RU2780941C1

RU2780941C1 - Device for inductive energy transfer to implantable medical devices

Info

Publication number: RU2780941C1
Application number: RU2021137962A
Authority: RU
Inventors: Арсений Анатольевич Данилов; Константин Олегович Гуров; Эдуард Адипович Миндубаев
Filing date: 2021-12-21
Publication date: 2022-10-04

Abstract

FIELD: medical technology.

SUBSTANCE: invention relates to medical technology and can be used for power supply of implantable medical devices, such as pacemakers, implantable cardioverter defibrillators, spinal cord neurostimulators, deep brain stimulation devices, implantable infusion pumps, motorized telescopic distraction rods (intelligent orthopedic implant), cochlear implants, implantable medical sensors, visual prostheses (retinal prostheses), auxiliary blood circulation devices. The device for inductive energy transfer to implantable medical devices includes a transmitting module with a transmitting inductor, a receiving module with a receiving inductor, a module for determining the relative position of the receiving and transmitting modules, a tuning module. The transmitting inductor generates an alternating magnetic field. The module for determining the relative position of the receiving and transmitting modules is equipped with means of sound and/or visual signaling and/or means of data exchange with external information display devices. The tuning module is connected to the power supply module and contains a computing unit with a microcontroller and an executive unit with an alternating current generation circuit based on the design of a Class E power amplifier, including an alternating capacitor connected in parallel to the transmitting inductor. A capacitor as part of an alternating current generation circuit based on the design of a Class E amplifier connected in series to a transmitting inductor has a fixed capacitance.

EFFECT: increased reliability and simplification of the design of the percutaneous power transmission system using inductive coupling is achieved by using one capacitor with a fixed nominal value and one capacitor with a variable nominal value, rather than two capacitors with a variable nominal value, with the possibility of compensating for the influence of axial displacements by changing the capacitance of one shunt capacitor, reducing noise and reducing losses in the alternating current generation circuit, which leads to an increase in the efficiency of energy transmission.

1 cl, 4 dwg

Description

Изобретение относится к области медицинской техники и может быть использовано для энергообеспечения имплантируемых медицинских приборов (ИМП). К таким приборам относятся кардиостимуляторы, имплантируемые кардиовертер-дефибрилляторы, нейростимуляторы спинного мозга, приборы глубокой стимуляции мозга, имплантируемые инфузионные помпы, моторизированные телескопические дистракционные стержни (интеллектуальный ортопедический имплантат), кохлеарные имплантаты, имплантируемые медицинские датчики, визуальные протезы (протезы сетчатки), устройства вспомогательного кровообращения и др.The invention relates to the field of medical technology and can be used for power supply of implantable medical devices (IMDs). These devices include pacemakers, implantable cardioverter defibrillators, spinal cord neurostimulators, deep brain stimulation devices, implantable infusion pumps, motorized telescopic distraction rods (smart orthopedic implant), cochlear implants, implantable medical sensors, visual prostheses (retinal prostheses), assistive devices. blood circulation, etc.

В настоящее время беспроводная чрескожная передача энергии с использованием индуктивной связи применяется в имплантатах малой и средней мощности, например, в кохлеарных имплантатах [1-3], нейростимуляторах спинного мозга [4, 5], визуальных протезах [1, 2, 6], приборах глубокой стимуляции мозга [2, 7], интеллектуальных ортопедических имплантатах [1]. При этом такой тип передачи энергии рассматривается как перспективная технология энергообеспечения других ИМП, например, систем механической поддержки кровообращения [1], беспроводных капсульных эндоскопов [8], кардиостимуляторов и кардиовертер-дефибрилляторов [9] и имплантируемых устройств для мониторинга электрокардиограммы [10].Currently, wireless transcutaneous energy transfer using inductive coupling is used in implants of low and medium power, for example, in cochlear implants [1-3], spinal cord neurostimulators [4, 5], visual prostheses [1, 2, 6], devices deep brain stimulation [2, 7], intelligent orthopedic implants [1]. At the same time, this type of energy transfer is considered as a promising technology for energy supply of other UTIs, for example, mechanical circulatory support systems [1], wireless capsule endoscopes [8], pacemakers and cardioverter defibrillators [9], and implantable devices for electrocardiogram monitoring [10].

При проектировании индуктивных систем питания ИМП большое внимание уделяется проблеме компенсации смещений, т.е. минимизации перепадов выходной мощности при изменении положения приемной и передающей катушек относительно друг друга [5, 11, 12].When designing inductive power supply systems for IMF, much attention is paid to the problem of offset compensation, i.e. minimization of output power drops when changing the position of the receiving and transmitting coils relative to each other [5, 11, 12].

Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в котором для компенсации смещений используются средства механической фиксации положения приемной и передающей катушек с использованием постоянных магнитов как в кохлеарных имплантатах [13]. Достоинством такого устройства является относительная техническая простота компенсации смещений, существенным недостатком - невозможность компенсации осевых (продольных) смещений, а так же дополнительное негативное воздействие на ткани, окружающие катушки (натяжение/сдавливание кожи).A device for inductive energy transfer to implantable medical devices is known, in which, to compensate for displacements, means of mechanical fixation of the position of the receiving and transmitting coils using permanent magnets are used, as in cochlear implants [13]. The advantage of such a device is the relative technical simplicity of compensation for displacements, a significant disadvantage is the impossibility of compensating for axial (longitudinal) displacements, as well as an additional negative effect on the tissues surrounding the coils (tension / compression of the skin).

Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в котором стабильный уровень выходной мощности при изменении взаимного положения передающей и приемной катушек поддерживается за счет механической корректировки положения передающей катушки с помощью рельс и шарниров [14]. Существенным недостатком этого метода является использование движущихся частей для компенсации положения катушек, что приводит к снижению надежности всей конструкции, а также увеличению ее габаритов за счет рельс для смещений.A device for inductive energy transfer to implantable medical devices is known, in which a stable output power level with a change in the relative position of the transmitting and receiving coils is maintained by mechanically adjusting the position of the transmitting coil using rails and hinges [14]. A significant disadvantage of this method is the use of moving parts to compensate for the position of the coils, which leads to a decrease in the reliability of the entire structure, as well as an increase in its dimensions due to the displacement rails.

Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в которых стабильный уровень выходной мощности при изменении взаимного положения передающей и приемной катушек поддерживается за счет изменения рабочей частоты устройства [15]. Достоинством этого устройства является возможность компенсации смещений во всех направлениях, недостатком - необходимость изменения рабочей частоты в широком диапазоне. Между тем, изменение рабочей частоты устройства в широких пределах не всегда допускается регулирующими документами, и в любом случае существенно усложняет проблему взаимных помех с другим радиоизлучающими устройствами.A device for inductive energy transfer to implantable medical devices is known, in which a stable output power level with a change in the relative position of the transmitting and receiving coils is maintained by changing the operating frequency of the device [15]. The advantage of this device is the ability to compensate for displacements in all directions, the disadvantage is the need to change the operating frequency over a wide range. Meanwhile, changing the operating frequency of the device over a wide range is not always allowed by regulatory documents, and in any case significantly complicates the problem of mutual interference with other radio-emitting devices.

Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в котором используется модуль определения расстояния и регистрации изменения смещений с помощью электромагнитного, ультразвукового или инфракрасного датчиков [16].A device for inductive energy transfer to implantable medical devices is known, which uses a module for determining distance and registering displacement changes using electromagnetic, ultrasonic or infrared sensors [16].

Существенным недостатком этого устройства является то, что в нем используется косвенная регистрация факта смещения. Это позволяет компенсировать эффект смещений лишь частично, поскольку имеющейся информации недостаточно для определения геометрических характеристик смещения (линейных и угловых) и возможность компенсации смещений за счет перемещения внешней (передающей) катушки отсутствует.A significant disadvantage of this device is that it uses indirect registration of the displacement fact. This makes it possible to compensate for the effect of displacements only partially, since the available information is not enough to determine the geometric characteristics of the displacement (linear and angular) and there is no possibility of compensating for displacements by moving the external (transmitting) coil.

Наиболее близким к предлагаемому является устройство для беспроводного чрескожного энергообеспечения имплантируемых медицинских приборов [17]. В этом устройстве проблема компенсации смещений решена за счет использования в контуре генерации переменного тока, построенном на основе усилителя класса Е, двух управляемых напряжением переменных конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности, или двух массивов последовательно подключенных переключаемых конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности, или двух массивов параллельно подключенных переключаемых конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности. Такое решение позволяет скомпенсировать изменения отраженного импеданса при изменении взаимного положения приемной и передающей катушек индуктивности, и тем самым позволяет обеспечить поддержание стабильной мощности на нагрузке, максимально близкой к номинальному значению.Closest to the present invention is a device for wireless transcutaneous energy supply of implantable medical devices [17]. This device solves the problem of offset compensation by using two voltage controlled variable capacitors connected in series and parallel to the transmitting inductor, or two arrays of series switched capacitors connected in series and parallel in an AC generation circuit based on a class E amplifier. to the transmitting inductor, or two arrays of parallel switched capacitors connected in series and in parallel to the transmitting inductor. This solution makes it possible to compensate for changes in the reflected impedance when the relative position of the receiving and transmitting inductors changes, and thus makes it possible to maintain stable power at the load as close as possible to the nominal value.

Можно выделить два существенных недостатка прототипа. Необходимость одновременного изменения емкости двух конденсаторов приводит к дополнительному паразитному шуму и увеличению энергопотребления схемы, особенно при устранении влияния быстрых регулярных смещений, вызванных дыхательными движениями, или возникающих при ходьбе или беге. Более существенным недостатком является усложнение схемы генератора переменного тока, что снижает надежность устройства. Между тем, надежность работы является одним из основных требований к системам индуктивной передачи энергии медицинского назначения.There are two significant drawbacks of the prototype. The need to simultaneously change the capacitance of two capacitors leads to additional noise and increased power consumption of the circuit, especially when removing the influence of fast regular displacements caused by breathing movements, or that occur when walking or running. A more significant disadvantage is the complexity of the alternator circuit, which reduces the reliability of the device. Meanwhile, the reliability of operation is one of the main requirements for inductive power transmission systems for medical purposes.

Задача изобретения - повышение надежности и упрощение конструкции системы чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи.The objective of the invention is to increase the reliability and simplify the design of the transcutaneous energy transfer system using inductive coupling.

Это достигается тем, что предлагаемое устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам включает в себя передающий модуль с передающей катушкой индуктивности, генерирующей переменное магнитное поле; приемный модуль с приемной катушкой индуктивности; модуль определения взаимного положения приемного и передающего модулей, оснащенный средствами звуковой и/или визуальной сигнализации и/или средствами обмена данными с внешними устройствами отображения информации; подстроенный модуль, подключенный к модулю питания и содержащий в себе вычислительный блок с микроконтроллером и исполнительный блок с контуром генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е, включающим переменный конденсатор, подключенный параллельно к передающей катушке индуктивности, и отличается тем, что конденсатор в составе контура генерации переменного тока на основе конструкции усилителя класса Е, подключенный последовательно к передающей катушке индуктивности, имеет фиксированную емкость.This is achieved by the fact that the proposed device for inductive power transmission to implantable medical devices includes a transmitting module with a transmitting inductor generating an alternating magnetic field; receiving module with receiving inductor; a module for determining the relative position of the receiving and transmitting modules, equipped with means of sound and/or visual signaling and/or means of data exchange with external information display devices; a tuned module connected to a power supply module and containing a computing unit with a microcontroller and an execution unit with an alternating current generation circuit based on the design of a class E power amplifier, including a variable capacitor connected in parallel to the transmitting inductance coil, and is characterized in that the capacitor in the composition An AC generation circuit based on a Class E amplifier design, connected in series with the transmitting inductor, has a fixed capacitance.

Регулировка выходной мощности осуществляется путем изменения емкости параллельно подключенного конденсатора, управляемого напряжением, либо за счет изменения суммарного номинала массива последовательно или параллельно соединенных конденсаторов, подключенного последовательно к катушке индуктивности. Изменение емкости осуществляется таким образом, чтобы скомпенсировать изменения отраженного импеданса при изменении взаимного положения приемной и передающей катушек индуктивности и, таким образом, обеспечить поддержание мощности на нагрузке, максимально близкой к номинальному значению.The output power is adjusted by changing the capacitance of a voltage-controlled capacitor connected in parallel, or by changing the total value of an array of series or parallel connected capacitors connected in series to the inductor. The change in capacitance is carried out in such a way as to compensate for changes in the reflected impedance when the relative position of the receiving and transmitting inductors changes and, thus, to ensure that the power at the load is maintained as close to the nominal value as possible.

В предлагаемом устройстве в значительной степени устранен наиболее важный недостаток прототипа: уменьшена сложность конструкции за счет использования одного конденсатора с фиксированным номиналом и одного конденсатора с переменным номиналом (или массива переключаемых конденсаторов), а не двух конденсаторов с переменным номиналом (или массивов переключаемых конденсаторов). Одновременно, в предлагаемом устройстве сохранены все основные возможности прототипа.In the proposed device, the most important drawback of the prototype has been largely eliminated: the design complexity has been reduced by using one fixed-value capacitor and one variable-value capacitor (or an array of switched capacitors), rather than two variable-value capacitors (or an array of switched capacitors). At the same time, the proposed device retains all the main features of the prototype.

Исполнительный блок в составе подстроечного модуля реализуется с использованием контура генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е [18, 19], с изменяемой величиной емкости шунтирующего конденсатора и заранее выбранной и зафиксированной величиной емкости последовательного конденсатора. Изменение емкости шунтирующего конденсатора позволяет управлять величиной мощности тока, поступающего от приемного модуля на нагрузку (ИМП) без изменения рабочей частоты системы.The execution unit as part of the tuning module is implemented using an alternating current generation circuit based on the class E power amplifier design [18, 19], with a variable value of the shunt capacitor capacitance and a pre-selected and fixed value of the series capacitor capacitance. Changing the capacitance of the shunt capacitor allows you to control the magnitude of the power of the current coming from the receiving module to the load (IMF) without changing the operating frequency of the system.

Изменение емкости шунтирующего конденсатора в контуре генерации переменного тока на основе усилителя мощности класса Е в исполнительном блоке подстроечного модуля осуществляется с использованием массива переключаемых конденсаторов для установки требуемых величин емкости шунтирующего конденсатора. Реализацией изменения емкости шунтирующего конденсатора в контуре генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е в исполнительном блоке в составе подстроечного модуля так же является использование управляемого напряжением переменного конденсатора (варикапа или трансформатора емкости). Следует отметить, что диапазон возможного изменения емкости существующих варикапов ограничен, в связи с чем, в зависимости от требуемых выходных характеристик устройства, может быть использован либо управляемый напряжением переменный конденсатор, либо описанный выше массив переключаемых конденсаторов, обеспечивающий существенно больший диапазон возможного изменения емкости.Changing the capacitance of the shunt capacitor in the AC generation circuit based on the class E power amplifier in the execution unit of the trimmer is carried out using an array of switched capacitors to set the required shunt capacitance values. The implementation of changing the capacitance of the shunt capacitor in the alternating current generation circuit based on the design of a class E power amplifier in the execution unit as part of the tuning module is also the use of a voltage-controlled variable capacitor (varicap or capacitance transformer). It should be noted that the range of possible change in capacitance of existing varicaps is limited, and therefore, depending on the required output characteristics of the device, either a voltage-controlled variable capacitor or the array of switched capacitors described above can be used, which provides a significantly larger range of possible change in capacitance.

На фиг. 1 представлена блок-схема предлагаемого устройства для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, где:In FIG. 1 shows a block diagram of the proposed device for inductive energy transfer to implantable medical devices, where:

1 - передающий модуль с передающей катушкой индуктивности;1 - transmitting module with transmitting inductance coil;

2 - приемный модуль с приемной катушкой индуктивности;2 - receiving module with receiving inductor;

3 - биологическая ткань;3 - biological tissue;

4 - модуль определения взаимного положения приемного и передающего модулей;4 - module for determining the relative position of the receiving and transmitting modules;

5 - подстроечный модуль;5 - tuning module;

6 - вычислительный блок в составе подстроечного модуля;6 - computing unit as part of a tuning module;

7 - исполнительный блок в составе подстроечного модуля;7 - the execution unit as part of the tuning module;

8 - модуль питания (источник постоянного напряжения):8 - power supply module (DC voltage source):

9 - последовательно подключенный конденсатор с фиксированной емкостью;9 - a series-connected capacitor with a fixed capacitance;

10 - параллельно подключенный конденсатор с переменной емкостью.10 - parallel connected capacitor with variable capacitance.

На фиг. 2 показана зависимость выходной мощности от номинала последовательно подключенного конденсатора для двух значений расстояния между катушками индуктивности.In FIG. 2 shows the dependence of the output power on the value of the series-connected capacitor for two values of the distance between the inductors.

На фиг. 3 показана зависимость выходной мощности от номинала параллельно подключенного конденсатора для двух значений расстояния между катушками индуктивности.In FIG. 3 shows the dependence of the output power on the nominal value of a capacitor connected in parallel for two values of the distance between the inductors.

На фиг. 4 показана зависимость выходной мощности от расстояния между катушками для предложенного устройства (сплошная линия) и прототипа (пунктирная линия).In FIG. 4 shows the dependence of the output power on the distance between the coils for the proposed device (solid line) and the prototype (dashed line).

Предлагаемое устройство работает следующим образом. Постоянный ток от модуля питания преобразуется в переменный ток в исполнительном блоке с модулем генерации переменного тока в составе подстроечного модуля. Переменный ток поступает на передающую катушку индуктивности в составе передающего модуля. Генерируемое этим током переменное магнитное поле вызывает индукционный ток в принимающей катушке в составе приемного модуля, который используется для питания ИМП. При изменении положения передающего модуля относительно приемного модуля, которое регистрируется модулем определения взаимного положения приемного и передающего модулей, информация об этом изменении поступает в вычислительный блок подстроечного модуля. Этот блок определяет величину необходимого изменения номинала конденсатора, подключенного параллельно к передающей катушке индуктивности, и генерирует управляющий сигнал, приводящий к изменению номинала конденсатора. За счет этого изменения поддерживается постоянная мощность тока в приемном модуле.The proposed device works as follows. The direct current from the power supply module is converted into alternating current in the execution unit with the alternating current generation module as part of the trimmer module. Alternating current is supplied to the transmitting inductor as part of the transmitting module. The alternating magnetic field generated by this current induces an induction current in the receiving coil as part of the receiving module, which is used to power the TIM. When the position of the transmitting module relative to the receiving module is changed, which is registered by the module for determining the relative position of the receiving and transmitting modules, information about this change enters the computing unit of the tuning module. This block determines the amount of change in the value of a capacitor connected in parallel to the transmitting inductor and generates a control signal that changes the value of the capacitor. Due to this change, a constant current power is maintained in the receiving module.

Представленные на фиг. 2-4 результаты расчетов получены для схемы со следующими параметрами: рабочая частота устройства 1 МГц, собственная индуктивность передающей катушки в передающем модуле (L_series) 10 мкГн, собственная индуктивность приемной катушки в приемном модуле (L_r) 10 мкГн, амплитуда генератора переменного сигнала (V_gen) 5 В, источника тока 50 мА, сопротивление нагрузки (R_load) - 50 Ом, емкость конденсатора в приемном модуле (C_r) 2,53 нФ.Shown in FIG. 2-4, the calculation results were obtained for a circuit with the following parameters: device operating frequency 1 MHz, self-inductance of the transmitting coil in the transmitting module (L _series ) 10 μH, self-inductance of the receiving coil in the receiving module (L _r ) 10 μH, amplitude of the alternating signal generator (V _gen ) 5 V, current source 50 mA, load resistance (R _load ) - 50 Ohm, capacitor capacitance in the receiving module (Cr _r ) 2.53 nF.

Фиг. 2 демонстрирует возможность технической реализации схемы подстройки с изменением емкости только одного конденсатора. Приведенные на рисунке кривые соответствует выходной мощности системы при работе усилителя мощности в режиме «переключения при нулевом напряжении» для двух различных значений расстояния между катушками индуктивности (черная кривая - 11 мм, серая кривая - 15 мм). А именно, на графике показано, что существует значение емкости последовательного конденсатора (в примере - 2,96 нФ), вблизи которого при изменении емкости в пределах ±6% (что соответствует перепаду номиналов промышленных конденсаторов) выходная мощность меняется в широком диапазоне () в относительно узком диапазоне изменений номинала последовательного конденсатора (от 2 до 3 Вт в рассмотренном примере, заштрихованная область на рисунке).Fig. 2 demonstrates the possibility of technical implementation of a tuning circuit with a change in the capacitance of only one capacitor. The curves shown in the figure correspond to the output power of the system when the power amplifier is operated in the "zero voltage switching" mode for two different distances between the inductors (black curve - 11 mm, gray curve - 15 mm). Namely, the graph shows that there is a capacitance value of a series capacitor (in the example - 2.96 nF), near which, when the capacitance changes within ± 6% (which corresponds to the difference in the ratings of industrial capacitors), the output power changes over a wide range () in a relatively narrow range of changes in the value of a series capacitor (from 2 to 3 W in the considered example, the shaded area in the figure).

Параметры для расчета, результаты которого представлены на фиг. 3, аналогичны параметрам для фиг. 2. Пунктирная линия соответствует заданной номинальной мощности в 2,5 Вт и емкости последовательного конденсатора 2,96 нФ. По рисунку видно, что изменения номинала шунтирующего конденсатора в диапазоне 2,2…5,6 нФ (без изменения номинала последовательного конденсатора) позволяет поддерживать стабильную, постоянную выходную мощность на уровне 2,5 Вт при изменении расстояния между катушками индуктивности от 11 до 15 мм.The parameters for the calculation, the results of which are presented in Fig. 3 are similar to those for FIG. 2. The dotted line corresponds to a specified power rating of 2.5 W and a series capacitor capacitance of 2.96 nF. The figure shows that changing the value of the shunt capacitor in the range of 2.2 ... 5.6 nF (without changing the value of the series capacitor) allows you to maintain a stable, constant output power at the level of 2.5 W when changing the distance between the inductors from 11 to 15 mm .

Так же фиг. 3 иллюстрирует процесс определения требуемой величины емкости шунтирующего конденсатора в вычислительном блоке подстроечного модуля. По измеренной величине осевого смещения из заранее записанного в память микроконтроллера массива данных вида «осевое смещение - емкость шунтирующего конденсатора» выбирается соответствующая пара, которая входит в заштрихованную область. При этом сам массив формируется на основе расчетов, соответствующих графикам, представленным на фиг. 3: для каждого значения осевого расстояния выбираются значения емкости шунтирующего конденсатора, соответствующие распределению в области, имеющей минимальное отклонение от заданной номинальной мощности для заданной величины осевого смещения.Also Fig. 3 illustrates the process of determining the required capacitance value of the shunt capacitor in the computing unit of the trimmer. According to the measured value of the axial displacement, the corresponding pair is selected from the data array pre-recorded in the memory of the microcontroller in the form of "axial displacement - capacitance of the shunt capacitor", which is included in the shaded area. In this case, the array itself is formed on the basis of calculations corresponding to the graphs shown in Fig. 3: for each value of the axial distance, the values of the capacitance of the shunt capacitor are selected, corresponding to the distribution in the area having a minimum deviation from the specified rated power for a given value of the axial displacement.

На фиг. 4 представлено сравнение расчетных значений выходной мощности для системы с изменением емкости двух конденсаторов (пунктирная линия) и предложенной схемой (сплошная линия). Видно, что предложенная схема обеспечивает результат, близкий к результату, обеспечиваемому с помощью прототипа, но этот результат достигается за счет использования существенно более простой и надежной схемы.In FIG. 4 shows a comparison of the calculated output power values for a system with a change in the capacitance of two capacitors (dashed line) and the proposed circuit (solid line). It can be seen that the proposed scheme provides a result close to the result provided by the prototype, but this result is achieved through the use of a much simpler and more reliable scheme.

Приведенные расчетные данные показывают, что предложенное устройство обеспечивает решение поставленной технической задачи - а именно, обеспечивает повышение надежности и упрощение конструкции системы чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи. При этом показана возможность компенсации влияния осевых смещений с помощью изменения емкости одного шунтирующего конденсатора, компенсация которых в прототипе была возможна только путем одновременного изменения шунтирующего и последовательного конденсаторов. Расчетные значения требуемых величин электронных компонент находятся в пределах номиналов серийно выпускающихся изделий, и, таким образом, можно утверждать, что предлагаемое устройство может быть реализована на существующем уровне техники.The given calculated data show that the proposed device provides a solution to the set technical problem - namely, it provides an increase in reliability and simplification of the design of the transcutaneous energy transfer system using inductive coupling. This shows the possibility of compensating for the influence of axial displacements by changing the capacitance of one shunt capacitor, the compensation of which in the prototype was possible only by simultaneously changing the shunt and series capacitors. The calculated values of the required values of electronic components are within the range of commercially available products, and thus, it can be argued that the proposed device can be implemented on the existing level of technology.

Дополнительным преимуществом предлагаемого устройства по сравнению с прототипом является снижение уровня шума при изменении емкости конденсаторов, поскольку изменяется номинал одного, а не двух конденсаторов. Это уменьшает потери в контуре генерации переменного тока и приводит к повышению эффективности передачи энергии.An additional advantage of the proposed device in comparison with the prototype is the reduction of the noise level when changing the capacitance of the capacitors, since the value of one rather than two capacitors changes. This reduces losses in the AC generation loop and results in improved power transfer efficiency.

Источники информацииSources of information

1. Ahire D.B. and Gond V.J. Wireless power transfer system for biomedical application: A review // 2017 International Conference on Trends in Electronics and Informatics (ICEI). - 2017. - P. 135-140.1. Ahire D.B. and Gond V.J. Wireless power transfer system for biomedical application: A review // 2017 International Conference on Trends in Electronics and Informatics (ICEI). - 2017. - P. 135-140.

2. Barbruni G.L., Ros P.M., Demarchi D., Carrara S. and Ghezzi D. Miniaturised Wireless Power Transfer Systems for Neurostimulation: A Review // IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems. - 2020. - Vol.14. - No. 6. -P. 1160-1178.2. Barbruni G.L., Ros P.M., Demarchi D., Carrara S. and Ghezzi D. Miniaturized Wireless Power Transfer Systems for Neurostimulation: A Review // IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems. - 2020. - Vol.14. - No. 6.-p. 1160-1178.

3. Taalla R.V., Arefin M.S., Kaynak A. and Kouzani A.Z. A Review on Miniaturized Ultrasonic Wireless Power Transfer to Implantable Medical Devices // IEEE Access. - 2019. - Vol.7. - P. 2092-2106.3. Taalla R.V., Arefin M.S., Kaynak A. and Kouzani A.Z. A Review on Miniaturized Ultrasonic Wireless Power Transfer to Implantable Medical Devices // IEEE Access. - 2019. - Vol.7. - P. 2092-2106.

4. Agarwal K., Jegadeesan R., Guo Y. and Thakor N.V. Wireless Power Transfer Strategies for Implantable Bioelectronics // in IEEE Reviews in Biomedical Engineering. - 2017. - Vol.10. - P. 136-161.4. Agarwal K., Jegadeesan R., Guo Y. and Thakor N.V. Wireless Power Transfer Strategies for Implantable Bioelectronics // in IEEE Reviews in Biomedical Engineering. - 2017. - Vol.10. - P. 136-161.

5. Schormans M., Valente V. and Demosthenous A. Practical Inductive Link Design for Biomedical Wireless Power Transfer: A Tutorial // IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems. - 2018. - Vol.12. - No. 5. - P. 1112-1130.5. Schormans M., Valente V. and Demosthenous A. Practical Inductive Link Design for Biomedical Wireless Power Transfer: A Tutorial // IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems. - 2018. - Vol.12. - No. 5. - P. 1112-1130.

6. Arman A., Ross C., Anne B. et al. Laser Driven Miniature Diamond Implant for Wireless Retinal Prostheses // Advanced Biosystems. - 2020. - Vol.4. - No. 11.-P. 2000055.6. Arman A., Ross C., Anne B. et al. Laser Driven Miniature Diamond Implant for Wireless Retinal Prostheses // Advanced Biosystems. - 2020. - Vol.4. - No. 11.-P. 2000055.

7. Yujing Z., Chunhua L., Yongcan H. Wireless Power Transfer for Implanted Medical Application: A Review // Energies. - 2020. - Vol.13. - No. 11. - P. 2837.7. Yujing Z., Chunhua L., Yongcan H. Wireless Power Transfer for Implanted Medical Application: A Review // Energies. - 2020. - Vol.13. - No. 11. - P. 2837.

8. Khan S.R., Sumanth K.P., Gerard C. and Marc P.Y. Wireless power transfer techniques for implantable medical devices: A review // Sensors. - 2020. - Vol.20.-No. 12.-P. 3487.8. Khan S.R., Sumanth K.P., Gerard C. and Marc P.Y. Wireless power transfer techniques for implantable medical devices: A review // Sensors. - 2020. - Vol.20.-No. 12.-P. 3487.

9. Haerinia, M., Shadid, R. Wireless Power Transfer Approaches for Medical Implants: A Review // Signals. - 2020. - Vol.1. - No. 2. - P. 209-229.9. Haerinia, M., Shadid, R. Wireless Power Transfer Approaches for Medical Implants: A Review // Signals. - 2020. - Vol.1. - No. 2. - P. 209-229.

10. Kim J., et al. A wireless power transfer based implantable ECG monitoring device // Energies. - 2020. - Vol.13. - No. 4. - P. 905.10. Kim J., et al. A wireless power transfer based implantable ECG monitoring device // Energies. - 2020. - Vol.13. - No. 4. - P. 905.

11. Данилов A.A., Миндубаев Э.А., Селищев С.В. Методы компенсации смещений катушек в системах индуктивной чрескожной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам // Медицинская техника. - 2017. -№1.-С.41-44.11. Danilov A.A., Mindubaev E.A., Selishchev S.V. Methods for compensating for coil displacements in systems of inductive transcutaneous energy transfer to implantable medical devices. Meditsinskaya tekhnika. - 2017. - No. 1. - P. 41-44.

12. Исмагилов Ф.Р., Вавилов В.Е., Нургалиева Р.А. и Минияров А.Х. Устройства электроснабжения аппаратов вспомогательного кровообращения // Омский научный вестник. - 2020. - №1(169). - С.27-31.12. Ismagilov F.R., Vavilov V.E., Nurgalieva R.A. and Miniyarov A.Kh. Power supply devices for circulatory assist devices // Omsk Scientific Bulletin. - 2020. - No. 1 (169). - P.27-31.

13. Патент США US 20200261724 А1.13. US patent US 20200261724 A1.

14. Патент КНР CN 211377643 U.14. PRC patent CN 211377643 U.

15. Патент КНР CN 111342243 В15. PRC patent CN 111342243 B

16. Международный патент WO 2021143342А116. International patent WO 2021143342A1

17. Патент РФ RU 2752139С1 - прототип17. RF patent RU 2752139C1 - prototype

18. Патент КНР CN 206542256U.18. PRC patent CN 206542256U.

19. Enver Gurhan Kilinc, Catherine Dehollain, Franco Maloberti, Remote Powering and Data Communication for Implanted Biomedical Systems, Springer, 2016. 146 p.19. Enver Gurhan Kilinc, Catherine Dehollain, Franco Maloberti, Remote Powering and Data Communication for Implanted Biomedical Systems, Springer, 2016. 146 p.

Claims

A device for inductive power transmission to implantable medical devices, including a transmitter module with a transmitter inductor generating an alternating magnetic field; receiving module with receiving inductor; a module for determining the relative position of the receiving and transmitting modules, equipped with means of sound and/or visual signaling and/or means of data exchange with external information display devices; tuning module connected to the power module and containing a computing unit with a microcontroller and an execution unit with an alternating current generation circuit based on the class E power amplifier design, including a variable capacitor connected in parallel to the transmitting inductance coil, characterized in that the capacitor is part of the circuit generation of alternating current based on the class E amplifier design, connected in series with the transmitting inductor, has a fixed capacitance.