたＤＣ電力など）を含む１つまたは複数の電源に電気的に接続される。外部電源は約２０Ｖと約２５０Ｖとの間あたりの入力電圧を供給してもよい。外部電子機器１２０は外部一次コイル１３０にも電気的に接続され、埋込み電子機器１５０は内部または埋込み二次コイル１４０に電気的に接続される。外部コイル１３０および埋込みコイル１４０は、その間でエネルギーをワイヤレスで伝送するために電磁界を通じて互いに誘導的に結合される。図１の例において、外部コイル１３０は外部電子機器１２０と共に共通の外部モジュール１１０に収容されるが、一方埋込みコイル１４０および埋込み電子機器１５０は共には収容されない。

埋込み電子機器１５０は、埋込みバッテリ１５５に接続され、そして埋込み電気装置１０２に電気的に接続される。埋込みコイル１４０で受信されるエネルギーは、埋込み電子機器１５０を介して、埋込みバッテリ１５５に蓄積されるか、埋込み医療装置１０２に提供されるか、またはその両方である。追加的に、埋込みバッテリで蓄積されるエネルギーは、埋込み電子機器１５０を介して埋込み医療装置１０２に提供されてもよい。

システム１００の外部電子機器１２０は、制御回路１２２と、無線周波数（ＲＦ）テレメトリ回路１２４と、電源選択回路１２６と、駆動回路１２８と、ユーザインタフェース１２９とを含んでもよい。電源選択回路１２６は、外部コイル１３０に電力を提供する外部電源（たとえば、バッテリ１２５、壁電源１１２）を選択するように構成される。駆動回路１２８は、エネルギーが電磁界を通じて外部コイル１３０から埋込みコイルに伝送されるように外部コイル１３０を駆動するように構成される。制御回路１２２は、外部コイルと埋込みコイルとの間のエネルギーのワイヤレス伝送を制御するために電源回路１２６および駆動回路１２８を制御するための命令を決定および実行するように構成される。そのような制御はマイクロコントローラによって実行されてもよく、送信のパルス幅および／または周波数を設定すること、どの電源が電源回路１２６によって選択されるかを制御すること、駆動回路１２８に外部コイル１３０を駆動するように命令することなどを含んでもよい。制御回路１２２によってなされる決定は、テレメトリ回路１２４から受信される信号、外部センサ１１５から受信される情報、および／またはユーザインタフェース１２９からの入力に基づいてもよい。

システム１００の埋込み電子機器は、埋込み制御回路１５２およびＲＦテレメトリ１５４の他に、整流器回路１５６、電圧レギュレータ回路１５８および電源選択回路１５９を含んでもよい。整流器回路１５６は、埋込みコイル１４０で生成されるＡＣ電力をＤＣ電力に変換するように構成されてもよい。電圧レギュレータ回路は、埋込み医療装置１０２に提供される前の変換されたＤＣ電力および埋込みバッテリ１５５からの電力の電圧レベルを調節するように構成される。埋込み電力切替回路１５９は、埋込み医療装置１０２が埋込みバッテリ１５５、埋込みコイル１４０、または両方から給電されるかどうかを制御するように構成される。外部制御回路１２２の目的と同様で、埋込み制御回路１５２は、電圧レギュレータ回路１５８の電圧調整設定と、埋込み電力切替回路１５９によってなされる電源選択と、埋込み医療装置１０２への電力の全体的な送出を制御するための命令とを決定および実行するために使用されてもよい。いくつかの例において、埋込み制御回路１５２は、埋込みコイル１４０における共振回路部品１４５の共振周波数の調節を命令することなどによって、外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の誘導結合の効率をさらに制御してもよい。外部回路１２０と同様に、埋込み回路でのそのような決定は、ＲＦテレメトリ１５４の信号の他に内部センサ１６５から受信される他の情報に基づいてもよい。

ＴＥＴシステム１００は、患者１０４によって、または病院臨床スタッフによってなど、監視されるべきシステムパラメータ（たとえば、埋込みバッテリ寿命、埋込みバッテリに蓄積される充電、警報、ポンプデータ、患者健康データなど）を収集するための臨床モニタ１６０を任意選択的に含んでもよい。臨床モニタは、収集したパラメータを記憶するための他に、患者１０４の事象履歴（たとえば、低流動状態、無流動または吸込状態、遮断など）を記録するための、内部または外部であるメモリを含んでもよい。臨床モニタ１６０はさらに、患者の携帯時計もしくはスマートフォンに／から、または病院コンピュータデータベースに／からなど、ＴＥＴシステム以外のユニットに接続され、かつそれに／から情報を送受信してもよい。臨床モニタ１６０はまた、それ自身の専用の電源またはバッテリ１７０によって給電されてもよい。

いくつかの例において、臨床モニタ１６０は、ＴＥＴシステム１００のその他の部品からのデータを受信および監視することの他に、システム１００の所望の動作に関連する設定値またはパラメータ（たとえば、流量）を送出してもよい。そのような設定値は、システム１００を動作させるための命令として外部電子機器１２０、埋込み電子機器１５０または両方に通信され、それによって、ワイヤレスエネルギー伝達を駆動して埋込み医療装置１０２に給電するためのパルス幅および／または周波数など、システムの動作のさらなるパラメータを設定する際に活用されてもよい。

図２は、埋込み医療装置１０２に電力を供給するための図１のＴＥＴシステム１００の動力システム回路を概略的に例示する。図２に図示されるように、外部電子機器１２０の電源選択回路１２６は、それぞれの電源（たとえば、外部バッテリ１２５および建物電源１１２や２つの外部バッテリなど）に電気的に接続される２つの入力を含む。制御回路１２２からの命令に基づいて、電源選択回路１２６は駆動回路１２８の入力に外部電源の一方からの電力を出力する。駆動回路１２８は出力電力を増幅する。増幅された電力は次いで外部コイル１３０に提供される。外部コイルは、外部コイルと共振回路を形成する１つまたは複数のコンデンサ１３５などの追加の回路に接続される。静電容量は約２０ｎＦと２００ｎＦとの間でもよい。外部コイル１３０は、同調共振回路の共振周波数で埋込みコイル１４０に誘導的に結合する電磁界を生成する。

上述されたように、外部電源選択回路１２６は外部制御回路１２２によって制御されてもよい。たとえば、外部電子機器１２０が建物電源１１２に接続されていないと外部制御回路１２２が判定すれば、外部制御回路１２２は外部電源選択回路１２６に外部バッテリ電源１２５から外部コイル１３０に電力を提供するように命令してもよい。さらなる例として、外部電子機器１２０が建物電源１１２に接続されていると外部制御回路１２２が判定すれば、外部制御回路１２２は外部電源選択回路１２６に代わりに建物電源１１２から外部コイル１３０に電力を提供するように命令してもよい。

駆動器回路１２８も外部制御回路１２２によって制御されてもよい。たとえば、外部制御回路１２２は、埋込み医療装置１０２が十分な量の電力を供給されてもよいほど埋込みコイル１４０で十分な電力を誘導的に生成するように外部コイル１３０が駆動されるべきである適切な設定（たとえば、電圧、電流、パルス幅）を決定してもよい。埋込み装置の電力要件は装置の性質に依存することになり、また装置の動作の間、変動し得る。たとえば、典型的なＶＡＤと使用するためのシステムは、埋込み装置１０２に少なくとも５ワット、少なくとも１０ワット、少なくとも１５ワットまたは少なくとも２０ワットの常時電力を伝達するように配置されてもよい。

埋込み電子機器１５０で、整流器回路１５６は埋込みコイル１４０で生成されるＡＣ電力を受信し、ＡＣ電力を整流してＤＣ電力を提供する。整流器回路１５６は、ダイオードブリッジ、同期整流器、またはＡＣ／ＤＣ整流のために当該技術において既知の他の部品を含んでもよい。整流器回路１５６のＤＣ出力は次いで電圧レギュレータ回路１５８に入力され、そこでそれは電圧制限器、たとえばブレークダウンダイオードによって所定の電圧限界または閾値（たとえば、６０Ｖ）に制限される。電圧は、埋込み医療装置１０２に給電するために必要とされる電圧レベルおよび電流レベル（たとえば、約１８Ｖ）に、降圧スイッチングコンバータ、単端一次インダクタコンバータ（ＳＥＰＩＣ）、または当該技術において既知の他の部品などの逓降ＤＣ／ＤＣ（ＤＣ−ＤＣ）コンバータ２５２を使用してさらに調節される。電圧レギュレータ回路１５８の出力は埋込み電源選択回路１５９の入力の一方に提供される。埋込み電源選択回路１５９の第２の入力は埋込みバッテリ１５５に電気的に接続される。図２の例において、埋込みバッテリ１５５は、ＤＣ−ＤＣ逓昇または昇圧コンバータ２５４の入力に結合される直流を出力する。逓昇コンバータ２５４は、埋込みバッテリ１５５による電力出力の電圧レベルおよび電流レベルを埋込み医療装置１０２に給電するために必要とされるレベルに調節する。たとえば、逓昇コンバータ２５４は、埋込みバッテリ１５５による電力出力の電圧を約１２Ｖから約１８Ｖに上昇させてもよい。埋込み電源選択回路１５９は、埋込み医療装置１０２に電気的に接続される出力を含む。

埋込み電源選択回路１５９は、埋込みバッテリ１５５および埋込みコイル１４０の一方から埋込み医療装置１０２に電力を提供することの間で切り替わるように構成される。外部回路１２０の切替調整と同様に、そのような内部切替は、埋込み制御回路１５２に提供される入力に基づいて決定されてもよい。埋込み制御回路１５２への入力は、埋込みコイル１４０で受信される電圧量および埋込み電子機器１５０の温度も示してもよい。たとえば、十分でないエネルギーが埋込みコイル１４０で受信されると、または１つまたは複数の内部部品の温度が安全に動作するにはあまりに高いと埋込み制御回路１５２が判定すれば、埋込み制御回路１５２は埋込み電源選択回路１５９に埋込みバッテリ１５５から埋込み医療装置１０２に電力を供給するように命令してもよい。

埋込み医療装置に電力を供給するための回路に加えて、埋込み電子機器１５０は、生成したワイヤレスエネルギーを使用して埋込みバッテリ１５５を充電するための充電回路２５６も含む。充電回路は、ワイヤレスエネルギーが埋込み医療装置１０２に供給される間にさえ埋込みバッテリ１５５を充電することを可能にするように配置されてもよい。充電回路２５６は、埋込み制御回路１５２によって制御される１つまたは複数のスイッチを含んでもよい。

いくつかの例において、埋込みバッテリ１５５に提供される電力は、たとえば埋込み医療装置１０２からの電力需要の変動による、ＴＥＴ給電ＶＡＤシステムのバッテリ寿命に影響を及ぼす、埋込みバッテリの絶えず続く放電および再充電（「微小切断」と一般に称される）を回避するように制御されてもよい。たとえば、その開示内容を引用することにより本明細書の一部をなすものとする、所有者共通の米国特許第８，６０８，６３５号は、埋込みＶＡＤの電力需要に基づいて送信コイルによって発せられるエネルギーを動的に調節するＴＥＴシステムを記述する。

図３は、ＴＥＴシステム１００の電子部品間の通信を可能にするための通信回路を概略的に例示する。点線３１２、３１４および３１６の各々は、部品のうち２つの間のワイヤレス通信チャネルを表す。実線３２２、３２４および３２６の各々は、有線通信チャネルを表す。他の実施形態において、いくつかのワイヤレス通信チャネルは有線と置き換えられてもよい（たとえば、チャネル３１２）か、または逆もまた同じである。

外部電子機器１２０から始まると、外部電子機器は、（チャネル３２２を介して）外部コイル１３０と、（チャネル３２４を介して）外部バッテリ１２５と、（チャネル３１２を介して）臨床モニタ１６０と、（チャネル３１４を介して）埋込み電子機器１５０との各々に通信可能に接続される。外部電子機器１２０は、それがハウジングを共有する部品（たとえば、本例において、モジュール１１０に共に収容される外部バッテリ１２５）に配線されてもよく、かつ別々に収容される部品（たとえば、本例において、別々に収容される臨床モニタ１６０）にワイヤレスで結合される。外部電子機器１２０と任意の埋込み部品（たとえば、埋込み電子機器１５０）との間の通信はワイヤレスである。

図３の例において、外部電子機器と関連づけられるセンサ１１５は、壁電源１１２および外部バッテリ電源１２５を含む、接続される電源に対して供給電圧および供給電流の各々を測定するように構成される。追加のセンサが、外部電源選択回路（図１および２における１２６）に供給される電流量の他に、外部コイル１３０および関連づけられる電子機器の温度を測定するように構成される。そのような温度センサは、たとえば、制御回路１２２のマイクロコントローラ内に設けられても、および／または外部モジュールのプリント回路基板４２０に位置付けられてもよく、これは図４に関連して以下さらに詳細に記述される。追加のセンサが含まれて、埋込み電子機器１５０に対する外部モジュール１１０の移動を監視し、そのような移動の方向および大きさを測定してもよい。そのようなセンサは、たとえば、加速度計を含んでもよい。これらの検知値に加えて、外部電子機器１２０は、埋込みコイル１４０の負荷での電圧および電流、埋込み整流器回路１５６での電圧などといった、ＴＥＴシステム１００と関連づけられる他の値を示す埋込み電子機器１５０からの情報信号を受信してもよい。

通信可能に接続される部品およびセンサ１１５／１６５からのデータを蓄積する以外に、外部電子機器１２０はまた、臨床モニタ１６０および埋込み電子機器１５０となど、ＴＥＴシステム１００の他の部品と集めたデータを共有してもよい。たとえば、外部電子機器１２０は、さらなる監視、記録、処理および／または分析のために臨床モニタ１６０にすべての受信および測定値を送信してもよい。臨床モニタへの通信は間欠的でもよい。

埋込み電子機器１５０は、ＴＥＴシステム１００の埋込み部品の測定センサ値およびデータを集めることに対して責任を負う。たとえば、埋込み電子機器１５０は、埋込みコイル１４０の負荷での電圧および電流に関する情報を受信してもよい。上述されたように、このデータは外部電子機器１５０および／または臨床モニタ１６０に中継されて、さらにシステム１００の送信機（外部）および受信機（埋込み）側間の制御を整合および効率を最適化してもよい。

外部電子機器１２０、埋込み電子機器１５０および臨床モニタ１６０はすべて、所有者共通の米国特許第８，６０８，６３５号に記述されるモジュールなど、ＲＦ送信機および／または受信機を有する無線周波数テレメトリモジュールによって通信してもよい。たとえば、外部電子機器は、医療ブルートゥース（登録商標）通信チャネルを使用して臨床モニタと（チャネル３１２を介して）通信してもよい。埋込み電子機器は、医療インプラント通信サービス（MICS）を使用して外部電子機器と（チャネル３１４を介して）および臨床モニタと（チャネル３１６を介して）通信してもよい。

モジュールなどの外部モジュール１１０の１つの構成が図４および図５Ａ〜図５Ｃに示される。図４は、外部モジュール１１０の分解立体図を例示する。外部モジュール１１０は、携行システムまたはハウジング４０５内に完全に配置される外部電子機器１２０および一次コイル（外部コイル１３０）の各々を含む。外部モジュールの効率は、共通ハウジング内に電力電子機器および一次コイルを一体化することによって改善される。別々に収容される一次コイルおよび駆動電子機器を有するＴＥＴシステムにおいて、コイルと駆動電子機器との間の距離（しばしば１メートル）は、ケーブル損失およびシステムの全体的な脆弱性という結果になることがある。駆動電子機器および一次コイルを同じ位置に設けることは、そのようなケーブル損失を排除し、高いＱおよびより高い効率が達成されることを可能にする。

図４の例において、ハウジング４０５は、プラスチックなどの耐久非導電材料で作られる。ハウジングは、モジュール１１０が使用中であるときに患者１０４から反対側に面する「外向き」キャップ４０７および患者１０４に向かって面する「内向き」ベース４０６の各々を含む。キャップ４０７およびベース４０６は、たとえば圧入、回転溶接、超音波溶接、接着剤などのような任意の適切な締結様式によって互いに締結してもよい。熱絶縁層４０９がハウジング４０５のベース４０６に一体化されるか、またはハウジング４０５の内向き側の表面に追加の層として追加されて、患者の皮膚毛穴のための通気性の表面を提供し、かつ一次コイルと患者の皮膚との間に追加の熱バリアを提供する。図４の例において、モジュール１１０は円形であるが、但しモジュールは、たとえば正方形、楕円形などといった異なる形状をとってもよい。

外部電子機器１２０は、モジュールの「外向き」端の近くに（たとえば、キャップ４０７内に）配置され、かつモジュール１１０の一次軸Ａに対して横断方向にまたは垂直に延在するプリント回路基板４２０（ＰＣＢ）に配置される。一次軸Ａは外側方向に、すなわちベース４０６の中心からキャップ４０７の中心に延びる。一次コイル１３０はモジュールの反対側の「内向き」端の近くに（たとえば、ベース４０６内に）配置される。そのような配置は、モジュールの電子部品がＴＥＴシステム１００の外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の誘導結合に干渉しないことを確実にする。

ＰＣＢ４２０は、モジュール１１０のハウジング４０５に嵌まる形状にされてもよい。円形のモジュール１１０の例において、ＰＣＢ４２０は形状が円形または環状でもよい。図５Ａは、一次軸Ａ上にある、環形状にされたＰＣＢ４２０の中心に約２０ｍｍと約３５ｍｍとの間の直径を有するギャップ４２５をもつＰＣＢ４２０の上視図を示す。電子回路部品は、外部コイル１３０に接続されて共振回路を形成する１つまたは複数のコンデンサ１３５および他の部品を含んでもよく、ＰＣＢ４２０の表面でギャップ４２５の周囲に配置される。ＰＣＢ４２０の中心のギャップ４２５は、一次コイル１３０への電子回路部品の接続を可能にまたは少なくとも単純化するが、但しギャップ４２５は円形のＰＣＢなどから省略されてもよく、一次コイル１３０は異なる経路を介して接続されてもよい。また、以下さらに詳細に記述されるように、ＰＣＢ４２０は接続点４３６および４３８を含んで一次コイル１３０をその他の電子回路部品に接続することを容易にする。

モジュール１１０のハウジング４０５は、直径７０ｍｍ以上をもつ一次コイル１３０を含むのに十分広くてもよい。たとえば、図４のハウジングによって囲まれる空洞は７０ｍｍより大きい直径を有する。いくつかの例において、ハウジング内の空洞の直径は、一次コイルの外周とハウジングとの間に過剰な空間があるように選択されてもよい。たとえば空洞の直径は約８０ｍｍ以上でもよい。一般に、（すなわち、ハウジングの厚さを含む）ハウジングの外径は、約７５ｍｍ、約８０ｍｍ、約８５ｍｍ、約９０ｍｍ以上でもよい。そのため、ＰＣＢ４２０は、ＰＣＢに配置される他の部品上にまたは下に物理的にコンデンサを重ねなければならないことなく、ハウジング４０５内に嵌まるのに十分広くてもよい。図５Ａに図示されるように、コンデンサ１３５はＰＣＢ上のその他の回路と並んで配置されてもよい。次いで、図４のハウジングは、同様の設計のより小さい直径のハウジングに対してより薄く（すなわち、一次軸に沿って）されてもよい。図４の例において、ハウジング４０５は約１０ｍｍと約２０ｍｍとの間（たとえば、約１５ｍｍ）の厚さ（一次軸Ａでの）を有してもよい。

一次コイル４３０は、一次軸Ａの周囲に平面螺旋パターンに巻かれる単一の連続導線（たとえば、リッツ線）から構成される実質的に平面コイルである。本明細書において使用されるように、用語「螺旋」は、一次軸から始まり、軸の周囲に巻きつく曲線の他にも、軸から径方向に離れた位置から始まって軸の周囲に巻きつき、それによってコイルの中心にギャップまたは開口を残す曲線も両方とも含むと理解されるべきである。コイル１３０は５および１５巻の間あたりに巻かれてもよい。所与の値範囲に基づいて、かつ空芯インダクタを計算するための式Ｌ＝（ｄ^２＊ｎ^２）／（１８＊ｄ＋４０＊ｌ）（式中、ｄはコイル直径であり、ｌはコイル長さであり、ｎはコイルの巻数である）に基づいて、コイル１３０は１５μＨと２５μＨとの間あたりのインダクタンスを有してもよい。

図５Ｃは、一次コイル１３０の上視図を示す。一次コイルの導線は内端４３２および外端４３４を有する。図５Ｃの例において、線端４３２および４３４の各々は、一次軸Ａから径方向に延びる共通の放射軸Ｂに実質的に配置される。図４に図示されるように、線端４３２および４３４の各々はコイル４３０の面から上方にかつ離れて、かつＰＣＢ４２０の方へ曲がってもよい。各線端は、ＰＣＢ４２０上のそれぞれの接続点４３６および４３８にはんだ付けまたはその他接続されてもよい。

一次コイル１３０によって生成される磁界からＰＣＢ４２０の電子機器をシールドするために、モジュール１１０は、ＰＣＢ４２０と一次コイル１３０との間に配置されるシールド４５０を含む。シールド４５０は、各々一次軸Ａに中心が置かれ、かつそれに対して横断方向に延在する第１の環状ディスク４５３および第２の環状ディスク４５５と、一次軸Ａのまわりに回転面を有する壁を画定し、かつそれぞれ第２の環状ディスク４５５の内縁および外縁から外側方向に一次軸Ａに平行に延在する一対の同心リング４５７および４５８とを含む。第２の環状ディスク４５５とリング４５７および４５８とは、接着によってなど、互いに取り付けられてもよく、それによってＰＣＢ４２０の周囲にカップ状のシールドを形成し、内外リング４５７および４５８の間に空間を形成する。

リング４５７および４５８は、ＰＣＢ４２０の電子機器（コンデンサを含む）がカップ状のシールドによって形成される半トロイダル空洞内に完全に配置されるように、電子機器の高さ以上の長さにわたって一次軸Ａに沿って延在してもよい。

ディスク４５３および４５５もリング４５７および４５８も両方とも、約０．３ｘ１０＾６σ未満の電気伝導率および約２０００と約１２０００との間の比透磁率を有する強磁性またはフェリ磁性材料（たとえば、フェライト）で構成される。第１のディスク４５３は約０．３ｍｍと約２ｍｍとの間の厚さ（一次軸Ａ方向に）を有する剛体板でもよく、第２のディスク４５５およびリング４５７／４５８は、各々約０．５ｍｍと約５ｍｍとの間の厚さ（放射軸Ｂ方向に）を有する柔軟な箔で作られてもよい。他の例示モジュール（たとえば、ギャップのない円形のＰＣＢを有するモジュール）は、中心に穴のない円形のシールド、およびディスクの外縁から延在する単一のリングを含んでもよい。そのような例において、ＰＣＢ４２０の電子機器（コンデンサを含む）は、シールド４５０によって形成される一定形状にされた空洞内に完全に配置されてもよい。さらなる例は、強磁性またはフェリ磁性材料の単一片から作られ、かつモジュール１１０が円形のまたは環状のＰＣＢを含むかどうかに応答して、それぞれ一定のまたは半トロイダル形状に成形されるシールドを含んでもよい。

シールド４５０は、一次軸Ａに沿ってＰＣＢ４２０と外部コイル１３０との間に配置される。シールド４５０の第１のディスク４５３は、一次コイルから発せられる磁界を患者内に埋め込まれる二次コイル１４０に向かって向け直すか、または焦束させる。この集束はＴＥＴシステム１００の結合係数を増加させ、かつさらにＰＣＢ４２０の電子機器を望ましくない誘導結合から保護する。内外リング４５７および４５８はさらなる保護を提供し、環状のＰＣＢ４２０（を通っての代わりに）周囲に磁界を効果的に誘導する。

第１のディスク４５３は複数の区分または部分で構成されてもよい。図５Ｂは、４分の１区分５０２〜５０８を有するディスク４５３の上視図を例示するが、但し他のディスクは異なる数の区分（たとえば、２つ〜８つの区分）を有してもよい。各区分は約２０ｍｍと約４０ｍｍとの間の半径を有する。ギャップ５１２〜５１８が、相互に隣接する区分の縁間に存在する。ギャップ５１２〜５１８は、組立ての間にディスクを切ることによって形成されてもよく、ディスク４５３の中心の一次軸Ａから実質的に径方向に延びてもよい。ギャップは０ｍｍから０．５ｍｍの範囲である。図５Ｂの例において、各区分は厚さ（すなわち、一次軸Ａに沿って）約１ｍｍである。上記方式でディスク４５３を区分することが、ＴＥＴシステムの効率を改善する。ディスク４５３の中心には、内部穴５２５がある。図５Ｂの例において、内部穴５２５は正方形であるが、これはそのような形状が、一次コイル１３０と二次コイル１４０とを結合するための最適な散乱界特性を達成すると考えられるからである。内部穴５２５の大きさは約２０ｍｍから約４０ｍｍの範囲でもよく、いくつかの例において、異なる形状にされてもよい（たとえば、円形、矩形、三角形など）。

リング４５７および４５８の各々は、一次コイル１３０の導線端４３２および４３４をＰＣＢ４２０のそれぞれの接続点４３６および４３８に接続するために、リングを貫く一次コイル線の通過を可能にするように小さいスリット（図示せず）を含んでもよい。一次コイル１３０の内周の内線端４３２は内接続点４３６まで内リング４５７のスリットを通過してもよく、一次コイル１３０の外周の外線端４３４は外接続点４３８まで外リング４５８のスリットを通過してもよい。スリットは、線端がＰＣＢ４２０の実質的に同じ領域でＰＣＢ４２０に接続するように、互いに径方向に整列されてもよい。代替例において、リング４５７および４５８はスリットを含まなくてもよく、各線端４３２および４３４は、ＰＣＢ４２０の接続点４３６および４３８に接続するためにそれぞれのリングをこえてかつその周囲に曲がってもよい。

図４にはスペーサ４４０も図示され、第１のディスク４５３と第２のディスク４５５との間に配置される。スペーサ４４０は、第１のディスク４５３の伝導率による起こりうる短絡を防止するためにＰＣＢ４２０とディスク４５３との間に十分な距離を提供する。スペーサは、プラスチックなどの非導電、非磁性材料から好ましくは作られ、約１ミリメートルと約１０ミリメートルとの間（たとえば、厚さ約６ミリメートル）、好ましくは厚さ約１ミリメートルと約５ミリメートルとの間（たとえば、厚さ約２ミリメートル）の厚さを有してもよい。図４の例示モジュールは４つのスペーサを示し、各スペーサは第１のディスク４５３のそれぞれの区分５０２〜５０８上に変位される。他の例はより多くのまたはより少ないスペーサ（たとえば、１つのスペーサ、２つのスペーサ、８つのスペーサなど）を含んでもよい。

図４にはキャップ４０７の外向き側に、複数の発光ダイオード（ＬＥＤ）４８１〜４８６を含む視覚インジケータ４８０も図示される。後述されるように、ＬＥＤ４８１〜４８６は、埋込み二次コイル１４０に対する外部一次コイル１３０の位置を示すように、かつ外部一次コイル１３０が埋込みコイル１４０とよりよく整列するために移動されなければならない方向および／または距離をさらに示すように構成される。図４の例示モジュールは６つのＬＥＤの並びを示すが、しかし他の例は当該技術において既知の他の表示技術を使用しても、またより多くのまたはより少ないライト（たとえば、５つのＬＥＤ、８つのＬＥＤなど）も含んでもよく、ライトは他の構成（たとえば、格子、円形など）に配置されてもよい。図６Ａは、図４および図５Ａ〜図５Ｃに示されるモジュール１１０と比較される代替構成を有する外部モジュール６１０の構成を図示する。図４におけるように、図６Ａは、代替外部モジュール６１０の分解立体図を例示し、ベース６０６およびキャップ６０７を有するハウジング６０５内に完全に配置されるＰＣＢ６２０上の外部電子機器および外部一次コイル１３０を図示する。代替モジュール６１０のハウジング６０５はハウジング４０５と同じ材料で作られてもよいが、しかし異なる寸法を有してもよい。詳細には、キャップ６０７の側壁はベース６０６の側壁に重なるように構成され、それによってモジュール６１０の全厚を（すなわち、一次軸Ａの方向に）低減させる。キャップ６０７の側壁がまた、スリット６０８を含み、ベース６０６の側壁に組み込まれるポート６０９がベース６０６の側壁に重なる側壁キャップ６０７と干渉するのを防止する。追加的に、キャップ６０７の上部は丸くされ、モジュール６１０にドーム形状を与える。キャップは、モジュール６１０の厚さが、モジュールの中心で約２０ｍｍからモジュールの外周で（すなわち、キャップ／ベースの側壁で）約１０ｍｍにわたるように丸くされてもよい。

代替モジュール６１０において、一次コイル１３０およびＰＣＢ６２０を分離するシールド６５０は、異なる高さ（すなわち、軸Ａの方向に）を有する内リング６５７および外リング６５８を含む。外リング６５８は、ハウジングのドーム状のキャップ下に嵌合するのに十分低いが、しかしＰＣＢ６２０の回路に一次コイル１３０の磁界からの十分な保護を提供するのに十分高い。図６Ａの例において、内リングは高さ約７ｍｍであり、外リングは高さ約４ｍｍである。

内外リングの各々は、一次コイル１３０の線端６３２および６３４と径方向に位置合わせされるスリット６６２および６６４を含んでもよい。線端６３２および６３４は、一次コイル１３０をＰＣＢ６２０の接続点に接続するために、（図４の外部モジュール１１０におけるように、それぞれのリング６５７および６５８をこえてかつその周囲に延在する線端６３２／６３４と比較して）、シールド６５０の内外リングのそれぞれのスリット６６２および６６４を通って延在するように構成されてもよい。スリット６６２および６６４の各々は、一次コイルの線端の厚さにおよそ等しい幅（たとえば、約２ｍｍ）を有してもよく、それぞれのリングの全高に延びてもよい。

ハウジング６０５の内径は、一次コイル１３０の直径におよそ等しいか、またはそれよりほんの僅かに大きくてもよい（たとえば、約７０ｍｍ、またはそれより僅かに大きい）。この点で、ベース６０６の側壁も、外線端６３４と径方向に位置合わせされるスリット６６６を含んでもよい。追加的に、シールド６５０の第１のディスク６５３は、これも外線端６３４と径方向に位置合わせされるノッチ６６８を含んでもよい。一次コイル１３０からＰＣＢ６２０に一次軸Ａに沿って延在する線端６３４の一部は、スリット６６６およびノッチ６６８の各々の空間を占有してもよい。

図６Ａの例において、モジュール６１０は、第２のディスク６５５とＰＣＢ６２０との間に配置される単一組のスペーサ６４０を含む。代替的に、図６Ｂに図示されるように、モジュール６１０は、第１のディスク６５３と第２のディスク６５５との間に配置される第２の組のスペーサ６４２を含むように構成されてもよい。第１のスペーサ６４０と第２のスペーサ６４２の両組は、ディスク６５３の伝導率による起こりうる短絡を防止するためにＰＣＢ６２０と第１のディスク６５３との間に十分な距離を提供する。

外部モジュール６１０は、キャップ６０７の表面に視覚インジケータ６８０も含む。ＬＥＤの代わりに、外部モジュール６１０は、ユーザにモジュール６１０またはシステム１００に関する情報を表示することができる円形ディスプレイを含む。ディスプレイは、ユーザが埋込み電子機器１５０と外部モジュール６１０を位置合わせまたは再位置合わせさせるのを援助することがさらにできてもよい。たとえば、ディスプレイは、外部モジュール６１０と埋込み電子機器１５０との間の位置合わせずれの程度の他に、位置合わせずれの方向または再位置合わせのための方向を示してもよい。他の例において、外部モジュールは、円形ディスプレイとＬＥＤとの両方を含んでもよい。

ここでＴＥＴシステム１００の埋込み部品に移ると、図７Ａは、患者外に装着される部品の例示配置の概略図を例示し、図７Ｂは、患者１４０内に埋め込まれる部品の例示配置の概略図を例示する。

図７Ａに図示されるように、外部モジュール１１０および一次コイル１３０の各々は別々のハウジングに配置されてもよい。外部モジュール１１０は患者の腰部の周辺に（たとえば、患者のベルトに装着させて、患者の衣類のポケットに）設けられてもよく、一次コイル１３０は患者の胸部に設けられ、図７Ａに図示される三角巾７０５など、患者によって着用される衣服によって適所に緊締されてもよい。外部モジュール１１０および一次コイル１３０は電線によって互いにさらに接続される。図７Ａには臨床モニタ１６０も図示され、患者の手首に着用されてもよい。他の例において、臨床モニタ１６０は、外部モジュールに、または患者のスマートフォンに、または必ずしも患者にではなくなど、他の場所に設けられてもよい。

図７Ａの例において、外部バッテリおよび外部電子機器は同じ外部モジュールハウジングに配置される。他の例において、外部バッテリは別々のハウジングに配置され（たとえば、患者の外に別々に装着され）、外部モジュール１１０に配線されてもよい。

図７Ｂに図示されるように、埋込みコイル１４０、埋込み医療装置１０２および埋込み電子機器１５０の各々は、患者の解剖学的構造に適合するために、別々のハウジングに配置され、かつ患者の体にわたって分散されてもよい。たとえば、図７Ｂの例において、埋込みコイル１４０は患者の胸部に装着される。しかしながら、他の例において、埋込みコイル１４０は患者の肋骨、背部または腹部に装着されてもよい。

埋込みコイル１４０および医療装置１０２の各々は、別々の電力ケーブルを介して埋込み電子機器１５０に電気的に接続される。図７Ｂの例において、埋込みバッテリは埋込み電子機器１５０のハウジングに含まれる。しかしながら、他の例において、埋込みバッテリは別々に収容されてもよく、追加の電線が埋込み電子機器１５０を埋込みバッテリに接続してもよい。

上述されたように、二次コイル１４０は一次コイル１３０に誘導的に結合可能である。患者内での二次コイル１４０の位置決めは、二次コイル１４０に近接して外部モジュール１１０（または６１０）を装着することを患者にとって容易にするような方式で行われてもよい。たとえば、二次コイル１４０は患者の皮膚の近くに位置決めされてもよい。その上、二次コイル１４０は、患者の体の比較的に平坦な部分の近くに位置決めされて、外部モジュールを装着することをより容易にしてもよい。図７Ｂの例において、二次コイル１４０は患者の胸部の正面の近くに位置決めされ、その結果患者の胸部に外部モジュールを装着することが容易であり、かつ外部モジュールを二次コイル１４０に隣接させる。埋込みコイル１４０が患者の肋骨、背部または腹部に装着される例において、コイル１４０は同じく患者の皮膚の近くに設けられてもよく、そうすると外部モジュールは隣接して装着されてもよい。特に、上記例のいずれかにおいて、図６Ａおよび図６Ｂにおける外部モジュールのドーム形状のハウジングは、ユーザの胸部、背部または胃に位置付けられつつも、ユーザにとって比較的に快適であろう。

図８は、二次コイル１４０を含む埋込みコイルモジュール８００の分解立体図を例示する。二次コイル１４０は生体適合性材料を使用して作られてもよく、さらに、または代替的に、生体適合性被覆（たとえば、チタン合金、シリコーン、コラーゲンなど）の１つまたは複数の層を含んでもよい。

図７Ｂに図示されるように、二次コイル１４０は、嵌まり合うキャップ８１０およびベース８２０を有するモジュール８００のハウジング８０５内に配置される。キャップ８１０およびベース８２０を嵌め合わせることは、外部モジュール１１０／６１０に関連して上述されたものなど、当該技術において既知の任意の適切な方式で達成されてもよく、外部モジュール１１０／６１０のキャップ４０７／６０７およびベース４０６／６０６を嵌めることと同じでもまたは異なってもよい。ハウジング８０５は、モジュール８００または周辺組織を過熱することを回避するのに適切な散逸率をもつ生体適合性材料で作られてもよい。好ましくは、ハウジングは、一次コイル１３０と二次コイル１４０との間の誘導充電から生成される熱に起因して約２度（°Ｃ）を超えては上昇しない。

１つまたは複数のコンデンサ８４５（たとえば、全体的に高圧バルクコンデンサとして作用する）を保持する回路基板８４０、シールド８３０、および二次線コイル１４０の各々は、ハウジング８０５内に完全に配置され、かつモジュール８００の二次軸Ｃに対して横断方向にまたは垂直に延在する。二次軸Ｃは内側方向に、すなわちベース８１０の中心からキャップ８２０の中心に延びる。二次コイル１４０は好ましくは、患者の皮膚のより近くに（したがって外部モジュール１１０／６１０のより近くに）埋め込まれるように適合されているハウジング８０５のベース８２０に近接して配置され、コンデンサ８４５をもつ基板８４０は好ましくは、患者の皮膚からより遠いハウジング８０５のキャップ８１０に近接して配置される。付加的に、ハウジング８０５のキャップ８１０および／またはベース８２０は、１つまたは複数の視覚的に知覚可能なしるしを含み、ハウジング８０５のどちらの側が前向きである（すなわち、二次コイル１４０がその側に配置されている）かを、かつハウジング８０５のどちらの側が後向きである（すなわち、前向き側の反対）かを示す、または区別してもよい。しるしは、二次コイルモジュール８００のその適切な向きでの埋込みを補助して外部コイル１３０と二次コイル１４０との間の結合係数を最大化する。

コンデンサ８４５は、より大きい、より統合された領域にわたって熱損失を分布させるために、回路基板８４０の周囲で均一に分布される。図９Ａおよび図９Ｂは、回路基板およびコンデンサの代替配置を例示する。図９Ａにおいて、コンデンサ８４５は、中心に開口９２０を有するリング形状にされた回路基板８４０の外周９１０で位置決めされる。コンデンサの各々はピン（たとえば、９１２、９１４）を介してリングに電気的に接続される。図９Ｂにおいて、コンデンサ８４５は、中実の（中心に開口がない）回路基板８４０に円形パターンに位置決めされる。両配置は、熱損失がコンデンサの均一分布のために均一に分布されることを可能にする。

シールド８３０は基板８４０と二次コイル１４０との間に配置される。外部モジュール１１０のシールド４５０／６５０のように、シールド８３０は、誘導結合から基板８４０をシールドするための他にも、一次コイル１３０で生成される磁界の焦束を改善するためにも共に有益であり、それによって一次コイル１３０と二次コイル１４０との間の結合係数を増加させる。

図８の例において、埋込みコイル１４０は、二次軸Ｃの周囲に螺旋パターンに巻かれる単一の連続導線（たとえば、リッツ線）から構成される実質的に平面コイルである。コイル１４０は５巻および１５巻の間あたりに巻かれてもよく、かつ一次コイル１３０の直径、たとえば約７０ｍｍ以上に実質的に等しい直径を有してもよい。導線は、内線端８４２および外線端８４４の各々でコンデンサ８４５に電気的に接続されてもよい。線端８４２および８４４をコンデンサ８４５に接続するために、端は、コイル８４０の面（二次軸Ｃに対して横断方向である）から上方にかつ離れて、かつ基板８４０の方へ略軸方向に曲げられてもよい。線端８４２および８４４とコンデンサ８４５との間の電気的接続は、コンデンサ８４５を保持する基板８４０上のそれぞれの接続点８４６および８４８に各線端をはんだ付けすることによって確立されてもよい。図８に図示されるように、線端８４２および８４４ならびに接続点８４６および８４８の各々は、二次軸Ｃから径方向に延びる共通の軸Ｄに実質的に配置されてもよい。

基板８４０は、直径が約３０ｍｍと約７０ｍｍとの間（たとえば、１７．５ｍｍ）の円形の内穴、および約１ｍｍの厚さ（二次軸Ｃ方向に）を有して環形状にされてもよい。上述されたように、基板８４０は、二次コイル１４０に接続され、かつ約５０ｎＦと約１５０ｎＦとの間の静電容量を有する１つまたは複数のコンデンサ８４５を含んでもよい。共に、二次コイル１４０およびコンデンサ８４５は共振回路を形成する。共振回路は、ハウジング８０５内に配置される一対の負荷端子（接続点９４６および９４８でもよい）を有する。いくつかの例において、基板は、たとえばコンデンサの選択的な接続を通して共振回路の共振周波数を調節するための追加の回路を任意選択的に含んでもよく、また埋込みコイルモジュール８００の温度を監視するための１つまたは複数の温度センサを任意選択的に含んでもよい。図８の基板８４０は９つのコンデンサをリング状に保持して図示されるが、しかし同様な形状および大きさのものなど、他の例示基板はより多くの（たとえば、１０の）またはより少ない（たとえば、２つまたは３つの）コンデンサに適合してもよく、コンデンサは異なって配置されてもよい（たとえば、格子状に）。

付加的に図８には、ハウジング８０５のキャップ８１０およびベース８２０の両方に組み込まれるポート８１５が図示される。ポートは、ケーブルまたは線がハウジング８０５内に配置される部品を埋込み電子機器１５０に電気的に接続するように、１つまたは複数の電力ケーブルまたは線（図示せず）が通過することを可能にするように適合される。たとえば、導体を有するケーブルが、ハウジング８０５に配置される負荷端子を埋込み電子機器１５０に電気的に接続するためにポート８１５を通過してもよい。コンデンサ８４５をケーブルの埋込みコイル１４０側に（すなわち、埋込みコイルモジュール８００に）含めて共振を改善し、かつ埋込みコイル１４０および負荷端子からの距離を減少させることが好ましい。これは次いでケーブルにわたる任意の電力損失を最小化する。図７Ｂに戻ると、埋込み電子機器１５０は埋込みコイル１４０に電気的に接続されるが、しかしそれとは別々に収容される。埋込み電子機器１５０は、電圧整流器基板および制御基板などの２つ以上の回路基板間で分割されてもよい。電圧整流器基板は、図１および図２に関連して上述された、埋込みコイルで生成されるＡＣ電力をＤＣ電力に整流する電圧整流器回路１５６を含むものとする。電圧整流器基板はまた、埋込み医療装置１０２に供給される電圧を必要とされるレベルに調節する、上述された電圧レギュレータ回路１５８の他に、埋込みバッテリ１５５および埋込みコイル１４０から埋込み医療装置１０２に電力を提供することの間で切り替わるための埋込み電源選択回路１５９を含むものとする。

制御基板は、埋込み医療装置１０２を駆動することに対して責任を負う、１つまたは複数のＭＯＳＦＥＴ（たとえば、ＭＯＳＦＥＴインバータを含む）などの回路の他に、埋込み電源選択回路１５９の電源選択を命令することに対して責任を負う制御回路１５２を含むものとする。制御回路１５２は、埋込みコイル１４０の適切な動作パラメータ（たとえば、共振周波数）を、および埋込みコイル１４０からの、埋込みバッテリ１５５からの、または両方のエネルギーを使用して埋込み医療装置１０２に給電するべきかを決定してもよい。制御基板はＴＥＴシステム１００についての様々なデータを付加的に収集および通信してもよい。たとえば、制御基板は、電源選択回路１５９の温度に関する情報を受信、解釈、記憶および／または中継するように構成されてもよい。さらなる例として、埋込み医療装置１０２が、図７ＢのＶＡＤなどの埋込みポンプである場合、制御基板は、ポンプでの逆ＥＭＦを示す電圧およびポンプのステータでの電流など、ポンプでセンサ１６５から送信される情報を処理するように構成されてもよい。そのような情報の記憶は制御基板に含まれるメモリになされてもよく、情報は上述されたＲＦテレメトリ回路１５４を使用して、外部電子機器１２０および臨床モニタ１６０など、ＴＥＴシステム１００の他の部品に通信されてもよい。

代替実施形態において、電圧整流器基板および制御基板は別々に収容されてもよい。そのような例において、埋込みコイルモジュール８００（図８に関連して上述された）のハウジング８０５から延在するケーブルは、整流器ハウジングの入力端子に電気的に接続し、そこから整流器回路１５６の入力端子に接続する。そのため、整流器回路は、コンデンサ８４５から通る負荷電流のみが整流器回路１５６へのケーブルの導体に沿って埋込み医療装置１０２へと通過するように、埋込みコイル１４０と埋込み医療装置１０２との間に電気的に接続される。他の例において、電圧整流器基板および制御基板は、埋込みコイル１４０のハウジング８０５から延在するケーブルが共通のハウジングの入力端子に電気的に接続して、共に収容されてもよい。

埋込みバッテリ１５５は、チタンまたは医療グレードプラスチックケーシング内に収容されるセルリチウムイオンセル／バッテリでもよい。ＶＡＤに給電する場合、バッテリは約１２ボルトと約１６．８ボルトとの間の充電を蓄積するように構成されてもよい。上記されたように、埋込みバッテリは、埋込み制御回路１５２による判定に基づいて応答して埋込み医療装置１０２に給電するために、埋込み医療装置１０２に接続される。埋込みバッテリ１５５は、埋込み医療装置１０２で必要とされる電力を上回る埋込みコイル１４０で生成される電力を一時的に蓄積するために、埋込み回路１５０の電圧整流器基板を通して埋込みコイル１４０にも電気的に接続されてもよい。その余剰電力は、埋込み医療装置１０２を動作させる際に後に使用するために埋込みバッテリ１５５を充電するために使用されてもよい。

図７Ｂの例示配置に対する別の代替実施形態において、埋込みコイルは、埋込み医療装置に装着されるハウジングに配置されてもよい。たとえば、図１０は、埋込み医療装置１０２（この例では、患者の心機能を補助するための補助人工心臓、すなわちＶＡＤである）の平坦端１００２に装着される埋込みコイルハウジングおよび埋込み電子機器１００５を有するＶＡＤ１０２の斜視図を例示する。ＶＡＤ１０２の平坦端１００２は好ましくは、心臓から離れてかつ患者の胸部に向かって面して位置決めされ、その結果埋込みコイルは患者の皮膚の近くに位置決めされる。さらに、埋込みコイルハウジングおよび埋込み電子機器１００５は好ましくは、そこに配置される埋込みコイル１４０が患者の胸部に向かって面して、その結果コイルシールドが埋込みコイルとＶＡＤ１０２との間に位置決めされるように装着される。これは埋込みコイル１４０が患者の胸部に装着される外部モジュール１１０に近接して位置決めされることを可能にし、外部コイルと埋込みコイルとの間の結合を最大化する一方で、さらに電磁ＴＥＴ界からＶＡＤの磁気部品および導電面をシールドする。図９の代替配置は、ＶＡＤにヒートシンクを提供するためにも有利である。この配置は、ＶＡＤおよびＴＥＴシステムの埋込みが大幅により単純にされ、追加の装置ポケットもなく、かつ埋込みコイルハウジングおよび埋込み電子機器とＶＡＤとの間のケーブルもないという点でさらに有利である。

全体的に上述されたＴＥＴシステムは、システムの動作のいくつかの態様をさらに改善する追加の特徴を含んでもよい。１つのそのような特徴は、動作のための通常、始動、一時停止およびセーフモードルーチンの他に、どのモードで動作するべきかを決定するための試験ルーチンの実装である。試験ルーチンは、ＴＥＴシステム１００が異なる電流量を使用して外部コイル１３０を駆動するために備える。通常モード動作下で、ＴＥＴシステム１００の外部部品が埋込み部品と適切な通信状態にあるときに、駆動回路１２８は電力レベル交流電位（たとえば、最大電流量）を印加して外部コイル１３０を駆動する。上述されたように、通常作動下で、ＴＥＴシステムは少なくとも５ワット、少なくとも１０ワット、少なくとも１５ワットまたは少なくとも２０ワットの常時電力を生成してもよい。この電力は、埋込み医療装置の電力需要、ＲＦテレメトリ要求、主およびバックアップ電子システム所要量のすべてを作動させるために、かつさらに給電して埋込みバッテリを再充電するために使用されてもよい。しかしながら、ワイヤレスエネルギー伝送コイルまたはＲＦテレメトリコイルなどの外部部品の１つまたは複数が１つまたは複数の対応する埋込み部品と適切に結合されていなければ、より少ない電流が印加されて外部コイル１３０を駆動することになる。電流の減少量は、適切に結合されていない１つまたは複数の特定の部品に基づいてもよい。

始動ルーチンは、始動モードおよび通常モードの一方でＴＥＴシステム１００を動作させることの間で決定してもよく、かつ外部制御回路１２２によって制御されてもよい。始動ルーチンにおいて、ＴＥＴシステム１００は、外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の結合度を試験するために、試験レベル交流電位を印加して外部コイル１３０を駆動することによって始動モードで開始してもよい。試験レベル交流電位は、埋込み装置を作動させるのに十分な電力ではなく、埋込みシステムまたはコイルを検知するのに十分な電力を生成する。たとえば、試験レベル交流電位は約２５０ｍＷ以下を生成してもよい。外部制御回路１２２のセンサ１１５は、外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の誘導結合度を検出するように動作する結合検出回路を含んでもよい。この検出は、少なくとも部分的に電流モニタを使用して外部コイル１３０の電流フローを測定して行われてもよい。検出した結合に関する情報が次いで、結合検出回路から外部制御回路１２２に提供されてもよい。外部制御回路１２２は次いで、始動モードにとどまるべきかまたは通常モードに遷移するべきかを、提供された結合情報に基づいて決定してもよい。

外部制御回路１２２が通常モードにあり、かつ外部コイル１３０および埋込みコイル１４０が適切に結合されているというインジケーションを受信（またはその他そのように判定）しなければ、外部制御回路１２２は駆動回路１２８に、電力レベル交流電位を印加して外部コイル１３０を駆動することを中止するように命令してもよく、さらに始動モードに遷移し、かつ外部コイル１３０に試験レベル交流電位を印加してもよい。試験レベル交流電位は、外部コイル１３０および埋込みコイル１４０が適切にまたは十分に結合されているかどうかを決定するために断続的に印加されてもよい。試験レベル交流電位は、外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の誘導結合の欠如にもかかわらず患者を傷つける（患者の皮膚または組織を過熱することなど）のに十分強い電磁界を生成することなく誘導結合の存在を決定するのに十分な電流を提供してもよい。付加的に、試験レベル交流電位は電力の望ましくない消費を回避する一方で、外部制御回路１２２がコイル１３０と１４０との間の結合を監視および評価し続けることを依然可能にする。

一時停止ルーチンにおいて、送信されるワイヤレス電力は、測定される電流または測定される温度の一方に基づいて一時的に停止されてもよい（たとえば、電力信号のパルス幅が０まで低下される）。過剰な電流が一次コイル１３０で検知される場合、一時停止ルーチンは、外部モジュールが過剰な電流によって損傷を受けるのを防止してもよい。過剰な熱が外部モジュールにおいて検知される場合、一時停止ルーチンは、外部モジュールの回路１２０が過熱するのを防止してもよい。

測定された電流の場合、外部制御回路１２２は、一次コイル１３０で測定される電流量と最大電流レベル（たとえば、６Ａ、１０Ａ、１６Ａ）などの閾電流値との間の比較に基づいて一次コイルで電流を生成することを一時的に停止するようにプログラムされてもよい。いくつかの例において、測定された電流は閾電流値および閾期間（たとえば、２５０ｍｓ）の組合せと比較されてもよく、一時停止を起動させるには、測定された電流が閾期間の間閾値電流レベルを超えなければならない。なお他の例において、各心拍に対する測定された電流の移動平均（たとえば、閾期間にわたって平均される）が保持され、かつ最大電流レベルと比較されてもよい。閾電流値（いくつかの場合、閾期間）が満たされる、または越えられれば、外部制御回路１２２は、予め設定された時間（たとえば、５秒）の経過などの別の条件が満たされるまで電力送信を止めてもよい。本時間の後、制御回路は、埋込み装置１０２に電力を提供し続けるために、外部モジュールを再起動してもよい。

測定された温度の場合、外部制御回路１２２は、測定された温度と閾温度値との間の比較に基づいて一次コイル１３０で電流を生成することを一時的に停止するようにプログラムされてもよい。測定された温度は、制御回路のマイクロコントローラ内に設けられる温度センサか、または外部モジュールのプリント回路基板４２０（または６２０）に位置付けられる温度センサかによって測定されてもよい。閾温度値が満たされる、または越えられれば、外部制御回路１２２は、測定された温度が閾冷却レベルに低下するなどの別の条件が満たされるまで電力送信を止めてもよい。各温度センサはそれぞれの閾温度値およびそれぞれの閾冷却レベルと関連づけられてもよい。たとえば、制御回路１２２のマイクロコントローラ内に設けられる温度センサは約５０°Ｃの閾温度レベルおよび約４８°Ｃの閾冷却レベルを有してもよい一方、プリント回路基板４２０／６２０に位置付けられる温度センサは約６０°Ｃの閾温度レベルおよび約５８°Ｃの閾冷却レベルを有してもよい。

セーフモードルーチンにおいて、送信されるワイヤレス電力のレベルは、外部電子機器１２４と埋込み電子機器１５４のＲＦテレメトリ回路とが互いに適切に通信しているかどうかに基づいて決定されてもよい。外部電子機器１２４および埋込み電子機器１５４が互いに適切に通信していないと判定することは、外部制御回路１２２が、外部ＲＦテレメトリ回路１２４の受信機が埋込みＲＦテレメトリ回路１５４の送信機からＲＦテレメトリ信号を受信していないと判定することを必要としてもよい。代替的に、外部電子機器１２４および埋込み電子機器１５４が互いに適切に通信していないと判定することは、外部制御回路１２２が、外部モジュールの加速度計からのフィードバックに基づいて外部モジュールの位置の変化を検出することを必要としてもよい。そのような判定に基づいて、外部制御回路１２２は駆動回路１２８に、外部コイル１３０に比較的に低い電力レベル交流電位を印加するように命令してもよい。換言すれば、駆動回路１２８は、通常動作モードと比較してセーフモードにおいては外部コイル１３０により少ない電流（より短いパルス幅）を印加するものである。低電力レベル交流電位は、外部コイル１３０を駆動して埋込み医療装置１０２を作動させるのに十分な電力を生成するのに十分強いものである。たとえば、ＶＡＤに関して、ＶＡＤの電力要求は、患者の血流要求（これはさらに臨床スタッフによってプログラムされてもよい）によって定められてもよい。そのような電力要求は約２ワットから約５ワットの範囲であることができる。

外部制御回路は、始動モードルーチンおよびセーフモードルーチンの両方を実装するように構成されてもよい。そのような条件下で、駆動回路１２８は、コイルが適切に結合されていると結合検出回路が判定し、かつ外部ＲＦテレメトリ回路１２４が埋込み電子機器からＲＦテレメトリ信号を受信していないと外部制御回路が判定する場合のみ、外部コイル１３０に低電力レベル交流電位を印加するように動作してもよい。

いくつかの例示システムにおいて、外部制御回路は、外部コイルに流れている電流を監視することなく、埋込みコイルと外部コイルとが結合されているかどうか、および結合度を決定することができてもよい。たとえば、外部制御回路は、外部コイルの電圧量を示す電圧検出器からの情報を受信することができ、検出された電圧に基づいてコイル間の結合を決定してもよい。代替的に、外部制御回路は、コイル間の結合効率を示す電流、電圧または他の基準を示す埋込み電子機器からのテレメトリ信号を受信することができる。外部制御回路は次いで、テレメトリ信号に基づいてコイル間の結合を決定することができる（テレメトリ信号が受信されていない例を除いて）。

ＴＥＴシステムの別の特徴は、ユーザが外部コイルと埋込みコイルとの間のエネルギー伝送の効率を最大化するためにそれらを適切に整列させるのを援助するための位置合わせプロトコルである。

外部制御回路１２２は、センサ１１５からの受信情報に基づいて外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の当面の結合度を決定してもよい。情報は入力信号の形態で受信されてもよい。１つのそのような信号は外部コイル１３０に接続される電圧または電流モニタによって提供されてもよく、外部コイル１３０での電圧量および／または電流量を示してもよい。別のそのような信号は、外部ＲＦテレメトリ回路１２４によって提供されてもよく、コイル間の電力伝送（たとえば、結合係数または電流効率）を示してもよい。テレメトリ信号は、それ自体埋込みコイル１４０の電流を測定する埋込みセンサ１６５に接続されている埋込みＲＦテレメトリ回路１５４から受信されてもよい。なお別の信号が外部電子機器に含まれる加速度計によって提供されてもよく、かつ外部電子機器の移動方向を示してもよい。

外部制御回路１２２は、外部コイル１３０と埋込みコイル１４０との間の結合度に関しての他に、外部コイル１３０が結合度を改善するために移動されるべき方向に関して患者に警告する。外部コイル１３０が移動されるべき方向は、コイル間の結合の変化（検知された電圧、検知された電流および／またはテレメトリ信号によって示されるような）およびそのような結合の変化の間の電子機器の移動方向に基づいて決定されてもよい。たとえば、外部コイルが患者の左に移動され、結果として外部コイルと埋込みコイルとの間の結合度が低下されれば、外部コイルは結合度を回復または増加させるために患者の右に移動されるべきであると判定されてもよい。外部制御回路１２２は次いで、その患者に当面の結合度および外部コイルが患者の右に移動されるべきであると警告する。さらなる例として、外部コイルを患者の左に移動する結果として結合度が増加されれば（しかし最大結合度までではない）、外部コイルはさらに患者の左に移動されて結合度をさらに増加させるべきであると判定されてもよい。外部制御回路１２２は次いで、その患者に当面の結合度および外部コイルが患者の左に移動されるべきであると警告する。

そのような警告は、視覚または聴覚インジケータでなど、人間が知覚可能な信号を起動させることによってなど、視覚的に伝達されてもよい。視覚インジケータの例において、インジケータは、いくつかのライトまたはＬＥＤ（たとえば、図４の外部モジュール４２０の外向きキャップ４０７上のＬＥＤ４８１〜４８６）を含んでもよい。たとえば、起動されるライトの数が結合度を示してもよい。任意の所与の結合度に対して起動されるライトの数は、たとえば結合度が強いほど、起動されるライトが多い（または代替的に、少ない）ように、予め設定されてもよい。外部制御回路１２２は、判定した再位置合わせ方向、すなわち外部コイル１３０が外部コイルと内部コイルとの間の位置合わせを改善するために移動されるべき方向に応答して一定のライトを起動させるようにもプログラムされてもよい。たとえば、外部コイル１３０が患者の右に移動されるべきであれば、最も左の（または代替的に、最も右の）ライトが起動されてもよい。

ＴＥＴシステム１００のなお別の特徴は、供給される電力を調節しつつ埋込み医療装置１０２に安定した電圧または電流量を提供するための一組のルーチンである。埋込み医療装置１０２の電力消費および／または電流引き込みは時間とともに増減しやすいので、埋込み電子機器１５０の出力を調節して埋込み医療装置１０２の電力消費要求に対処することがしばしば必要である。電力が埋込みコイル１４０から供給される場合、そのような調節は逓降コンバータ２５２でなされてもよい。代替的に、電力が埋込みバッテリ１５５から供給される場合、そのような調節は逓昇コンバータ２５４でなされてもよい。

埋込み電子機器１５０が一定の電圧（たとえば、１８ボルト）で動作するように構成されるので、コンバータ２５２／２５４の出力電圧に影響を及ぼすことなく埋込み電子機器の出力電力を調節することが望ましい。本明細書の１つのルーチンにおいて、埋込み医療装置１０２での上昇した電力需要は、実質的に定出力電圧を維持しつつ入力電圧を増加させることによって満たされる。そのようなルーチン下で、コンバータの出力電流は対応して増加される。逆に、低下した電力需要は入力電圧を低下させることによって満たされてもよく、その結果出力電流は対応して減少する。

代替的に、供給される電力を調節して埋込み医療装置１０２の電力需要に対処しつつ、埋込み医療装置１０２を定電流で動作させることが望ましくてもよい。これは、逓降コンバータ２５２の入力端子の入力インピーダンスも増加させつつ、外部コイル１３０を駆動するために使用される電圧を増加させる（それによって電磁誘導のために埋込みコイル１４０で生成されるより大きい電力量という結果になる）ことによって達成されてもよい。逓降コンバータ２５２でのインピーダンスの急増は、埋込み電子機器１５０を埋込みコイル１４０に接続するケーブルにわたって反映されてもよく、それによってケーブルにわたる上昇したインピーダンスという結果になる。この上昇したインピーダンスは、上昇した電力が外部コイル１３０から埋込み医療装置１０２に供給されることを依然可能にしつつ、埋込みコイル１４０で生成される電力が増加されるときにさえ、ケーブルに沿って安定した電流を維持する。逆に、埋込み医療装置１０２に供給される電力の減少は、入力インピーダンスを低下させることによって対処されてもよい。

上述の一組のルーチンは埋込み制御回路１５２によって制御されてもよい。前述されたように、制御回路はセンサ、モニタおよび他の電子機器からの入力信号を介してＴＥＴシステム１００に関する情報を受信することができる。本例において、制御回路は、埋込み医療装置１０２の入力に接続される電流モニタから受信される入力信号に基づいて埋込み医療装置１０２の当面の電力消費を決定してもよい。コンバータの出力端子での電圧、埋込み医療装置１０２での入力電圧および／または埋込み医療装置１０２で測定される電流のようなパラメータに基づいて、埋込み制御回路１５２は、逓降コンバータ２５２が設定されるべき適切な入力インピーダンスまたは入力電圧を決定してもよい。埋込み制御回路１５２は次いで、逓降コンバータ２５２をそれに応答して調節してもよい。

上記開示は全体的に、埋込みＶＡＤを有するユーザに使用するためのＴＥＴシステムを記述する。それでいて、本発明は、ワイヤレス電力送出の経皮段階を有する任意のシステムに同様に適用できる。そのため、本発明は、任意の人間または他の動物に埋め込まれる任意の電力消費装置（たとえば、センサ、補聴器、ペースメーカ、人工心臓、刺激器、除細動器など）を駆動するために同様に適用できる。

同様の点で、上記開示は、埋込みコイル、埋込み電子機器、埋込みバッテリ、埋込みセンサおよび埋込み装置の各々を含むＴＥＴシステムを全体的に記述する。それでいて、本発明の多くの態様は、上記部品の任意の部分集合組合せ（たとえば、埋込み電子機器および埋込み装置、埋込み電子機器、埋込みバッテリおよび埋込み装置、埋込み電子機器および埋込みバッテリ、埋込み電子機器および埋込みセンサなど）に同様に適用できる。

別の点において、上記開示は、外部電源から埋込み装置にワイヤレスで電力を提供するように設計されるＴＥＴシステムを全体的に記述する。それでいて、本発明の多くの態様（たとえば、一時停止ルーチン、セーフモードルーチン、位置合わせプロトコル、安定した電圧または電流量を提供するためのルーチン、など）は、所有者共通の同時係属中の米国特許出願第１４／１５１，７２０号に記述されるシステムなどの有線ＴＥＴシステムに同様に適用でき、その開示内容を引用することにより本明細書の一部をなすものとする。

本発明が特定の実施形態を参照しつつ記述されてきたが、これらの実施形態は単に本発明の原理および応用の例証を示すのみであることが理解されるべきである。したがって、例証的な実施形態に数多くの修正がなされてもよいこと、かつ添付の請求項によって定められるような本発明の趣旨および範囲から逸脱することなく他の配置が考案されてもよいことが理解されるべきである。

Claims (36)

1. （ａ）電力消費装置と該電力消費装置に電気的に接続される内部コイルとを備える内部部品であって、動物の体内に装着するように適合されている、内部部品と、
   （ｂ）前記体の外に装着するように適合される外部コイルと、
   （ｃ）前記外部コイルが前記内部コイルに電磁的に結合されているか否かのインジケーションを提供するように動作する結合検出回路と、
   （ｄ）前記外部コイルが前記内部コイルに電磁的に結合されているという前記結合検出回路からのインジケーションに応答して前記外部コイルに電力レベル交流電位を印加するように、かつ前記電力レベル交流電位を印加していないときに前記外部コイルに前記電力レベル交流電位未満の試験レベル交流電位を印加するように動作する駆動回路と
   を備えてなる、経皮エネルギー伝送システム。
2. 前記駆動回路が、前記外部コイルが前記内部コイルに電磁的に結合されていないという前記結合検出回路からのインジケーションに応答して前記外部コイルへの前記電力レベル交流電位の印加を中止するように動作する、請求項１に記載のシステム。
3. 前記駆動回路が、前記駆動回路が前記電力レベル交流電位を印加していないときに試験レベル交流電位を断続的に印加するように動作する、請求項１に記載のシステム。
4. （ａ）動物の体内に装着するように適合される内部部品であって、
   内部コイルと、
   前記内部コイルから電力を受けるために前記内部コイルに電気的に接続される内部装置と、
   前記内部部品の動作に関する１つまたは複数のパラメータを表すテレメトリ信号を送るように動作するテレメトリ送信機と、を含む内部部品と、
   （ｂ）前記体の外に装着するように適合される外部部品であって、
   外部コイルと、
   前記テレメトリ送信機から前記テレメトリ信号を受信するように適合されるテレメトリ受信機と、
   前記テレメトリ受信機が前記テレメトリ信号を受信するときに通常動作モードで、かつ前記テレメトリ受信機が前記テレメトリ信号を受信しないときにセーフ動作モードで動作する駆動回路であって、前記通常およびセーフ両モードで、前記外部コイルに印加される電力が前記内部コイルに結合されることになるように前記外部コイルに電力を印加するように動作し、前記通常モードで動作するときに、前記テレメトリ信号に少なくとも部分的に応答して前記外部コイルに印加される前記電力を制御するように動作する駆動回路と、を含む外部部品と
   を備えてなる、経皮エネルギー伝送システム。
5. 前記駆動回路が、前記セーフモードよりも前記通常モードにおいて、前記外部コイルにより多くの電力を印加するように動作する、請求項４に記載のシステム。
6. 前記駆動回路が、前記通常モードにおいて、前記内部装置および前記テレメトリ送信機を作動させるのに十分な量の電力を前記外部コイルに印加するように動作する、請求項５に記載のシステム。
7. 前記外部コイルが前記内部コイルに電磁的に結合されているか否かのインジケーションを提供するように動作する結合検出回路をさらに備え、前記駆動回路が、前記テレメトリ受信機が前記テレメトリ信号を受信せず、かつ前記結合検出回路が、前記外部コイルが前記内部コイルに電磁的に結合されていることを示すときにのみ前記セーフモードで動作するように構成されている、請求項４に記載のシステム。
8. 経皮エネルギー伝送システムのための駆動器であって、
   一次コイルと、
   前記一次コイルに電流を供給するように動作する駆動回路と、
   前記駆動回路と関連づけられる電流および温度の一方を測定するように動作する１つまたは複数のセンサと、
   前記測定された電流または温度を対応する閾温度または電流値と比較し、
   前記測定された電流または温度が前記対応する閾値以上であれば、所定の条件が満たされるまで前記駆動回路の動作を停止するように動作する制御回路と
   を備えてなる、駆動器。
9. 前記測定された温度が前記対応する閾温度値を超えれば、前記制御回路が、前記測定された温度が所定の第２の閾温度値以下になるまで前記駆動回路の動作を停止するように動作する、請求項８に記載の駆動器。
10. 前記測定された電流が前記対応する閾電流値を超えれば、前記制御回路が、所定量の時間の経過まで前記駆動回路の動作を停止するように動作する、請求項８に記載の駆動器。
11. 請求項８に記載の駆動器と、
    前記駆動器によって駆動される部品であって、
    二次コイルと、
    前記二次コイルに電気的に接続される埋込み電力消費装置と、
    前記電力消費装置および前記二次コイルに電気的に接続され、かつ前記電力消費装置を作動させるのに十分な充電を蓄積するように構成される埋込み電源と、を含む、駆動される部品と
    を備えており、
    前記制御回路が、前記測定された電流または温度が前記対応する閾値以上であれば、前記埋込み電力消費装置に電力を供給するように前記埋込み電源に命令するようにさらに構成されている、経皮エネルギー伝送システム。
12. 一次軸と該一次軸の周囲に螺旋状に延在する一次導体とを有する一次コイルであって、前記一次導体が内端および外端を有し、前記一次導体の前記内端および外端が前記一次軸の共通の径方向の線上に実質的に配置されている、一次コイルと、
    前記一次コイルの前記内端および外端に電気的に接続され、前記一次コイルを駆動するように動作する駆動回路と
    を備えてなる、ワイヤレスエネルギー伝送システムのための駆動器。
13. 前記駆動回路が前記一次導体から略軸方向に配置されており、かつ前記一次導体の前記内端および外端が前記駆動回路に向かって前記一次導体から略軸方向に延在している、請求項１２に記載の駆動器。
14. 前記駆動回路が、プリント基板回路に配置され、かつ前記一次コイルと共振回路を形成するように接続された１つまたは複数のコンデンサを含むプリント基板回路を備える、請求項１２に記載の駆動器。
15. 前記一次コイルおよび前記駆動回路が共通のハウジング内に配置されている、請求項８に記載の駆動器を備えるワイヤレスエネルギー伝送モジュール。
16. 前記共通のハウジングが、動物の体外に装着されるように適合される第１の面と、前記第１の面の反対側の第２の曲面と、前記第１および第２の面間に一次軸の方向に延在する実質的に円形の側壁とを備える、請求項１５に記載のワイヤレスエネルギー伝送モジュール。
17. 前記側壁が前記一次軸の方向に１０ｍｍ延在している、請求項１６に記載のワイヤレスエネルギー伝送モジュール。
18. 前記一次コイルから略軸方向に配置される熱絶縁層をさらに備え、前記熱絶縁層が、前記一次コイルと前記ワイヤレスエネルギー伝送モジュールが装着される動物の皮膚との間に熱バリアを提供する、請求項１５に記載のワイヤレスエネルギー伝送モジュール。
19. 請求項１２に記載の駆動器と、
    前記駆動器によって駆動される部品と
    を備えてなり、
    前記駆動される部品が、
    二次軸と該二次軸の周囲に螺旋状に延在する二次導体とを有する二次コイルと、
    前記二次コイルに電気的に接続される電力消費装置と
    を含む、ワイヤレスエネルギー伝送システム。
20. 前記二次導体が、前記二次軸に対して垂直な共通の径方向の線上に実質的に配置される内端および外端を有する、請求項１９に記載のワイヤレスエネルギー伝送システム。
21. 生体適合性外側面を有する埋込みコイルハウジングをさらに備え、前記ハウジングが、前記二次コイルを含み、かつ前側および後側を有し、前記二次コイルの前側が前記コイルハウジングの前記前側に向かって面し、前記コイルハウジングが、前記ハウジングの前記前側および後側を区別する１つまたは複数の視覚的に知覚可能なしるしを有する、請求項１９に記載のワイヤレスエネルギー伝送システム。
22. （ａ）一次コイルと該一次コイルを駆動するように動作する駆動回路とを含み、前記一次コイルが一次軸と該一次軸の周囲に実質的に平坦な螺旋状に延在する一次導体とを有する駆動器と、
    （ｂ）二次軸と前記二次軸の周囲に実質的に平坦な螺旋状に延在する二次導体とを有する埋込み二次コイルと、
    （ｃ）前記二次コイルに電気的に接続される埋込みエネルギー消費装置と
    を含んでなり、
    前記一次コイルおよび前記二次コイルの各々が外径少なくとも７０ミリメートルを有しており、前記駆動器が、前記エネルギー消費装置に少なくとも５ワットの電力を供給するように前記一次コイルを駆動するように動作する、経皮エネルギー伝送システム。
23. 前記駆動器が、前記エネルギー消費装置に少なくとも２０ワットの電力を供給するように前記一次コイルを駆動するように動作する、請求項２２に記載のシステム。
24. （ａ）二次コイルと、
    （ｂ）前記二次コイルと回路状に接続されて共振回路を形成する１つまたは複数のコンデンサと、
    （ｃ）前記共振回路に接続される整流器と、
    （ｄ）前記整流器に接続される入力と出力とを有するＤＣ−ＤＣコンバータと、
    （ｅ）前記ＤＣ−ＤＣコンバータの前記出力に接続される１つまたは複数の電力消費装置と、
    （ｆ）前記電力消費装置による電力消費が増加するときに前記ＤＣコンバータの前記出力での出力電圧または電流の一方が実質的に一定のままであるように前記ＤＣ−ＤＣコンバータの特性を制御するように構築および配置される制御回路と
    を備えてなる、ワイヤレスエネルギー伝送システムのための被駆動要素。
25. 前記制御回路が、前記電力消費装置による電力消費が増加するにつれて前記ＤＣコンバータの入力電圧が増加するように前記ＤＣ−ＤＣコンバータの特性を制御するように構築および配置されている、請求項２４に記載の被駆動要素。
26. 前記制御回路が、前記電力消費装置による電力消費が増加するにつれて前記ＤＣコンバータの入力インピーダンスが減少するように前記ＤＣ−ＤＣコンバータの特性を制御するように構築および配置されている、請求項２４に記載の被駆動要素。
27. （ａ）埋込みコイルハウジングと、
    （ｂ）二次コイルと該二次コイルに接続される１つまたは複数のコンデンサとを含む共振回路であって、前記コイルハウジング内に完全に配置されており、かつ一対の負荷端子を有する、共振回路と、
    （ｃ）前記コイルハウジングと別の埋込み整流器ハウジングと、
    （ｄ）整流器と該整流器に電気的に接続される駆動回路とを含み、該整流器が前記整流器ハウジング内に配置されている内部コントローラ回路と、
    （ｅ）前記コイルハウジングと前記整流器ハウジングとの間に延在する第１のケーブルであって、前記共振回路の前記負荷端子と前記整流器との間に電気的に接続される導体を有しており、これによって前記共振回路から前記整流器に通る負荷電流のみが前記第１のケーブルの前記導体に沿って通過する、第１のケーブルと、
    （ｆ）前記駆動回路に電気的に接続されるポンプと
    を備えてなる、埋込み血液ポンプシステム。
28. 前記駆動回路も前記整流器ハウジング内に配置されている、請求項２７に記載の埋込み血液ポンプシステム。
29. 前記１つまたは複数のコンデンサが前記二次コイルから略軸方向に円形構成に配置されている、請求項２７に記載の埋込み血液ポンプシステム。
30. 前記埋込み血液ポンプと別の埋込みコントローラハウジングと、
    前記埋込みコントローラハウジング内に配置され、かつ第１の電気ケーブルを介して前記埋込みコイルにおよび第２の電気ケーブルを介して前記血液ポンプに電気的に接続される内部コントローラ回路と
    をさらに備える、請求項２７に記載の埋込み血液ポンプシステム。
31. 動物の体内に埋め込まれる埋込み血液ポンプに電力を供給するための経皮エネルギー伝送システムであって、
    請求項２７に記載の埋込み血液ポンプと、
    前記埋込みコイルハウジングに向き合って前記動物の体に装着するように適合される外部コイルと
    を備えてなる、経皮エネルギー伝送システム。
32. （ａ）一次コイルと、
    （ｂ）前記一次コイルを駆動するように動作する駆動回路と、
    （ｃ）前記一次コイルと二次コイルとの間の結合度を決定するように、かつ前記一次コイルを再位置合わせ方向に並進させることが前記結合度を増加させることになる再位置合わせ方向を決定するように動作する検出器回路と、
    （ｄ）前記検出器に接続され、かつ前記検出器回路によって決定される前記結合度および再位置合わせ方向を表す人間が知覚可能な信号を提供するように配置される信号出力要素と
    を備えてなる、ワイヤレスエネルギー伝送システムのための駆動器。
33. 前記検出器回路が、前記二次コイルへの電力伝送を示すテレメトリ信号を受信するように動作可能なテレメトリ受信機を含む、請求項３２に記載の駆動器。
34. 前記検出器回路が、前記一次コイルの移動方向を示す加速度計からの信号を受信するように、かつ前記一次コイルと二次コイルとの間の前記結合度の変化および前記加速度計から受信した信号に少なくとも部分的に基づいて前記再位置合わせ方向を決定するように動作可能である、請求項３２に記載の駆動器。
35. （ａ）実質的に平坦な二次コイルであって、反対方向に向く前側と後側とを有する二次コイルと、
    （ｂ）前記二次コイルを含む埋込みコイルハウジングであって、前側および後側を有しており、前記二次コイルの前記前側が前記コイルハウジングの前記前側に向かって面しているコイルハウジングと、
    （ｃ）前記二次コイルから電力を受けるために前記二次コイルに電気的に接続される血液ポンプであって、少なくとも１つの平坦端を有しており、前記埋込みコイルハウジングの前記後側が、前記血液ポンプの前記平坦端に装着するように適合されている血液ポンプと
    を備えてなる、埋込み血液ポンプ。
36. 強磁性またはフェリ磁性材料で構成されるシールドをさらに備え、前記埋込みコイルハウジングが前記シールドを含んでおり、前記シールドが前記埋込みコイルハウジングの前記後側と前記二次コイルとの間に位置決めされている、請求項３５に記載の埋込み血液ポンプ。