WO2023025601A1 - Wiederaufladbares elektronisches implantat - Google Patents

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WO2023025601A1
WO2023025601A1 PCT/EP2022/072611 EP2022072611W WO2023025601A1 WO 2023025601 A1 WO2023025601 A1 WO 2023025601A1 EP 2022072611 W EP2022072611 W EP 2022072611W WO 2023025601 A1 WO2023025601 A1 WO 2023025601A1
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core
implant
coil
energy
field
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PCT/EP2022/072611
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Walter Mehnert
Thomas Theil
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Walter Mehnert
Thomas Theil
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    • H02J7/0045—Circuit arrangements for charging or depolarising batteries or for supplying loads from batteries characterised by the mechanical construction concerning the insertion or the connection of the batteries

Definitions

  • the invention relates to an electronic implant for implantation in a body of a living being and for monitoring a bodily function.
  • the invention relates to an electronic pacemaker intended to be implanted in/on the human heart.
  • An electronic implant for implantation in the human heart is known from patent document WO 2012/013212 A1.
  • the implant described there communicates with a higher-level control unit by radio, with the implant, together with the control unit, taking on the functions of a cardiac pacemaker, a defibrillator and a unit for recording cardiac activities, such as a cardiogram.
  • the control unit supplies the implant with electrical energy so that the implant, in its function as a cardiac pacemaker/defibrillator, can emit voltage pulses to stimulate the heart or record bodily signals to record heart activity.
  • the electrical energy is transmitted by the control unit emitting an alternating electromagnetic field and the implant receiving the corresponding energy via induction.
  • the implant has a receiving coil with a core.
  • the electronic implant for implantation in a body of a living being and for monitoring a body function includes: an electrode section which is intended to be fastened or arranged on a body section; electronics connected to the electrode section, which are set up to monitor at least the body function via the electrode section; an energy store for supplying the electronics with electrical energy, which can be recharged with electrical energy after discharging; and an energy receiving section electrically connected to the energy store, which is set up in such a way that it can receive energy contactlessly by induction and can deliver it to the energy store for recharging the energy store; wherein the power receiving section comprises: a coil that extends along a coil axis and is set up to receive the energy and deliver it to the energy store when it is permeated by an external (outside the body) generated alternating magnetic field, a core that is located in the coil and along it the coil axis, the coil preferably being wound on and around the core, and at least one field collector which is located at one end of the
  • the implant is, for example, a heart pacemaker, a brain pacemaker, an organ pacemaker or an analysis unit.
  • the latter analysis unit is designed, for example, in such a way that it continuously or at specific time intervals determines parameters such as blood pressure and/or blood values and/or records a cardiogram.
  • the implant is particularly preferably a single-chamber cardiac pacemaker or part of a multi-chamber cardiac pacemaker network which is located in the human heart or on the human heart or is implanted in these positions.
  • the cardiac pacemaker network has, for example, two or three implants connected by electrical signals, each of which is implanted and anchored in a heart chamber and communicates with one another.
  • the electrode section includes a certain number of electrodes depending on the purpose of the implant, with one of the electrodes acting as ground.
  • the electrodes are intended to be connected to or rest against the part of the body, for example the heart or brain, which is to be stimulated.
  • the electrodes mentioned can be cable electrodes, for example.
  • the implant includes in this connection hang prefers a specific length of cable per cable electrode that can be routed to a desired area of the body portion within the body as intended.
  • a preferably helical section for anchoring the cable electrode in the area of the body portion.
  • the electrode section can also do without cable electrode(s).
  • said electrodes are formed on an outer surface of the implant, which is implanted in such a way that the electrodes can each abut and/or be anchored to a region of the body portion.
  • This embodiment is particularly advantageous when the implant is the pacemaker or part of the pacemaker network that is to be implanted completely in/on the heart.
  • the heart pacemaker network therefore then contains a number of implants according to the invention with corresponding electrode sections which are exposed on the outer surface of the respective units.
  • the electrode portion may be composed of a combination of at least a single cable electrode and at least a single electrode formed on the outer surface.
  • the implant is preferably arranged on the body portion such that the electrode formed on the outer surface comes into contact with and/or is anchored to the corresponding area of the body portion.
  • the other electrode i.e. the cable electrode, is brought to another area of the body portion and anchored there.
  • the electronics of the implant according to the invention are set up to monitor at least one or more bodily functions.
  • the electronics are set up to monitor the heartbeat and, based on this, to recognize whether the heartbeat needs to be controlled. If this is the case, the electronics generate a stimulation pulse, in particular a voltage pulse, and deliver it to the body portion via the electrode portion.
  • the energy store of the implant according to the invention is preferably an electrochemical accumulator that can be recharged, in particular a lithium-ion accumulator.
  • the energy store is preferably dimensioned in such a way that it powers the entire implant for a period of 0.5, 0.6, 0.7, 0.8, 0.9, 1.0, 1.1, 1.2, 1, 3, 1.4, 1.5, 1.6, 1.7, 1.8, 1.9, 2.0 years with the electrical energy.
  • the energy store has a charge capacity of 400 ampere seconds As (Coulomb).
  • the energy store can have a large number of energy storage units which are distributed and arranged separately from one another at different positions in the implant, with at least one or each of the energy storage units preferably being an electrochemical accumulator unit, in particular a lithium-ion accumulator unit.
  • the energy receiving section includes at least one rectifier and at least one capacitor located between the coil and the energy store.
  • the coil transfers the received energy to the capacitor via the rectifier.
  • the charging (alternating) current emitted by the coil is rectified by the rectifier and fed to the energy store by the capacitor.
  • the energy receiving section is set up to receive the energy by induction, for which purpose it contains a coil through which the external alternating magnetic field passes. Depending on the change in the penetrating magnetic flux, the coil generates the corresponding charging voltage and, via the rectifier, a corresponding charging current flow, which is used to recharge the energy store.
  • the charging voltage is proportionally dependent on the frequency and amplitude of the magnetic flux of the alternating magnetic field.
  • the core and the field collector are not elements such as a Wiegand wire/impulse wire, which shows a large Barkhausen jump in the form of a Bloch wall running over the wire when the magnetic field changes with a certain amplitude, and therefore impulses regardless of the frequency of the alternating magnetic field induced in the coil at the same level.
  • the material of the core as a magnetic flux conductor and the material of the field collector have irregularly magnetically aligned domains.
  • the coil axis of the coil preferably defines the orientation of the implant.
  • the energy receiving section includes the core located along the coil axis in the coil and the field collector.
  • the field collector has larger dimensions than the core transversely, in particular perpendicularly, to the coil axis and is arranged at one end of the core in the direction of the coil axis.
  • the external electromagnetic alternating field (Bo) is preferably generated in such a way that it is aligned in the direction of the coil axis, ie the B vector points in the direction of the coil axis. Due to its larger dimensions, the field collector ensures that the electromagnetic alternating field is increasingly conducted into the core via a larger field collecting surface. In other words, the field collector ensures that the magnetic flux density within the core and thus within the coil - n*Bo - increases sharply.
  • a cross-sectional area of the field collector perpendicular to the coil axis is preferably 1.5, 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9, 10, 11, 12, 13, 14, 15, 16, 17, 18, 19, 20, 21, 22, 23, 24, 25, 26, 27, 28, 29, 30, 31, 32, 33, 34, 35, 36, 37, 38, 39, 40, 41, 42, 43, 44, 45, 46, 47, 48,
  • the magnetic flux density Bo is present in particular as
  • This results (amplification 300) with a spatially homogeneous magnetic flux density in the vicinity of the coil of Bo 5mT, for example, and a core flux density BK of 1.5T within the core.
  • Resulting values of the charging voltage/current are sufficient to supply the energy store with sufficient energy for recharging, even if the frequency f of the generated alternating magnetic field is in the low ranges mentioned, for example at 2 kHz.
  • the winding formed by the W turns can be single-layer or multi-layer.
  • the metal wire forming the W turns is made of Copper or preferably the lighter metal aluminum and has a wire diameter of, for example, 60 pm, 70 pm, 80 pm, 90 pm, 100 pm, 150 pm, 200 pm and a circular or rectangular cross section.
  • a length of the coil 6 preferably corresponds to that of the core 7, so that ends of the coil preferably correspond to ends of the core.
  • the field collector is part of the core, particularly monolithic with the core, formed from the same material.
  • the material of the field collector and core is preferably a homogeneous magnetic material, for example a ferromagnetic or ferrimagnetic material.
  • the field collector may be a separate element from the core.
  • the material of the core and/or of the field collector can be a homogeneous magnetic material, for example a ferromagnetic or ferrimagnetic material, even if they are formed separately.
  • the field collector is preferably 1 mm to 5 mm in the direction of the coil axis.
  • the implant also preferably has: a further field collector, which is located at another end of the core in the direction of the coil axis and also has larger dimensions transverse to the coil axis than the core itself.
  • the further field collector is preferably part of the core, in particular formed monolithically with the core from the same material.
  • the material is preferably the homogeneous magnetic material already mentioned, for example the ferromagnetic or ferrimagnetic material.
  • the further field collector can be a separate element from the core.
  • the material of the core and/or of the further field collector can also be a homogeneous magnetic material, for example a ferromagnetic or ferrimagnetic material, even if they are formed separately.
  • the further field collector is preferably 1 mm to 5 mm long in the direction of the coil axis.
  • the core with the field collector and/or the further field collector preferably optimally fully utilizes an interior space of a housing of the implant, i.e. the outer contour of the implant is defined by the core with field collector(s).
  • the housing preferably accommodates all elements of the implant, namely the electronics, the energy store and the energy receiving section, in an integrated manner. Only the electrode section preferably penetrates through the housing and is located outside of the housing.
  • the housing is formed from a non-ferromagnetic material, for example.
  • the coil is preferably wound on and around the core between the field collector and the further field collector.
  • the energy store of the implant contains at least one energy storage unit and preferably at least one further energy storage unit.
  • the one energy storage unit and, if preferably provided, the further energy storage unit is/are preferably arranged in the direction of the coil axis (SA) relative to the core.
  • the energy storage unit and, if preferably provided, the further energy storage unit is/are arranged in the direction of the coil axis relative to the core in such a way that they are located next to the end of the core or, if one of the field collectors is arranged there, they are on the dem are located on the side of the corresponding field collector facing away from the core.
  • the end of the core/field collector and the corresponding energy storage unit touch.
  • the one energy storage unit and the further energy storage unit are preferably provided, with one of the energy storage units being arranged on one side of the core in the direction of the coil axis and the other of the energy storage units being arranged on the other side of the core.
  • the energy storage units are preferably arranged in the direction of the coil axis in such a way that the core and preferably the / the field collectors are located between the energy storage units.
  • the energy store of the implant particularly preferably has at least one energy storage unit and preferably at least one further energy storage unit, with the one energy storage unit and, if preferably provided, the further energy storage unit each having a housing which/they act as the field collector and/or the further field collector works.
  • the energy store of the implant particularly preferably contains at least one energy storage unit and preferably at least one further energy storage unit, the field collector and, if preferably provided, the further field collector having/have a depression in which the one energy storage unit and, if preferably provided, the other Energy storage unit is included / are.
  • the recess In a sectional view, which corresponds to a sectional plane in which the coil axis lies, the recess preferably has a C or U shape.
  • the field collector and the further field collector are particularly preferably provided and both preferably have the said recess, in which one of the energy storage units is accommodated.
  • the energy storage units are preferably accommodated in the respective indentation in such a way that they are either completely accommodated/sunk into the corresponding indentation or protrude in relation to an end face of the corresponding field collector.
  • a housing of the respective energy storage unit is preferably formed from the following materials of the core/field collectors.
  • a cross-sectional shape of the housing of the respective energy storage unit is preferably an exact fit with a cross-sectional shape of the recess.
  • the implant is preferably constructed in such a way that the energy store has at least one energy storage unit and preferably at least one further energy storage unit; and the one energy storage storage unit and, if preferably provided, the further energy storage unit is/are arranged radially to the coil axis at least in sections around the core.
  • the energy storage device particularly preferably completely encircles the coil axis.
  • the coil is preferably located between the energy store and the core, it being preferably wound around the latter.
  • This arrangement of the energy store can be an alternative to the arrangement of the energy store explained above, in which the energy store is arranged in the direction of the coil axis relative to the core.
  • the arrangements can preferably be combined. For example, one of the energy storage units is then arranged radially to the coil axis around the core and the other of the energy storage units is arranged in the direction of the coil axis relative to the core, i.e. next to the core.
  • the core and/or the field collector and/or, if preferably provided, the further field collector is/are particularly preferably formed from a material with a high (material-specific) relative magnetic permeability and/or the highest possible (material-specific) saturation flux density.
  • ferrites in particular soft magnetic ferrites, or amorphous metals such as SiFe, which is also available under the brand name ARNON, or mu-metals such as NiFe alloys.
  • the core and/or the field collector and/or, if preferably provided, the further field collector is/are, for example, a solid material or a layered structure made up of a large number of layers.
  • the layer structure is preferably formed from a large number of thin layers, such as thin foils or thin metal sheets, between which electrically insulating layers are arranged in each case.
  • the electrically insulating layers can connect the thin layers to one another in a materially bonded manner. If the core has the layer structure, the individual layers have a thickness of, for example, 0.015 mm, ... 0.025 mm ... 0.035 mm ... 0.050 mm.
  • the electrically insulating layers can have the same thicknesses or be thinner.
  • the core and/or the field collector and/or, if preferably provided, the further field collector is/are preferably formed from an electrically poorly conductive material, in particular an insulator, with a high relative magnetic permeability and the highest possible saturation flux density.
  • the relative magnetic permeability is preferably in a range of 100, ..., 1000, ..., 5000, and particularly preferably in a range of 500, ..., 1000, ..., 1500.
  • the material preferably has a saturation flux density that is as high as possible.
  • the saturation flux density is preferably in a range of greater than/equal to 0.3, 0.4, 0.5, 0.6, 0.7, 0.8, 0.9, 1.0, 1.1, 1.2 , 1.3, 1.4, 1.5, or 1.6 Tesla, particularly preferably in a range from 0.4 to 0.7 Tesla for ferrites, or very particularly preferably in a range from 1 to 1.5 Tesla with amorphous metals such as SiFe.
  • said elements are formed from a solid material when the material is the insulator, and that said elements (core and/or field collectors) have the layer structure when the material is bad but is electrically conductive to some degree.
  • the core and/or the field collector and/or, if preferably provided, the further field collector is/are formed from the solid material, the material is preferably said ferrite.
  • the material of the layers is preferably the amorphous metal, such as SiFe, or the mu-metal, such as NiFe alloy.
  • the field collector and/or the further field collector is/are preferably an element which is separate from the core and is made of a different material.
  • the core has the layered structure of the layered thin foils or sheets, e.g. SiFe, and the field collectors are constructed from solid material such as ferrite. In this way, the field collectors can concentrate the field in a largely direction-independent manner and at the same time the core can conduct as large a field as possible through the coil.
  • the core made up of the layers preferably has at the end(s) facing the field collector(s) a connecting section which extends transversely to the coil axis and which engages with a recess in the corresponding field collector in order to connect the elements to one another.
  • the connecting section(s) preferably has/have the same dimensions on both sides running transversely to the coil axis, and is/are therefore symmetrical to the coil axis.
  • the respective connecting section preferably has the same external dimensions as the corresponding field collector and is therefore larger in cross section than the core. In this way, the magnetic contact resistance between the core and the field collector(s) is kept low.
  • connection section or sections of the core are an integral part of the structure or have the layered structure.
  • the connecting section(s) thus ensure that the alternating magnetic field collected by the field collector(s) is conducted through the coil.
  • the coil is preferably seated on a section of the core which adjoins the connecting section in the direction of the coil axis or which, if the connecting section is formed on each side, is located between the connecting sections.
  • the implant is preferably constructed in such a way that, in order to recharge the energy store, the alternating magnetic field with a flux density Bo is to be generated in the area of the implanted implant as intended, whereby a corresponding charging voltage is induced in the coil, which corresponds to a change in the magnetic flux bundled in the core of the external magnetic corresponds to the alternating field and leads to a charging (alternating) current emitted by the coil and fed directly or indirectly to the energy store, the core and/or the field collector and/or, if preferably provided, the further field collector is/are formed from the material that has the high saturation flux density, and a geometry of the core (7) and/or of the field collector and/or, if preferably provided, of the further field collector is selected such that a core flux density BK, which results in the core of the coil from the multiplied flux density (n *Bo) reduced by an ore caused by the charging (alternating) current ugted opposing field results in the range, in particular plus/minus 1%, 2%,
  • the magnetic flux density Bo can have the values already mentioned, in particular in the range from 5 mT to 10 mT.
  • This magnetic flux density Bo leads to a strong magnetic flux of the alternating magnetic field within the core, because the field collector(s) focus the field to a correspondingly strong degree.
  • the material is preferably selected in such a way that the field prevailing in the core, which is weakened around the opposing field, is close to the saturation flux density or in the stated range.
  • the charging current is fed from the coil 6 to the energy store 4, preferably via charging electronics that have the at least one rectifier and at least one capacitor.
  • the electronic implant is preferably an electronic pacemaker, in particular a heart pacemaker, and the electronics connected to the electrode section are preferably set up to monitor the bodily function via the electrode section and to generate a pulse, in particular a voltage pulse, and transmit this via the electrode section to the body section control of bodily functions.
  • the saturation flux density mentioned in various places above means the flux density range specific to the material in which the corresponding magnetization characteristic (B-H characteristic) has a kink or transition area, below which the magnetization characteristic is essentially linear and above which the magnetization characteristic has a lesser gradient ( namely with Po) runs.
  • the saturation flux density preferably means that flux density at which—with a further increase in the field strength H of the acting magnetic alternating field—the polarization of the material no longer increases any further.
  • the corresponding field vector (B vector) of the alternating electromagnetic field should preferably point in the direction of the coil axis defining an alignment of the implant in the body and penetrate the coil, core and field collector(s). This leads to the best possible induction with regard to the induced charging voltage and the resulting charging currents.
  • the field collector and/or the further field collector have a significant effect, since they make the charging of the energy store largely insensitive to tilting/misalignment between the field vector (B vector) and the coil axis.
  • the electronics of the implant preferably also have a communication unit via which they can communicate with the outside world (outside the body of the living being), for example for the transmission of setting data, setting commands, analysis data and/or information data that indicate the state of charge of the energy storage device.
  • a data memory is preferably provided for storing the data between the communications.
  • the electronics are also preferably set up to detect a gradient of the induced charging voltage and/or the charging current driven by the induced charging voltage, and to generate a signal that contains information about the gradient.
  • the communication unit sends this signal to the outside world, with a superordinate unit receiving the signal, such as a charging device, being able to deduce the arbitrary position and alignment of the implant from the information about the gradient.
  • the higher-level unit such as the charger, can align the B field vector of the alternating magnetic field to optimize charging.
  • the initial orientation of the B field vector can take any direction in space, because subsequent adjustment to the position and orientation of the implant is possible. It also follows from this that when the implant is implanted, the resulting position and orientation of the implant need not be taken into account.
  • the implant according to the invention in particular the preferred variants of the energy receiving section, is particularly preferably designed and dimensioned in such a way that with a parallel alignment of the B field vector and coil axis and with a magnetic flux density Bo of 0.5mT to 30mT of the external magnetic alternating field, an average magnetic flux from 0.2*10' 6 to 36*10' 6 Vs (Weber) in the core.
  • the electronics In the event that the AC resistance (coL) of the coil significantly exceeds the ohmic resistance R of the coil, it is preferable for the electronics to have an additional resonance capacitor and for the alternating magnetic field to be generated at the frequency resulting from the values of the coil, of the resonance capacitor, the ohmic resistance and the load, i.e. essentially the ohmic resistance R limits the size/strength of the charging current.
  • the structure of the implant is preferably optimized in relation to the charging current achieved with a predetermined size of the implant, which is given by the volume of the housing, eg cylindrical housing, with a coil with W turns and a winding cross section A and an external magnetic field Bo.
  • the charging current is proportional to the ratio of the magnetic flux through the coil to the inductance of the coil ( ⁇ D/L), in the case of resonance (d>/R). Therefore, the constructive ratio of the sum of the dimensions of the field collectors in the direction of the coil axis to the length of the core in connection with the coil wound over the core is an important measure of the level of the charging current that can be drawn.
  • the parameters mentioned affect both the magnetic flux in the core and the inductance of the coil.
  • the constructive relationship is realized in such a way that the charging current reaches its maximum or is at most 10% below it.
  • the ohmic resistance R of the coil can be kept very low with a simultaneously high field strength in the core, compared to a core with a constant diameter corresponding to the field collectors.
  • the lower ohmic resistance generates lower losses and thus results in significantly lower heat generation. Due to the intended arrangement of the implant in the human body, eg heart, brain, tissue, vessel or organ, this is a very important factor.
  • the described construction of the implant opens up the significant possibility of finding an optimum for the respective application of the implant, for example as a heart pacemaker, brain pacemaker, organ pacemaker or analysis unit, through many changeable parameters.
  • This optimum can be found by maximizing the magnetic field in the core, the weight and the losses of the coil are minimized and the volume of the implant is determined in a first approximation by the dimensions of the magnetic components.
  • an optimization in terms of volume and weight is possible in a first approximation by a Largest possible external magnetic field (5-20mT), given in a second approximation by the losses or heating that occur during charging and the field concentration in the core.
  • FIG. 1A shows a preferred embodiment of the implant according to the invention, the representation being merely schematic;
  • FIG. 1B shows a schematic sectional view of an energy receiving section of the implant according to the invention.
  • FIG. 2 shows a preferred variant of the energy receiving section of the implant according to the invention.
  • Figures 3A to 3D show preferred configurations of the field collector(s) in which the core and field collectors are monolithic, and Figure 3E shows an alternative variant of the field collector(s) as separate elements. In the figures 3A to 3E only the shell of the energy store without electrochemical content is shown.
  • FIG. 4 shows an alternative variant of the implant, with the core and field collectors being constructed identically to those in FIGS. 3A and 3B, and the energy store being an annular housing adapted to the core having.
  • FIG. 4 shows only the shell of the housing without any electrochemical content.
  • FIGS. 5A and 5B show a further alternative variant of the implant, the core and field collectors being constructed identically to those in FIGS. 3A and 3B, and energy storage units being arranged around the core.
  • FIG. 5B shows only the shell of the housing of the energy storage unit without any electrochemical content.
  • Figure 1A schematically shows the structure of an implant 100 according to the invention.
  • the implant 100 is preferably fully implanted in a human body.
  • the implant 100 is, for example, a heart pacemaker, a brain pacemaker, an organ pacemaker or an analysis unit.
  • the latter analysis unit is designed, for example, in such a way that it determines parameters, such as blood pressure and/or blood values, continuously or at specific time intervals.
  • the implant is particularly preferably a cardiac pacemaker or cardiac pacemaker network which sits in the human heart or on the human heart or is to be implanted in these positions.
  • the implant 100 preferably has a housing 1, which houses all elements of the implant 100 and preferably encapsulates hermetically.
  • the housing 1 is made of titanium or glass, for example.
  • the implant 100 has an electrode section with electrodes 2, which has a specific number of electrodes 2 depending on the purpose of the implant or which bodily function it is intended to monitor/stimulate.
  • the electrodes 2 are intended to be connected to or in contact with the part of the body, for example the heart or brain, which is to be monitored and/or stimulated.
  • the electrodes 2 can, for example, have helical sections at their ends which are twisted into the body section and anchored in such a way exhibit.
  • One of the electrodes and/or the housing, if conductive, can serve as the ground electrode.
  • the electronic pacemaker according to the invention or the pacemaker network can be a pacemaker according to any NBG code.
  • the electrodes mentioned can be, for example, cable electrodes or electrode surfaces that are exposed on the outer surface.
  • Electronics 3 which are set up to monitor and/or stimulate a bodily function via the electrodes 2, and an energy storage device with at least one, preferably two, energy storage units 4a, 4b, which supply the electronics 3 with electrical Supply energy and charging electronics 9.
  • Charging electronics 9 preferably contain a rectifier 9a and a capacitor 9b, which rectify a charging (alternating) current II emitted by coil 6 and feed it to energy storage units 4 as an ILG, in that rectifier 9a supplies the rectifies the charging alternating current II emitted by the coil 6 and feeds it to the capacitor 9b, and the capacitor 9b then passes the current ILG on to the energy storage units 4.
  • the energy storage units i.e. the one energy storage unit 4a and the other energy storage unit 4b, are preferably each rechargeable, electrochemical accumulators, for example lithium-ion accumulators, which supply the entire implant 100 with electrical energy for, for example, 0.5 to 1.5 years before they need to be recharged.
  • electrochemical accumulators for example lithium-ion accumulators
  • the energy storage units 4a, 4b can be recharged without contact, using induction.
  • the implant 100 has an energy receiving section 5, which is an essential element of the invention.
  • Figure 1B shows a longitudinal section of the energy receiving section 5 according to the invention.
  • the coil 6 is wound on and around a core 7 extending along a coil axis SA.
  • the coil axis SA also corresponds to a longitudinal axis of the implant 100 or of the housing 1.
  • a field collector 8a and another field collector 8b whose dimensions transverse to the coil axis SA are greater than those of the core 7 within the coil 6.
  • a diameter of the measured perpendicular to the coil axis SA The core 7 lying inside the coil 6 is preferably 1mm (millimeters) in FIG. 1A. Consequently, the coil 6 wound thereon also has an inner diameter of 1 mm.
  • the stated diameters of the core 7 or inner diameter of the coil 6 can be in a range from 1 mm to 3 mm.
  • a length of the coil 6 preferably corresponds to the length of the core 7 between the field collectors 8a, 8b. In other words, the ends of the coil 6 preferably correspond to the ends of the core 7.
  • the dimensions of the field collector 8a and the further field collector 8b are far larger.
  • the corresponding diameters measured perpendicularly to the coil axis SA are, for example, 5 mm to 10 mm, preferably 8 mm, and thus have 64 times the cross-sectional area of the core 7, for example with a 1 mm diameter of the core 7 and an 8 mm diameter of the field collectors 8a, 8b.
  • the core 6 and both field collectors 8a, 8b preferably have a circular cross-section running perpendicularly to the coil axis SA.
  • the cross section can also be rectangular, in particular square.
  • one energy storage unit 4a of the energy storage device 4 is arranged in the direction of the coil axis SA relative to the core 7 next to the field collector 8a, and that the further energy storage unit 4b is arranged in the direction of the coil axis SA next to the further field collector 8b is arranged.
  • This relative arrangement gives the entire implant a very compact structure.
  • a length L of the core 7 with the field collectors 8a, 8b can be 10mm to 25mm, in particular 15mm to 20mm, the dimensions of the field collector 8a and the further field collector 8b being 1 to 5mm in the direction of the coil axis.
  • the invention is not limited to the dimensions mentioned. These are only examples.
  • the field collector 8a and the further field collector 8b can be separate elements from the core 7 or can be integral parts of the core 7 .
  • the latter is shown in Figure 1B.
  • Both field collectors 8a, 8b are formed monolithically with the core of a unitary material.
  • the material is a ferrite, for example.
  • the monolithic structure is particularly preferred in the event that the material is an insulator or at least an electrically poorly conductive material, for example a ferrite, because no or hardly any eddy currents occur.
  • the core and/or the field collectors 8a, 8b are made of a material with a high relative magnetic permeability p r (particularly preferably in the range of 1000), with the highest possible saturation flux density (e.g. 0.4 to 0.7 Tesla for ferrites or 1 to 1.5 Tesla in the case of the amorphous metals mentioned below with reference to FIG. 2, such as SiFe) and the lowest possible electrical conductivity, preferably an insulator.
  • An idea that is essential to the invention is to make the field collectors 8a, 8b perpendicular to the coil axis SA larger than the core 6 in such a way that the energy storage units 4a, 4b of the implant 100 can also be charged by induction at low frequencies (e.g. 2 kHz), which in the case of inductive contactless Energy transmission otherwise not used.
  • low frequencies e.g. 2 kHz
  • a charging device (not shown) generates an alternating magnetic field with a magnetic flux density (B field) Bo of approximately 5 mT (milli Tesla), which in a wide area enclosing the implant 100 area is homogeneous.
  • B field magnetic flux density
  • the field is particularly preferably aligned in the direction of the coil axis SA (B vector) and penetrates the coil 6.
  • the alternating magnetic field is an alternating electromagnetic field.
  • the electrical component of this field is of secondary importance, which is why this application only speaks of the alternating magnetic field.
  • a pure alternating magnetic field is included in the invention.
  • the frequency f of the alternating magnetic field is in a range of 2 kHz, for example. At these low frequencies, the alternating magnetic field penetrates well and deeply into human tissue, for example up to the human heart, on which the implant 100 is preferably seated.
  • the core 7 gets enough field here so that the coil 6 generates a sufficiently high charging (alternating) current II for charging the energy storage units 4a, 4b. Because of the dimensions perpendicular to the coil axis SA of the field collector 8a and the further field collector 8b, there is an increased core flux density BK within the core 7 .
  • the core flux density BK in the unloaded state amounts to approx. IT.
  • said core flux density BK is reduced by the opposing field that occurs within the coil 6, which originates from the charging (alternating) current II.
  • the resulting core flux density BK then totals approximately 0.6T, resulting in a high induced voltage (approximately 15V in the embodiment) and a large average charging current ILG (approximately 200 mA in the embodiment).
  • the coil 6 shown has an inductance of approximately 2mH.
  • the stated values allow the energy storage units 4a, 4b to be charged with a charge of approximately 400 coulombs in approximately 30 minutes.
  • the ratio of the diameter of the field collectors 8a, 8b to the diameter of the core 7 is selected to be greater, the weaker the flux density Bo and/or the lower the frequency f of the alternating magnetic field generated for charging.
  • the dimensions of the core 6, the field collectors 8a, 8b, the parameters of the coil 6 and the remaining elements are chosen so that the weight of the entire implant 100 is low and in the range of 1.5g to 2.5g, preferably 2g (grams), more preferably below 2g.
  • the charging current is preferably fed from the coil 6 to the energy store or the energy storage units 4a, 4b via the charging electronics 9 shown.
  • the core 7 and the field collectors 8a, 8b are formed from a material having a high relative magnetic permeability p r with as high a saturation flux density as possible.
  • the core 6 and field collectors 8a, 8b monolithically formed of a unitary material (ferrite) had a saturation flux density of about 0.6T.
  • another material can be used.
  • An amorphous metal for example SiFe, can particularly preferably be used as an alternative material for the core 7 and/or the field collectors 8a, 8b.
  • a metal is available on the market, for example, under the brand name ARNON.
  • FIG. 2 shows a preferred structure of an alternative core 7′ including alternative field collectors 8a′, 8b′ of the implant 100.
  • the core 7' has a structure made up of a large number of thin metal layers, such as thin sheet metal layers or thin metal foils, which are separated from one another by insulating layers.
  • the metal layers are preferably formed from amorphous metal, for example SiFe.
  • the field collector 8a' and the further field collector 8b' are formed from solid material, for example ferrite.
  • the alternative material the amorphous metal
  • the amorphous metal is not solid material due to the eddy currents, the elements mentioned have a layered structure.
  • each individual layer perpendicular to the coil axis SA′ shown is on the order of 0.015 mm to 0.050 mm, particularly preferably 0.025 mm. Eddy currents are kept low with this structure.
  • Core 7' and field collectors 8a', 8b' here preferably have a rectangular cross section perpendicular to the coil axis SA'.
  • the structure of the core 7' shown in Figure 2 made of said amorphous metal (SiFe) has a saturation flux density of IT to 1.5T and thus allows, for example, an increase in the magnetic flux density Bo of the alternating magnetic field generated for charging and a reduction in the charging time .
  • a small design can also be achieved with it.
  • FIG. 2 therefore corresponds to the preferred variant in which the core 7' and the collectors 8a', 8b' are constructed from different materials. At the transitions between the materials, suitable constructions with the appropriate design of the surfaces ensure that the magnetic resistance remains low.
  • a possible construction is shown in FIG. 2 and is realized as an example by connecting sections 7a, 7b, which are an integral part of the core 7' and thus of the layer structure.
  • the connecting sections 7a', 7b' extending transversely to the coil axis SA' engage with a respective recess 10 in the corresponding field collector 8a', 8b' in order to connect the elements shown to one another.
  • the coil 6 is preferably seated on a section of the core 7' which adjoins the connecting sections 7a, 7b in the direction of the coil axis SA' or which is located between the connecting sections 7a, 7b.
  • the connecting sections 7a, 7b are each formed symmetrically to the coil axis SA' and have the same dimensions perpendicular to the coil axis SA' as the respective field collectors 8a', 8b'. In the direction of the coil axis SA', the dimensions of the connecting sections 7a, 7b are preferably equal to the depth of the recesses in the field collectors 8a', 8b', for example 1 mm.
  • FIGS. 3A through 3D show alternative configurations for the field collectors.
  • the field collectors in these figures are a monolithic part of the core 7, as already explained with reference to Figure 1B.
  • the alternative configurations of the field collectors shown in FIGS. 3A to 3D are not limited to this monolithic design, but can be implemented as separate elements, as in the variant explained with reference to FIG. This is preferably the case when the core 7 and the field collector(s) 8a, 8a', 8b, 8b' are formed from different materials.
  • the field collectors in FIGS. 3A to 3D have the same reference symbols as in FIGS were used.
  • FIGS. 3A to 3D show sectional views of a longitudinal section, with the coil axis SA of the coil 6 lying in the correspondingly resulting sectional planes.
  • the field collectors i. H. the field collector 8a, 8a' and the further field collector 8b, 8b' each have a recess 10 and preferably have a uniform wall thickness starting from the core 7 to the end face pointing in the direction of the coil axis SA.
  • the energy storage units 4a, 4b are inserted into the depressions 10, respectively.
  • the depressions 10 are dimensioned in such a way that they almost completely accommodate the respective energy storage unit 4a, 4b used.
  • the result of this is that the housing of the respective energy storage unit 4a, 4b hardly influences/impairs the conduction of the alternating magnetic field, because the alternating magnetic field mainly occurs on the end faces pointing in the direction of the coil axis SA and on the outer surfaces of the field collectors 8a, 8a' parallel to the coil axis SA. 8b, 8b' occurs.
  • FIGS. 3C and 3D shows an alternative embodiment of the field collectors 8a, 8a', 8b, 8b'. This differs from that shown in FIGS. 3A and 3B in that the depressions 10 have smaller dimensions (depth) in the direction of the coil axis SA than in FIGS. 3A and 3B.
  • sections of the field collector(s) 8a, 8a', 8b, 8b' that run in the direction of the coil axis SA are thinner than sections that run perpendicular to the coil axis SA.
  • the dimensioning of the depressions 10 according to FIGS. 3C and 3D means that the depressions 10 do not completely accommodate the energy storage units 4a, 4b, but rather the housing of the energy storage units 4a, 4b in the direction of the coil axes SA opposite the respective field collector 8a, 8a', 8b, 8b' protrude.
  • the housings of the energy storage units 4a, 4b are preferably made of a material that at least also takes over the function of the field collectors 8a, 8a', 8b, 8b'.
  • the housings of the energy storage units 4a, 4b are made of the materials already mentioned in connection with the core 7, 7' or the field collectors 8a, 8a', 8b, 8b' (ferrite, amorphous metal, for example SiFe, or mu-metal, e.g. NiFe).
  • the field collector 8a, 8a′ and/or the further field collector 8b, 8b′ can be realized exclusively by the housing of the respective energy storage unit 4a, 4b.
  • the housings of the respective energy storage unit 4a, 4b are in turn particularly preferably formed from the materials mentioned (ferrite, amorphous metal, for example SiFe, or mu-metal, for example NiFe).
  • the field collectors 8a, 8a', 8b, 8b' are not collectors in the strict sense, but components of the same shape as in Figure 3D, which in this case only serve to hold or center the energy storage units and can also be made of a non-magnetic material , e.g. plastic.
  • the reference number 11 designates an electrical contact of the energy storage units 4a, 4b.
  • Figure 4 shows a preferred alternative variant of the implant 100 according to the invention.
  • the energy receiving section 5 of the present variant of the implant 100 corresponds to that from FIGS. 3A and 3B, the field collectors 8a, 8a′, 8b, 8b′ additionally having the depressions 10 explained.
  • the implant 100 shown in FIG. 4 differs from the implant 100 explained with reference to the above FIGS. 1A, 1B, 3A and 3B in that an arrangement of the energy store 4 and the electronics 3, 9 are interchanged.
  • the depressions 10 are dimensioned such that the electronics 3 and the charging electronics 9 are completely accommodated in one of the depressions 10 .
  • parts of the electronics 3 and/or the charging electronics 9 can be divided between the two depressions 10 .
  • the alternating magnetic field occurs mainly on the end faces pointing in the direction of the coil axis SA and on the outside of the field collectors 8a, 8a', 8b, 8b', so that the electronics 3 and/or the charging electronics 9 hardly influence the alternating magnetic field.
  • the energy store 4 preferably has a single housing which is adapted to the outer contour or outer surface of the coil 6 .
  • the core 7 and the coil 6 preferably have a circular cross-section perpendicular to the coil axis SA. Accordingly, the inner surface or the surface of the housing of the energy store 4 facing the coil 6 is annular in cross section (transverse to the coil axis SA).
  • FIG. 4 only shows the housing or shell of the energy store 4 and does not show the electrochemical content.
  • the energy store 4 is accommodated in a single housing that completely surrounds the core 7 .
  • the housing of the energy store 4 can be wound or bent around the core 7 or the coil 6 for this arrangement.
  • the housing of the energy store 4 can preferably alternatively be wound or bent in such a way that the energy store 4 only partially encircles the core 7 or the coil 6 .
  • the energy store 4 can be constructed from a large number of energy store units, each of which has a housing which corresponds to a segment of a circle around the core 7 . When assembled flush, the energy storage units then completely or partially encircle the core 7 .
  • the free Space can be used for example for parts of the electronics 3 and / or the charging electronics 9 and / or a communication unit for communication with the outside world or another implant.
  • the housing of the energy store 4 or the energy store composed of the energy store units has an axis of symmetry which is preferably identical to the coil axis SA.
  • the dimensions of the energy store 4 or the energy store units are preferably selected radially to the coil axis such that a surface facing away from the coil axis SA is flush with the field collectors 8a, 8a', 8b, 8b'.
  • FIGS. 5A and 5B show a further preferred alternative variant of the implant 100 according to the invention, which differs from that from FIG.
  • the energy store 4 has a plurality of energy storage units 4a, 4b, 4c, 4d, which are arranged radially to the coil axis SA around the core 7 or the coil 6 seated thereon, each of the energy storage units 4a, 4b, 4c, 4d having an independent housing having.
  • the housings each have a cuboid shape, the longitudinal extension of which runs parallel to the coil axis SA.
  • the length of the housing in this direction i.e. parallel to the coil axis SA, corresponds to the length of the core 7 or the spacing of the field collectors 8a, 8b.
  • the energy storage units 4a, 4b, 4c, 4d are arranged at intervals around the core 7 in the circumferential direction.
  • the number of energy storage units 4a, 4b, 4c, 4d can be selected such that they completely encircle the core 7 together, or, as shown in FIG. 5A, only partially/in sections.
  • FIGS. 4, 5A and 5B can also be realized with a core 7 and field collectors 8a', 8b' (FIG. 2), with a recess being formed in the field collector(s) 8a', 8b' as in FIG can be.
  • the implant 100 can be part of the said cardiac pacemaker network, which has a large number of such implants 100, in which corresponding elements as have been explained with reference to FIGS. 1A, 1B and/or 2 and/or 3A to 3D are accommodated. In terms of weight, each of these implants preferably weighs about 2 g. The statements before the description of the figures apply accordingly to the embodiment and vice versa.

Abstract

Die Erfindung betrifft ein elektronisches Implantat (100) zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion, insbesondere Schrittmacher zur Überwachung und Steuerung der Körperfunktion, wobei das Implantat aufweist: einen Elektrodenabschnitt (2), der bestimmungsgemäß an einem Körperabschnitt zu befestigen oder anzuordnen ist; eine mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik (3), die eingerichtet ist, zumindest die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt (2) zu überwachen; einen Energiespeicher (4) zur Versorgung der Elektronik (3) mit elektrischer Energie, der nach Entladung mit elektrischer Energie wieder aufgeladen werden kann; und einen mit dem Energiespeicher (4) elektrisch verbundenen Energieempfangsabschnitt (5), der derart eingerichtet ist, dass er Energie kontaktlos empfangen und an den Energiespeicher (4) zum Wiederaufladen des Energiespeichers (4) abgeben kann; wobei der Energieempfangsabschnitt (5) aufweist: eine Spule (6), die sich entlang einer Spulenachse (SA) erstreckt und eingerichtet ist, die Energie zu empfangen und an den Energiespeicher (4) abzugeben, wenn sie von einem externen magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird, einen Kern (7), der sich in der Spule (6) befindet und entlang der Spulenachse (SA) verläuft, und mindestens einen Feldkollektor (8a), der sich in Richtung der Spulenachse (SA) an einem Ende des Kerns (7) befindet und quer zu der Spulenachse (SA) größere Abmessungen besitzt als der Kern (7).

Description

WIEDERAUFLADBARES ELEKTRONISCHES IMPLANTAT
Die Erfindung betrifft ein elektronisches Implantat zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion. Insbesondere betrifft die Erfindung einen elektronischen Schrittmacher, der bestimmungsgemäß in/an das menschliche Herz implantiert wird.
Ein elektronisches Implantat zur Implantation in das menschliche Herz ist aus dem Patentdokument WO 2012/013212 Al bekannt. Das dort beschriebene Implantat kommuniziert mit einer übergeordneten Steuerungseinheit per Funk, wobei das Implantat zusammen mit der Steuerungseinheit die Funktionen eines Herzschrittmachers, eines Defibrillators und einer Einheit zur Aufzeichnung von Herzaktivitäten, wie beispielsweise eines Kardiogramms, übernimmt.
Die Steuerungseinheit versorgt das Implantat mit elektrischer Energie, damit das Implantat in seiner Funktion als Herzschrittmacher/Defibril- lator Spannungsimpulse zur Stimulation des Herzens abgeben oder Körpersignale zur Aufzeichnung der Herzaktivitäten erfassen kann. Die Übertragung der elektrischen Energie erfolgt, indem die Steuerungseinheit ein elektromagnetisches Wechselfeld aussendet und das Implantat die entsprechende Energie per Induktion empfängt. Hierfür besitzt das Implantat eine Empfangsspule mit einem Kern.
Die in dem Patentdokument beschriebene Art der Energieübertragung ist allerdings in diesem Anwendungsfeld überaus problematisch. Der Grund hierfür findet sich darin, dass man sich in diesem Anwendungsfeld gegenläufigen Effekten ausgesetzt sieht.
Allgemein wäre es wünschenswert, die Frequenz des elektromagnetischen Wechselfeldes möglichst hoch zu wählen. Das ist allerdings nicht sinnvoll, weil das Feld mit steigender Frequenz aufgrund von auftretenden Skin-Effekten in den menschlichen Körper nicht ausreichend weit eindringt und das Implantat nicht erreicht und der steigende Wechselstromwiderstand den Ladestrom reduziert. Versucht man diesem Effekt durch Verringern der Frequenz unter gleichzeitiger Erhöhung der Windungszahl der Empfangsspule zu begegnen, stößt man auf die Problematik, dass wiederum der Wechselstromwiderstand der Empfangsspule mit der Windungszahl quadratisch ansteigt und durch Spannungsabfälle die Energieübertragung begrenzt.
Der gezeigte Kern beseitigt obige Probleme nur geringfügig.
Insgesamt ist damit die Energieübertragung in diesem Anwendungsfeld nicht zufriedenstellend, wenn überhaupt, gelöst.
Vor obigem Hintergrund ist es Aufgabe der Erfindung, ein Implantat zu schaffen, das ein geringes Volumen, geringes Gewicht und eine verbesserte Energieübertragung zulässt. Zumindest ist es Aufgabe der Erfindung, ein alternatives Implantat zu schaffen.
Diese Aufgabe(n) löst ein Implantat gemäß Patentanspruch 1. Bevorzugte Ausführungsformen sind Gegenstand der Unteransprüche.
Das elektronische Implantat zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion, insbesondere der Schrittmacher zur Überwachung und Steuerung der Körperfunktion, beinhaltet: einen Elektrodenabschnitt, der bestimmungsgemäß an einem Körperabschnitt zu befestigen oder anzuordnen ist; eine mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik, die eingerichtet ist, zumindest die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt zu überwachen; einen Energiespeicher zur Versorgung der Elektronik mit elektrischer Energie, der nach Entladung mit elektrischer Energie wieder aufgeladen werden kann; und einen mit dem Energiespeicher elektrisch verbundenen Energieempfangsabschnitt, der derart eingerichtet ist, dass er Energie kontaktlos per Induktion empfangen und an den Energiespeicher zum Wiederaufladen des Energiespeichers abgeben kann; wobei der Energieempfangsabschnitt aufweist: eine Spule, die sich entlang einer Spulenachse erstreckt und eingerichtet ist, die Energie zu empfangen und an den Energiespeicher abzugeben, wenn sie von einem externen (außerhalb des Körpers) erzeugten magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird, einen Kern, der sich in der Spule befindet und entlang der Spulenachse verläuft, wobei die Spule bevorzugt auf und um den Kern gewickelt ist, und mindestens einen Feldkollektor, der sich in Richtung der Spulenachse an einem Ende des Kerns befindet und quer zu der Spulenachse größere Abmessungen besitzt als der Kern.
Das Implantat ist beispielsweise ein Herzschrittmacher, ein Hirnschrittmacher, ein Organschrittmacher oder eine Analyseeinheit. Letztere Analyseeinheit ist beispielsweise so aufgebaut, dass sie kontinuierlich oder in bestimmten Zeitabständen Parameter, wie beispielsweise Blutdruck und/oder Blutwerte ermittelt und/oder ein Kardiogramm aufzeichnet. Besonders bevorzugt ist das Implantat ein Einkammer-Herzschrittmacher o- der ein Teil eines Mehrkammer-Herzschrittmachernetzwerks, der/das im menschlichen Herz oder am menschlichen Herz sitzt bzw. an diese Positionen implantiert ist. Das Herzschrittmachernetzwerk besitzt beispielsweise zwei oder drei über elektrische Signale verbundene Implantate, die jeweils in eine Herzkammer implantiert, dort verankert werden, und miteinander kommunizieren.
Der Elektrodenabschnitt beinhaltet in Abhängigkeit davon, welchen Zweck das Implantat übernimmt, eine bestimmte Anzahl von Elektroden, wobei eine der Elektroden als Masse fungiert.
Wenn das Implantat die Funktion eines der genannten Schrittmacher übernimmt, werden die Elektroden bestimmungsgemäß mit dem Körperabschnitt, beispielsweise Herz oder Gehirn, der zu stimulieren ist, verbunden oder liegen an diesem an.
Allgemein können die genannten Elektroden beispielsweise Kabelelektroden sein. Insbesondere beinhaltet das Implantat in diesem Zusammen- hang bevorzugt pro Kabelelektrode ein Kabel bestimmter Länge, das bestimmungsgemäß zu einem gewünschten Bereich des Körperabschnitts innerhalb des Körpers verlegt werden kann. An dem Ende des Kabels ist ein bevorzugt spiralförmiger Abschnitt zur Verankerung der Kabelelektrode in dem Bereich des Körperabschnittes ausgebildet.
Alternativ kann der Elektrodenabschnitt auch ohne Kabelelektrode(n) auskommen. In diesem Fall sind die genannten Elektroden auf einer Außenoberfläche des Implantats ausgebildet, wobei es so implantiert wird, dass die Elektroden jeweils an einem Bereich des Körperabschnitts anliegen und/oder dort verankert werden können. Diese Ausgestaltung ist insbesondere dann vorteilhaft, wenn das Implantat der Herzschrittmacher o- der Teil des Herzschrittmachernetzwerks ist, die jeweils vollständig in/an das Herz zu implantieren sind. Das Herzschrittmachernetzwerk beinhaltet ergo dann mehrere erfindungsgemäße Implantate mit entsprechenden Elektrodenabschnitten, die auf der Außenoberfläche der jeweiligen Einheiten freiliegen.
Weiterhin alternativ kann der Elektrodenabschnitt aus einer Kombination aus mindestens einer einzigen Kabelelektrode und aus mindestens einer einzigen auf der Außenoberfläche ausgebildeten Elektrode aufgebaut sein. In diesem Fall wird das Implantat bevorzugt an dem Körperabschnitt angeordnet, sodass die auf der Außenoberfläche gebildete Elektrode mit dem entsprechenden Bereich des Körperabschnitts in Kontakt kommt und/oder dort verankert ist. Die andere Elektrode, d.h. die Kabelelektrode, wird zu einem anderen Bereich des Körperabschnittes geführt und dort verankert bzw. befestigt.
Die Elektronik des erfindungsgemäßen Implantats ist eingerichtet, zumindest eine oder mehrere Körperfunktionen zu überwachen. Hierzu gehören beispielsweise die Funktionen der genannten Analyseeinheit, d. h. die Aufzeichnung von Daten, beispielsweise von einem Kardiogramm oder die Aufzeichnung von Blutwerten.
Wenn das Implantat der genannte Herzschrittmacher oder Teil des Herzschrittmachernetzwerks ist, die jeweils in/an das menschliche Herz zu implantieren sind, ist die Elektronik eingerichtet, den Herzschlag zu überwachen und basierend hierauf zu erkennen, ob der Herzschlag gesteuert werden muss. Wenn dies der Fall ist, erzeugt die Elektronik einen Stimulationsimpuls, insbesondere einen Spannungsimpuls, und gibt diesen über den Elektrodenabschnitt an den Körperabschnitt ab.
Im Hinblick auf den Aufbau und Funktionen des Herzschrittmachernetzwerks wird auf die Ausführungen in der Patentanmeldung EP 3756726 A2 verwiesen. Insbesondere werden die Absätze [0011-0028] der EP 3756726 A2 durch Bezug mit aufgenommen.
Der Energiespeicher des erfindungsgemäßen Implantats ist bevorzugt ein elektrochemischer Akkumulator, der wieder aufgeladen werden kann, insbesondere ein Lithium-Ionen Akkumulator. Der Energiespeicher ist bevorzugt derart dimensioniert, dass er das gesamte Implantat für eine Laufzeit von 0,5, 0,6, 0,7, 0,8, 0,9, 1,0, 1,1, 1,2, 1,3, 1,4, 1,5, 1,6, 1,7, 1,8, 1,9, 2,0 Jahren mit der elektrischen Energie versorgen kann. Beispielsweise hat der Energiespeicher eine Ladungskapazität von 400 Am- peresekunden As (Coulomb).
Der Energiespeicher kann eine Vielzahl von Energiespeichereinheiten aufweisen, die verteilt und getrennt voneinander an verschiedenen Positionen in dem Implantat angeordnet sind, wobei zumindest eine der oder jede der Energiespeichereinheiten bevorzugt eine elektrochemische Akkumulatoreinheit, insbesondere eine Lithium-Ionen Akkumulatoreinheit ist.
Bevorzugt beinhaltet der Energieempfangsabschnitt mindestens einen Gleichrichter und mindestens einen Kondensator, die sich zwischen der Spule und dem Energiespeicher befinden. Die Spule gibt die empfangene Energie über den Gleichrichter an den Kondensator ab. In diesem Zusammenhang wird der von der Spule abgegebene Lade(wechsel)strom durch den Gleichrichter gleichgerichtet und von dem Kondensator dem Energiespeicher zugeführt.
Von wesentlicher Bedeutung ist der Aufbau des Energieempfangsabschnitts, wobei der Feldkollektor (und bevorzugt der Kern) hierbei das wichtige Element ist. Der Energieempfangsabschnitt ist eingerichtet, die Energie per Induktion zu empfangen, wobei er hierfür eine Spule beinhaltet, die von dem externen magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird. Die Spule erzeugt in Abhängigkeit von der Änderung des durchsetzenden magnetischen Flusses die entsprechende Ladespannung und über den Gleichrichter einen entsprechenden Ladestromfluss, der zum Wiederaufladen des Energiespeichers dient. Die Ladespannung ist anders ausgedrückt von Frequenz und Amplitude des Magnetflusses des magnetischen Wechselfeldes proportional abhängig. Insbesondere ist der Kern und der Feldkollektor kein Element, wie bspw. ein Wieganddraht/Impulsdraht, der bei einer Magnetfeldänderung bestimmter Amplitude einen großen Barkhausen-Sprung, in Form einer über den Draht laufenden Blochwand, zeigt und deshalb unabhängig von der Frequenz des magnetischen Wechselfeldes Impulse gleicher Höhe in der Spule induziert. Im Allgemeinen besitzt das Material des Kerns als Magnetflussleiter und das Material des Feldkollektors unregelmäßig magnetisch ausgerichtete Domänen.
Die Spulenachse der Spule definiert bevorzugt die Ausrichtung des Implantates.
Um den Magnetfluss durch die Spule zu erhöhen beinhaltet der Energieempfangsabschnitt zum einen den Kern, der sich entlang der Spulenachse in der Spule befindet, und zum anderen den Feldkollektor.
Der Feldkollektor hat erfindungsgemäß größere Abmessungen als der Kern quer, insbesondere senkrecht, zur Spulenachse und ist in Richtung der Spulenachse an einem Ende des Kerns angeordnet.
Bestimmungsgemäß wird das externe elektromagnetische Wechselfeld (Bo) bevorzugt so erzeugt, dass es in Richtung der Spulenachse ausgerichtet ist, d. h. der B-Vektor in Richtung der Spulenachse weist. Der Feldkollektor sorgt aufgrund seiner größeren Abmessungen dafür, dass das elektromagnetische Wechselfeld über eine größere Feldsammelfläche verstärkt in den Kern geleitet wird. Mit anderen Worten sorgt der Feldkollektor dafür, dass die magnetische Flussdichte innerhalb des Kerns und damit innerhalb der Spule - n*Bo - stark ansteigt. Eine Querschnittsfläche des Feldkollektors senkrecht zur Spulenachse ist bevorzugt 1,5-, 2-, 3-, 4-, 5-, 6-, 7-, 8-, 9-, 10-, 11-, 12-, 13-, 14-, 15-, 16-, 17-, 18-, 19-, 20-, 21-, 22-, 23-, 24-, 25-, 26-, 27-, 28-, 29-, 30, 31, 32, 33, 34, 35, 36, 37, 38, 39, 40, 41, 42, 43, 44, 45, 46, 47, 48,
49, 50, 51, 52, 53, 54, 55, 56, 57, 58, 59, 60-fach größer als eine Querschnittsfläche des Kerns senkrecht zur Spulenachse.
Ein Ladegerät erzeugt bevorzugt das externe elektromagnetische Wechselfeld, bevorzugt mit einer magnetischen Flussdichte von Bo = 0,5mT, lmT, 2mT, 3mT, 4mT, 5mT, 6mT, 7mT, 8mT, 9mT, lOmT, llmT, 12mT, 13mT, 14mT, 15mT, 16mT, 17mT, 18mT, 19mT, 20mT, 21mT, 22mT, 23mT, 24mT, 25mT, 26mT, 27mT, 28mT, 29mT, 30mT und einer Frequenz f = 0,5kHz, 1 kHz, 2kHz, 3kHz, 4kHz, 5kHz, 6kHz, 7kHz, 8kHz, 9kHz, 10kHz, 11kHz, 12kHz, 13kHz, 14kHz, 15kHz, 16kHz, 17kHz, 18kHz, 19kHz, oder 20kHz. Die magnetische Flussdichte Bo liegt insbesondere bestimmungsgemäß im räumlichen Bereich des implantierten Implantates vor, beispielsweise am Herz eines Menschen, bei dem sich das Implantat in der Funktion des Herzschrittmachers am/im Herz befindet.
Durch den Feldkollektor findet eine Verstärkung n der magnetischen Flussdichte begrenzt durch die Sättigungsfeldstärke innerhalb des Kerns statt, wobei n >= 50, 60, 70, 80, 90, 100, 110, 120, 130, 140, 150, 160, 170, 180, 190, 200, 250, 300 ist. Damit ergibt sich (Verstärkung 300) bei einer in der Umgebung der Spule räumlich homogenen magnetischen Flussdichte von beispielsweise Bo=5mT eine innerhalb des Kerns herrschende Kernflussdichte BK von 1,5T. Resultierende Werte der Ladespan- nung/des Stroms sind ausreichend, dem Energiespeicher ausreichend Energie zum Wiederaufladen zuzuführen, selbst wenn die Frequenz f des erzeugten magnetischen Wechselfeldes in den genannten niedrigen Bereichen liegt, beispielsweise bei 2kHz.
Die Spule besitzt beispielsweise W Windungen, wobei bevorzugt W =
50, 100, 200, 300, 400, 500, 600,, oder 700, oder 800 ist. Die durch die W Windungen gebildete Wicklung kann einschichtig oder mehrschichtig sein. Der die W Windungen bildende Metalldraht ist beispielsweise aus Kupfer oder bevorzugt aus dem leichteren Metall Aluminium und hat einen Drahtdurchmesser von beispielsweise 60pm, 70pm, 80pm, 90pm, 100pm, 150 pm, 200 pm und einen kreis- oder rechteckigen Querschnitt. Eine Länge der Spule 6 entspricht bevorzugt der des Kerns 7, sodass Enden der Spule bevorzugt Enden des Kerns entsprechen.
Bevorzugt ist der Feldkollektor ein Teil des Kerns, insbesondere mit dem Kern monolithisch, aus demselben Material gebildet. Das Material des Feldkollektors und Kerns ist bevorzugt ein homogenes magnetisches Material, beispielsweise ein ferromagnetisches oder ferrimagnetisches Material.
Der Feldkollektor kann alternativ ein gegenüber dem Kern gesondertes Element sein. Gleichermaßen kann auch bei getrennter Ausbildung das Material des Kerns und/oder des Feldkollektors ein homogenes magnetisches Material sein, beispielsweise ein ferromagnetisches oder ferrimagnetisches Material.
Beispielsweise ist der Feldkollektor bei bevorzugt zylindrischer Form in Richtung der Spulenachse bevorzugt 1mm bis 5mm.
Weiterhin bevorzugt weist das Implantat auf: einen weiteren Feldkollektor, der sich in Richtung der Spulenachse an einem anderen Ende des Kerns befindet und ebenfalls quer zu der Spulenachse größere Abmessungen besitzt als der Kern selbst.
Bevorzugt ist der weitere Feldkollektor ein Teil des Kerns, insbesondere mit dem Kern monolithisch, aus demselben Material gebildet.
Wenn der Feldkollektor, der Kern und der weitere Feldkollektor monolithisch sind, ist das Material bevorzugt das bereits genannte homogene magnetische Material, beispielsweise das ferromagnetische oder ferrimag- netische Material.
Der weitere Feldkollektor kann alternativ ein gegenüber dem Kern gesondertes Element sein.
Wiederum gleichermaßen kann auch bei getrennter Ausbildung das Material des Kerns und/oder des weiteren Feldkollektors ein homogenes magnetisches Material sein, beispielsweise ein ferromagnetisches oder ferrimagnetisches Material. Beispielsweise ist der weitere Feldkollektor bei bevorzugt zylindrischer Form in Richtung der Spulenachse bevorzugt 1mm bis 5mm lang.
Der Kern mit dem Feldkollektor und/oder dem weiteren Feldkollektor nützt einen Innenraum eines Gehäuses des Implantates bevorzugt optimal voll aus, d.h. die Außenkontur des Implantates wird durch Kern mit Feld- kollektor(en) festgelegt. Bevorzugt nimmt das Gehäuse alle Elemente des Implantates, nämlich die Elektronik, den Energiespeicher und den Energieempfangsabschnitt integriert auf. Lediglich der Elektrodenabschnitt durchdringt bevorzugt das Gehäuse und befindet sich außerhalb des Gehäuses. Das Gehäuse ist beispielsweise aus einem nicht-ferromagnetischen Material gebildet.
Die Spule ist bevorzugt zwischen dem Feldkollektor und dem weiteren Feldkollektor auf und um den Kern gewickelt.
Der Energiespeicher des Implantates beinhaltet zumindest eine Energiespeichereinheit und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit. Die eine Energiespeichereinheit und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit ist/sind bevorzugt in Richtung der Spulenachse (SA) relativ zu dem Kern angeordnet.
Beispielsweise ist/sind die Energiespeichereinheit und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit in Richtung der Spulenachse derart relativ zu dem Kern angeordnet, dass sie sich neben dem Ende des Kerns befinden oder, wenn dort einer der Feldkollektoren angeordnet ist, sie sich auf der dem Kern abgewandten Seite des entsprechenden Feldkollektors befinden. Bevorzugt berühren sich Ende des Kerns/Feldkollektor und die entsprechende Energiespeichereinheit.
Bevorzugt sind die eine Energiespeichereinheit und die weitere Energiespeichereinheit vorgesehen, wobei eine der Energiespeichereinheiten in Richtung der Spulenachse auf einer Seite des Kerns angeordnet ist und die andere der Energiespeichereinheiten auf der anderen Seite des Kerns angeordnet ist. Anders ausgedrückt sind die Energiespeichereinheiten in Richtung der Spulenachse bevorzugt so angeordnet, dass der Kern und bevorzugt der/die Feldkollektoren sich zwischen den Energiespeichereinheiten befinden.
Besonders bevorzugt weist der Energiespeicher des Implantates zumindest eine Energiespeichereinheit und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit auf, wobei die eine Energiespeichereinheit und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit jeweils ein Gehäuse aufweist/ aufweisen, das/die als der Feldkollektor und/oder der weitere Feldkollektor wirken.
Besonders bevorzugt beinhaltet der Energiespeicher des Implantats zumindest eine Energiespeichereinheit und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit, wobei der Feldkollektor und, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor eine Vertiefung aufweist/aufweisen, in der/denen die eine Energiespeichereinheit und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit aufgenommen ist/sind.
In einer Schnittansicht, die einer Schnittebene entspricht, in der die Spulenachse liegt, besitzt die Vertiefung bevorzugt eine C- oder U-Form.
Besonders bevorzugt sind der Feldkollektor und der weitere Feldkollektor vorgesehen und beide besitzen bevorzugt die genannte Vertiefung, in der jeweils eine der Energiespeichereinheiten aufgenommen ist.
Die Energiespeichereinheiten sind bevorzugt so in der jeweiligen Vertiefung aufgenommen, dass sie entweder vollständig in der entsprechenden Vertiefung aufgenommen/versenkt sind oder gegenüber einer Stirnseite des entsprechenden Feldkollektors vorstehen. Im letzteren Fall ist ein Gehäuse der jeweiligen Energiespeichereinheit bevorzugt aus den folgend genannten Materialien des Kerns/der Feldkollektoren gebildet. Eine Querschnittsform des Gehäuses der jeweiligen Energiespeichereinheit ist bevorzugt passgenau mit einer Querschnittsform der Vertiefung.
Bevorzugt ist das Implantat derart aufgebaut, dass der Energiespeicher zumindest eine Energiespeichereinheit und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit aufweist; und die eine Energiespei- chereinheit und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit radial zur Spulenachse zumindest abschnittsweise um den Kern angeordnet ist/sind. Besonders bevorzugt umläuft der Energiespeicher die Spulenachse vollständig. Die Spule befindet sich bevorzugt zwischen Energiespeicher und Kern, wobei sie bevorzugt um Letzteren gewickelt ist.
Diese Anordnung des Energiespeichers kann eine Alternative sein zu der im Vorhergehenden erläuterten Anordnung des Energiespeichers, bei der der Energiespeicher in Richtung der Spulenachse relativ zu dem Kern angeordnet ist.
Besitzt der Energiespeicher mehrere Energiespeichereinheiten, können die Anordnungen bevorzugt kombiniert sein. Beispielsweise ist dann eine der Energiespeichereinheiten radial zur Spulenachse um den Kern angeordnet und die andere der Energiespeichereinheiten in Richtung der Spulenachse relativ zu dem Kern, d.h. neben dem Kern, angeordnet.
Besonders bevorzugt ist/sind der Kern und/oder der Feldkollektor und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor aus einem Material mit einer hohen (materialspezifischen) relativen magnetischen Permeabilität und/oder einer möglichst hohen (materialspezifischen) Sättigungsflussdichte gebildet.
Beispiele für das Material sind Ferrite, insbesondere weichmagnetische Ferrite, oder amorphe Metalle, wie beispielsweise SiFe, das auch unter dem Markennamen ARNON erhältlich ist, oder Mu-Metalle, wie beispielsweise NiFe-Legierungen.
Der Kern und/oder der Feldkollektor und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor ist/sind beispielsweise ein Vollmaterial oder ein Schichtaufbau aus einer Vielzahl von Schichten.
Der Schichtaufbau ist bevorzugt aus einer Vielzahl dünner Schichten, wie beispielsweise dünner Folien oder dünner Bleche, gebildet, zwischen denen jeweils elektrisch isolierende Schichten angeordnet sind. Die elektrisch isolierenden Schichten können die dünnen Schichten stoffschlüssig miteinander verbinden. Wenn der Kern den Schichtaufbau besitzt, haben die einzelnen Schichten eine Dicke von beispielsweise 0,015mm, ... , 0,025mm, ... , 0,035mm, ... , 0,050mm. Die elektrisch isolierenden Schichten können dieselben Dicken aufweisen oder dünner sein.
Bevorzugt ist/sind der Kern und/oder der Feldkollektor und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor aus einem elektrisch schlecht leitenden Material, insbesondere einem Isolator, mit einer hohen relativen magnetischen Permeabilität und einer möglichst hohen Sättigungsflussdichte gebildet.
Bevorzugt liegt die relative magnetische Permeabilität in einem Bereich von 100, ... , 1000, ..., 5000, und besonders bevorzugt in einem Bereich von 500, ... , 1000, ..., 1500.
Weiterhin bevorzugt besitzt das Material eine Sättigungsflussdichte, die möglichst hoch ist. Die Sättigungsflussdichte liegt bevorzugt in einem Bereich von größer/gleich 0,3, 0,4, 0,5, 0,6, 0,7, 0,8, 0,9, 1,0, 1,1, 1,2, 1,3, 1,4, 1,5, oder 1,6 Tesla, besonders bevorzugt in einem Bereich von 0,4 bis 0,7 Tesla bei Ferriten, oder ganz besonders bevorzugt in einem Bereich von 1 bis 1,5 Tesla bei amorphen Metallen, wie SiFe.
Insbesondere ist es bevorzugt, dass die genannten Elemente (Kern und/oder Feldkollektoren) aus einem Vollmaterial gebildet sind, wenn das Material der Isolator ist, und dass die genannten Elemente (Kern und/oder Feldkollektoren) den Schichtaufbau besitzen, wenn das Material zwar schlecht aber zu einem gewissen Grad elektrisch leitend ist.
Wenn der Kern und/oder der Feldkollektor und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor aus dem Vollmaterial gebildet ist/sind, ist das Material bevorzugt der genannte Ferrit.
Wenn hingegen der Kern und/oder der Feldkollektor und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor den Schichtaufbau hat/haben, ist das Material der Schichten bevorzugt das amorphe Metall, wie beispielsweise das SiFe, oder das Mu-Metall, wie beispielsweise die NiFe-Legierung. Bevorzugt ist/sind der Feldkollektor und/oder der weitere Feldkollektor ein gegenüber dem Kern gesondertes und aus einem anderen Material gebildetes Element.
Weil die verfügbaren Materialien für Vollmaterial nicht die hohen magnetischen Werte wie z.B. die amorphen Metalle aufweisen, die aber wiederum aufgrund der elektrischen Leitfähigkeit nicht für Vollmaterial geeignet sind, ist in besonderer Weise bevorzugt, dass der Kern den Schichtaufbau aus den geschichteten dünnen Folien oder Blechen, z.B. SiFe, und die Feldkollektoren aus Vollmaterial, wie z.B. Ferrit, aufgebaut sind. Auf diese Weise können die Feldkollektoren weitestgehend richtungsunabhängig das Feld konzentrieren und gleichzeitig der Kern ein möglichst großes Feld durch die Spule leiten.
Der aus den Schichten aufgebaute Kern besitzt bevorzugt an dem/den Feldkollektor(en) zugewandten Ende(n) einen quer zur Spulenachse verlaufenden Verbindungsabschnitt, der mit einer Aussparung in dem entsprechenden Feldkollektor ineinandergreift, um die Elemente miteinander zu verbinden.
Der/die Verbindungsabschnitt(e) hat/haben bevorzugt auf beiden quer zur Spulenachse verlaufenden Seiten gleiche Abmessungen, ist/sind ergo zu der Spulenachse symmetrisch. Der jeweilige Verbindungsabschnitt hat insgesamt bevorzugt die gleichen Außenabmessungen wie der entsprechende Feldkollektor und ist damit im Querschnitt größer als der Kern. Auf diese Weise wird der magnetische Übergangswiderstand zwischen dem Kern und dem/den Feldkollektor(en) gering gehalten.
Der oder die Verbindungsabschnitte des Kerns sind integraler Teil des Aufbaus bzw. besitzen den Schichtaufbau. Damit sorgen der/die Verbin- dungsabschnitt(e) dafür, dass das durch den/die Feldkollektoren gesammelte magnetische Wechselfeld durch die Spule geleitet wird. Die Spule sitzt hierbei bevorzugt auf einem Abschnitt des Kerns, der sich an den Verbindungsabschnitt in Richtung der Spulenachse anschließt bzw. der, wenn auf jeder Seite der Verbindungsabschnitt gebildet ist, sich zwischen den Verbindungsabschnitten befindet. Bevorzugt ist das Implantat so aufgebaut, dass zur Wiederaufladung des Energiespeichers bestimmungsgemäß im Bereich des implantierten Implantates das magnetische Wechselfeld mit einer Flussdichte Bo zu erzeugen ist, wodurch eine entsprechende Ladespannung in der Spule induziert wird, die einer Änderung des im Kern gebündelten Magnetflusses des externen magnetischen Wechselfeldes entspricht und zu einem von der Spule abgegebenen und dem Energiespeicher mittelbar oder unmittelbar zugeführten Lade( wechsel)strom führt, der Kern und/oder der Feldkollektor und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor aus dem Material gebildet ist/sind, das die hohe Sättigungsflussdichte aufweist, und eine Geometrie des Kerns (7) und/oder des Feldkollektors und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, des weiteren Feldkollektors derart gewählt ist, dass eine Kernflussdichte BK, die sich im Kern der Spule aus der vervielfachten Flussdichte (n*Bo) vermindert um ein durch den Lade(wech- sel)strom erzeugtes Gegenfeld ergibt, im Bereich, insbesondere plus/mi- nus 1%, 2%, 3%, 4°/o, 5% oder 10%, der (materialspezifischen) Sättigungsflussdichte Hegt.
Die magnetische Flussdichte Bo kann die bereits erwähnten Werte aufweisen, insbesondere im Bereich von 5mT bis lOmT. Diese magnetische Flussdichte Bo führt zu einem starken Magnetfluss des magnetischen Wechselfeldes innerhalb des Kerns, weil der/die Feldkollektor(en) das Feld entsprechend stark bündeln. Erfindungsgemäß wird das Material bevorzugt so gewählt, dass das um das Gegenfeld geschwächte im Kern herrschende Feld nahe der Sättigungsflussdichte oder in dem genannten Bereich liegt.
Durch diese Ausgestaltung wird das extern erzeugte magnetische Wechselfeld optimal ausgenutzt.
Der Ladestrom wird von der Spule 6 dem Energiespeicher 4 bevorzugt über eine Ladeelektronik, die den mindestens einen Gleichrichter und mindestens einen Kondensator aufweist, zugeführt. Das elektronische Implantat ist bevorzugt ein elektronischer Schrittmacher, insbesondere ein Herzschrittmacher, und die mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik ist bevorzugt eingerichtet, die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt zu überwachen und einen Impuls, insbesondere einen Spannungsimpuls, zu erzeugen und diesen über den Elektrodenabschnitt an den Körperabschnitt zur Steuerung der Körperfunktion abzugeben.
Unter der an verschiedenen obigen Stellen erwähnten Sättigungsflussdichte ist der dem Material spezifische Flussdichtebereich gemeint, bei dem die entsprechende Magnetisierungskennlinie (B-H-Kennlinie) einen Knickbereich bzw. Übergangsbereich besitzt, unterhalb dessen die Magnetisierungskennlinie im Wesentlichen linear verläuft und oberhalb dessen die Magnetisierungskennlinie mit geringerer Steigung (nämlich mit Po) verläuft. Bevorzugt ist unter der Sättigungsflussdichte diejenige Flussdichte gemeint, bei der - bei weiterer Erhöhung der Feldstärke H des wirkenden magnetischen Wechselfeldes - die Polarisation des Materials nicht mehr weiter ansteigt.
Wie im Vorhergehenden bereits erwähnt sollte bei Aufladung des Energiespeichers der entsprechende Feldvektor (B-Vektor) des elektromagnetischen Wechselfeldes bevorzugt in Richtung der eine Ausrichtung des Implantates im Körper definierenden Spulenachse weisen und die Spule, Kern und Feldkollektor(en) durchsetzen. Dies führt zu bestmöglicher Induktion in Bezug auf induzierte Ladespannung und hieraus resultierenden Ladeströmen. Der Feldkollektor und/oder der weitere Feldkollektor haben signifikante Wirkung, da sie die Aufladung des Energiespeichers in weiten Bereichen unempfindlich gegenüber einer Verkippung/Fehlausrich- tung zwischen Feldvektor (B-Vektor) und Spulenachse machen.
Bevorzugt besitzt die Elektronik des Implantats noch eine Kommunikationseinheit, über die sie mit der Außenwelt (außerhalb des Körpers des Lebewesens) kommunizieren kann, beispielsweise zur Übertragung von Einstellungsdaten, Einstellungsbefehlen, Analysedaten und/oder Informationsdaten, die den Ladezustand des Energiespeichers angeben. Für die Speicherung der Daten zwischen den Kommunikationen ist bevorzugt ein Datenspeicher vorgesehen.
Auch ist die Elektronik bevorzugt eingerichtet, einen Gradienten der induzierten Ladespannung und/oder des durch die induzierte Ladespannung getriebenen Ladestroms zu detektieren, und ein Signal zu generieren, das Informationen über den Gradienten beinhaltet. Die Kommunikationseinheit versendet dieses Signal an die Außenwelt, wobei eine übergeordnete, das Signal empfangende Einheit, wie beispielsweise ein Ladegerät, aus der Information über den Gradienten auf die beliebige Lage und Ausrichtung des Implantates schließen kann. Mit Kenntnis der Lage und Ausrichtung des Implantates kann die übergeordnete Einheit, wie bspw. das Ladegeräte den B-Feldvektor des magnetischen Wechselfeldes zur Optimierung der Aufladung entsprechend ausrichten.
Hervorzu heben ist hierbei, dass die anfängliche Ausrichtung des B- Feldvektors beliebige Richtungen im Raum einnehmen kann, weil eine anschließende Anpassung an die Lage und Ausrichtung des Implantates möglich ist. Auch folgt hieraus, dass bei Implantation des Implantates keine Beachtung der resultierenden Lage und Ausrichtung des Implantates geschenkt werden muss.
Besonders bevorzugt ist das erfindungsgemäße Implantat, insbesondere die bevorzugten Varianten des Energieempfangsabschnittes so ausgebildet und dimensioniert, dass bei paralleler Ausrichtung von B-Feldvek- tor und Spulenachse und bei einer magnetischen Flussdichte Bo von 0,5mT bis 30mT des externen magnetischen Wechselfeldes sich ein mittlerer, magnetischer Fluss von 0,2*10'6 bis 36*10'6 Vs (Weber) im Kern einstellt.
Für den Fall, dass der Wechselstromwiderstand (coL) der Spule den ohmschen Widerstand R der Spule deutlich übersteigt, ist bevorzugt, dass die Elektronik einen zusätzlichen Resonanzkondensator besitzt, und das magnetische Wechselfeld bei der Frequenz erzeugt wird, die sich aus den Werten der Spule, des Resonanzkondensators, des ohmschen Widerstandes und der Last ergibt, also im Wesentlichen der ohmsche Widerstand R die Größe/Stärke des Ladestroms begrenzt. Letztendlich ist der Aufbau des Implantates bei einer vorbestimmten Baugröße des Implantates, die durch das Volumen des Gehäuses gegeben ist, z.B. zylinderförmiges Gehäuse, mit einer Spule mit W Windungen und einem Windungsquerschnitt A und einem externen Magnetfeld Bo bevorzugt in Bezug auf den erzielten Ladestrom optimiert. Im Fall von (coL >> R) gilt in erster Näherung, dass der Ladestrom proportional zu dem Verhältnis des Magnetflusses durch die Spule zur Induktivität der Spule (<D/L) ist, im Resonanzfall (d>/R). Deshalb ist das konstruktive Verhältnis der Summe der Abmessungen der Feldkollektoren in Richtung der Spulenachse zur Länge des Kerns im Zusammenhang mit der über den Kern gewickelten Spule ein wichtiges Maß für die Höhe des entnehmbaren Ladestromes. Die genannten Parameter beeinflussen nämlich sowohl den Magnetfluss im Kern als auch die Induktivität der Spule. Bei dem erfindungsgemäßen Implantat ist das konstruktive Verhältnis so realisiert, dass der Ladestrom sein Maximum erreicht oder maximal 10% darunter liegt. Hervorzuheben ist in Zusammenhang mit dem erzielten Ladestrom, dass der ohmsche Widerstand R der Spule bei gleichzeitig hoher Feldstärke im Kern sehr gering gehalten werden kann, im Vergleich zu einem Kern mit konstantem und den Feldkollektoren entsprechendem Durchmesser. Der geringere ohmsche Widerstand erzeugt geringere Verluste und hat damit eine wesentlich geringere Wärmentwicklung zur Folge. Aufgrund der vorgesehenen Anordnung des Implantats im menschlichen Körper, z.B. Herz, Hirn, Gewebe, Gefäß oder Organ, ist dies ein ganz wesentlicher Faktor.
Aus den Erläuterungen des erfindungsgemäßen Implantates und seinen bevorzugten Merkmalen kann Folgendes abgeleitet werden:
Die beschriebene Konstruktion des Implantates, insbesondere des Energieempfangsabschnittes, eröffnet die signifikante Möglichkeit durch viele veränderbare Parameter ein Optimum für den jeweiligen Anwendungsfall des Implantates beispielsweise als Herzschrittmacher, Hirnschrittmacher, Organschrittmacher oder Analyseeinheit zu finden. Dieses Optimum lässt sich finden, indem das Magnetfeld im Kern maximiert wird, das Gewicht und die Verluste der Spule minimiert werden und das Volumen des Implantates in erster Näherung durch die Abmessungen der magnetischen Komponenten vorgegeben wird.
Bei einer gewünschten geringen Größe und Gewicht und einer autonomen Laufzeit des Implantates von beispielsweise einem Jahr und zumutbarer Ladezeit von beispielsweise kleiner als 30 Minuten ist bei der erläuterten Konstruktion des Implantates, insbesondere des Energieempfangsabschnittes, eine Optimierung hinsichtlich des Volumens und Gewichts in erster Näherung durch ein möglichst großes externes Magnetfeld (5-20mT), in zweiter Näherung durch die bei der Aufladung auftretenden Verluste bzw. Erwärmung und der Feldkonzentration im Kern gegeben.
Die vorstehenden Ausführungen gelten für die folgende Ausführungsform gleichermaßen.
Im Folgenden wird eine bevorzugte Ausführungsform unter Bezug auf die beigefügten Figuren erläutert.
Figur 1A zeigt eine bevorzugte Ausführungsform des erfindungsgemäßen Implantats, wobei die Darstellung lediglich schematischer Art ist;
Figur 1B zeigt eine schematische Schnittansicht eines Energieempfangsabschnitts des erfindungsgemäßen Implantats; und
Figur 2 zeigt eine bevorzugte Variante des Energieempfangsabschnitts des erfindungsgemäßen Implantats.
Figuren 3A bis 3D zeigen bevorzugte Konfigurationen des/der Feldkollektoren, wobei Kern und Feldkollektoren monolithisch ausgeführt sind und Figur 3E zeigt eine alternative Variante des/der Feldkollektoren als gesonderte Elemente. In den Figuren 3A bis 3E ist lediglich die Hülle des Energiespeichers ohne elektrochemischen Inhalt gezeigt.
Figur 4 zeigt eine alternative Variante des Implantates, wobei Kern und Feldkollektoren identisch aufgebaut sind wie in Figuren 3A und 3B, und der Energiespeicher ein an den Kern angepasstes, ringförmiges Gehäuse aufweist. Figur 4 zeigt lediglich die Hülle des Gehäuses ohne elektrochemischen Inhalt.
Figuren 5A und 5B zeigt eine weitere alternative Variante des Implanta- tes, wobei Kern und Feldkollektoren identisch aufgebaut sind wie in Figuren 3A und 3B, und Energiespeichereinheiten um den Kern herum angeordnet sind. Figur 5B zeigt lediglich die Hülle des Gehäuses der Energiespeichereinheit ohne elektrochemischen Inhalt.
Die Figur 1A zeigt schematisch den Aufbau eines erfindungsgemäßen Implantats 100.
Das Implantat 100 wird bevorzugt vollständig in einen menschlichen Körper implantiert. Das Implantat 100 ist beispielsweise ein Herzschrittmacher, ein Hirnschrittmacher, ein Organschrittmacher oder eine Analyseeinheit. Letztere Analyseeinheit ist beispielsweise so aufgebaut, dass sie kontinuierlich oder in bestimmten Zeitabständen Parameter, wie beispielsweise Blutdruck und/oder Blutwerte ermittelt. Besonders bevorzugt ist das Implantat ein Herzschrittmacher oder Herzschrittmachernetzwerk, der/das im menschlichen Herz oder am menschlichen Herz sitzt bzw. an diese Positionen zu implantieren ist.
Das Implantat 100 besitzt bevorzugt ein Gehäuse 1, das alle Elemente des Implantats 100 aufnimmt und bevorzugt hermetisch eingekapselt. Das Gehäuse 1 ist beispielsweise aus Titan oder Glas gebildet.
Das Implantat 100 besitzt einen Elektrodenabschnitt mit Elektroden 2, der in Abhängigkeit davon, welchen Zweck das Implantat übernimmt bzw. welche Körperfunktion er überwachen/stimulieren soll, eine bestimmte Anzahl von Elektroden 2 aufweist. Die Elektroden 2 werden bestimmungsgemäß mit dem Körperabschnitt, beispielsweise Herz oder Gehirn, der zu überwachen und/oder zu stimulieren ist, verbunden oder liegen an diesem an.
Die Elektroden 2 können beispielsweise an ihren Enden spiralförmige Abschnitte, die in den Körperabschnitt gedreht und so verankert werden, aufweisen. Eine der Elektroden und/oder das Gehäuse, wenn leitend, können als Masseelektrode dienen.
Allgemein kann es sich bei dem erfindungsgemäßen elektronischen Schrittmacher oder dem Herzschrittmachernetzwerk um einen Herzschrittmacher gemäß einem beliebigen NBG-Code handeln.
Allgemein können die genannten Elektroden beispielsweise Kabelelektroden oder auf der Außenoberfläche freiliegende Elektrodenflächen sein.
In dem Gehäuse 1 aufgenommen sind zudem eine Elektronik 3, die eingerichtet ist, über die Elektroden 2 eine Körperfunktion zu überwachen und/oder zu stimulieren, und ein Energiespeicher mit mindestens einer, bevorzugt zwei, Energiespeichereinheiten 4a, 4b, die die Elektronik 3 mit elektrischer Energie versorgen sowie eine Ladeelektronik 9. Bevorzugt sind in der Ladeelektronik 9 ein Gleichrichter 9a und ein Kondensator 9b enthalten, die einen von der Spule 6 abgegebenen Lade(wechsel)strom II gleichrichten und als ILG den Energiespeichereinheiten 4 zuführen, indem der Gleichrichter 9a den von der Spule 6 abgegebenen Ladefwech- sel)strom II gleichrichtet und dem Kondensator 9b zuführt, und der Kondensator 9b daraufhin den Strom ILG an die Energiespeichereinheiten 4 weitergibt.
Die Energiespeichereinheiten, d.h. die eine Energiespeichereinheit 4a und die weitere Energiespeichereinheit 4b, sind bevorzugt jeweils wiederaufladbare, elektrochemische Akkumulatoren, beispielsweise Lithium-Io- nen-Akkumulatoren, die das gesamte Implantat 100 für beispielsweise 0,5 bis 1,5 Jahre mit elektrischer Energie versorgen, bevor sie wieder aufgeladen werden müssen.
Die Energiespeichereinheiten 4a, 4b können kontaktlos wieder aufgeladen werden, unter Ausnutzung von Induktion. Hierfür besitzt das Implantat 100 einen Energieempfangsabschnitt 5, der ein wesentliches Element der Erfindung ist.
Figur 1B zeigt einen Längsschnitt des erfindungsgemäßen Energieempfangsabschnitts 5. Dieser beinhaltet eine Spule 6 mit beispielsweise 200 Windungen (W = 200).
Die Spule 6 ist auf und um einen Kern 7 gewickelt, der sich entlang einer Spulenachse SA erstreckt. Die Spulenachse SA entspricht auch einer Längsachse des Implantates 100 bzw. des Gehäuses 1.
An den jeweiligen Enden der Spule 6 bzw. des Kerns 7 befindet sich ein Feldkollektor 8a und ein weiterer Feldkollektor 8b, deren Abmessungen quer zur Spulenachse SA größer sind, als diejenigen des Kerns 7 innerhalb der Spule 6. Ein senkrecht zur Spulenachse SA gemessener Durchmesser des innerhalb der Spule 6 liegenden Kerns 7 beträgt bevorzugt in Figur 1A 1mm (Millimeter). Folglich hat auch die hierauf gewickelte Spule 6 einen Innendurchmesser von 1 mm. Die genannten Durchmesser des Kerns 7 bzw. Innendurchmesser der Spule 6 können in einem Bereich von 1mm bis 3mm liegen. Eine Länge der Spule 6 entspricht bevorzugt der Länge des Kerns 7 zwischen den Feldkollektoren 8a, 8b. Mit anderen Worten entsprechen die Enden der Spule 6 bevorzugt den Enden des Kerns 7.
Die Abmessungen des Feldkollektors 8a und des weiteren Feldkollektors 8b sind weit größer. Die entsprechenden senkrecht zur Spulenachse SA gemessenen Durchmesser belaufen sich zum Beispiel auf 5mm bis 10mm, bevorzugt 8mm, und haben damit beispielsweise bei 1mm Durchmesser des Kerns 7 und 8mm Durchmesser der Feldkollektoren 8a, 8b die 64fa- che Querschnittsfläche des Kerns 7.
Der Kern 6 und beide Feldkollektoren 8a, 8b haben bevorzugt einen kreisförmigen senkrecht zur Spulenachse SA verlaufenden Querschnitt. Alternativ kann der Querschnitt auch rechteckig, insbesondere quadratisch sein.
Aus Zusammenschau von Figur 1A und 1B ist verständlich, dass die eine Energiespeichereinheit 4a des Energiespeichers 4 in Richtung der Spulenachse SA relativ zu dem Kern 7 neben dem Feldkollektor 8a angeordnet ist, und dass die weitere Energiespeichereinheit 4b in Richtung der Spulenachse SA neben dem weiteren Feldkollektor 8b angeordnet ist. Durch diese relative Anordnung erhält das gesamte Implantat einen sehr kompakten Aufbau.
Eine Länge L des Kerns 7 mit den Feldkollektoren 8a, 8b kann 10mm bis 25mm, insbesondere 15mm bis 20mm, betragen, wobei Abmessungen des Feldkollektors 8a und des weiteren Feldkollektors 8b in Richtung der Spulenachse 1 bis 5mm betragen.
Die Erfindung ist nicht auf die genannten Abmessungen beschränkt. Diese sind lediglich beispielhaft.
Der Feldkollektor 8a und der weitere Feldkollektor 8b können gegenüber dem Kern 7 gesonderte Elemente sein oder integrale Bestandteile des Kerns 7 sein. Letzteres ist in Figur 1B gezeigt. Beide Feldkollektoren 8a, 8b sind monolithisch mit dem Kern aus einem einheitlichen Material gebildet. Das Material ist beispielsweise ein Ferrit. Der monolithische Aufbau ist besonders bevorzugt für den Fall, dass das Material ein Isolator oder ein zumindest elektrisch schlecht leitendes Material ist, beispielsweise ein Ferrit, weil keine oder kaum Wirbelströme auftreten.
Allgemein ist der Kern und/oder die Feldkollektoren 8a, 8b aus einem Material mit einer hohen relativen magnetischen Permeabilität pr (besonders bevorzugt in einem Bereich von 1000), mit einer möglichst hohen Sättigungsflussdichte (beispielsweise 0,4 bis 0,7 Tesla bei Ferriten; oder 1 bis 1,5 Tesla bei dem unter Bezug auf Figur 2 weiter unten genannten amorphen Metallen, wie SiFe) und einer möglichst geringen elektrischen Leitfähigkeit, bevorzugt einem Isolator, gebildet.
Ein erfindungswesentliche Gedanke ist, die Feldkollektoren 8a, 8b senkrecht zur Spulenachse SA größer als den Kern 6 dahingehend auszubilden, dass die Energiespeichereinheiten 4a, 4b des Implantats 100 durch Induktion auch bei niedrigen Frequenzen (z.B. 2 kHz) aufgeladen werden können, die bei induktiver kontaktloser Energieübertragung sonst nicht zum Einsatz kommen.
Dies verdeutlicht folgendes Beispiel, auf das die Erfindung nicht beschränkt ist. Wenn die Energiespeichereinheiten 4a, 4b des Implantats 100 aufgeladen werden müssen, erzeugt ein nicht gezeigtes Ladegerät ein magnetisches Wechselfeld mit einer magnetischen Flussdichte (B-Feld) Bo von ungefähr 5 mT (milli Tesla), die in einem weiten, das Implantat 100 einschließenden, Bereich homogen vorliegt. Das Feld ist insbesondere bevorzugt in Richtung der Spulenachse SA ausgerichtet (B-Vektor) und durchsetzt die Spule 6.
Das magnetische Wechselfeld ist streng genommen ein elektromagnetisches Wechselfeld. Die elektrische Komponente dieses Feldes ist allerdings von untergeordneter Bedeutung, weshalb im Rahmen dieser Anmeldung lediglich von dem magnetischen Wechselfeld gesprochen wird. Ein reines magnetisches Wechselfeld ist allerdings von der Erfindung mit umfasst.
Die Frequenz f des magnetischen Wechselfeldes liegt in einem Bereich von beispielsweise 2kHz. Bei diesen geringen Frequenzen dringt das magnetische Wechselfeld gut und tief in menschliches Gewebe ein, beispielsweise bis zu dem menschlichen Herz, an dem das Implantat 100 bevorzugt sitzt.
Weil der Energieempfangsabschnitt 5 den erläuterten Kern 7 mit den Feldkollektoren 8a, 8b besitzt, bekommt der Kern 7 hierüber ausreichend Feld, damit die Spule 6 einen ausreichend hohen Lade(wechsel)strom II zur Aufladung der Energiespeichereinheiten 4a, 4b erzeugt. Aufgrund der Abmessungen senkrecht zur Spulenachse SA des Feldkollektors 8a und des weiteren Feldkollektors 8b liegt eine verstärkte Kernflussdichte BK innerhalb des Kerns 7 vor. Die Kernflussdichte BK übersteigt die magnetische Flussdichte Bo zum Beispiel bis zu dem 200-fachen (BK=2OOBO).
Wenn die magnetische Flussdichte Bo des von dem Ladegerät erzeugten magnetischen Wechselfeldes, die im Bereich des Implantats vorliegt, 5mT beträgt, beläuft sich folglich die Kernflussdichte BK im unbelasteten Zustand auf ca. IT. Vermindert wird die genannte Kernflussdichte BK allerdings um das auftretende Gegenfeld innerhalb der Spule 6, das von dem Lade(wechsel)strom II herrührt. Die sich ergebende Kernflussdichte BK beläuft sich danach insgesamt auf ca. 0,6T, bei der sich eine hohe induzierte Spannung (ca. 15V in der Ausführungsform) und ein großer mittlerer Ladestrom ILG (ca. 200 mA in der Ausführungsform) ergeben. Die gezeigte Spule 6 hat eine Induktivität von ca. 2mH.
Die genannten Werte erlauben die Energiespeichereinheiten 4a, 4b in ca. 30 min mit einer Ladung von ungefähr 400 Coulomb aufzuladen.
Unabhängig von dem erläuterten Beispiel wird das Verhältnis der Durchmesser der Feldkollektoren 8a, 8b zu dem Durchmesser des Kerns 7 umso größer gewählt, je schwächer die Flussdichte Bo und/oder je geringer die Frequenz f des für die Aufladung erzeugten magnetischen Wechselfeldes ist. Dies im Blick werden die Abmessungen des Kerns 6, der Feldkollektoren 8a, 8b, die Parameter der Spule 6 und die restlichen Elemente so gewählt, dass das Gewicht des gesamten Implantates 100 gering ist und im Bereich von 1,5g bis 2,5g, bevorzugt 2g (Gramm), besonders bevorzugt unter 2g, liegt.
Der Ladestrom wird von der Spule 6 dem Energiespeicher bzw. den Energiespeichereinheiten 4a, 4b bevorzugt über die gezeigte Ladeelektronik 9 zugeführt.
Aus dem Vorhergehenden ist ersichtlich und verständlich, dass der Kern 7 und die Feldkollektoren 8a, 8b aus einem Material gebildet sind, das eine hohe relative magnetische Permeabilität pr mit einer möglichst hohen Sättigungsflussdichte besitzt. In dem obigen Beispiel hatte der Kern 6 und die Feldkollektoren 8a, 8b, die monolithisch aus einem einheitlichen Material (Ferrit) gebildet sind, eine Sättigungsflussdichte von ca. 0,6T. Um diese weiter zu erhöhen, kann ein anderes Material zum Einsatz kommen.
Besonders bevorzugt kann als alternatives Material ein amorphes Metall, beispielsweise SiFe, für den Kern 7 und/oder die Feldkollektoren 8a, 8b verwendet werden. Erhältlich auf dem Markt ist ein solches Metall zum Beispiel unter dem Markennamen ARNON.
Figur 2 zeigt im Prinzip einen bevorzugten Aufbau eines alternativen Kerns 7' inklusive alternativer Feldkollektoren 8a', 8b' des Implantates 100. Der Kern 7' hat einen Aufbau aus einer Vielzahl dünner Metallschichten, wie beispielsweise dünne Blechschichten oder dünne Metallfolien, die durch isolierende Schichten voneinander getrennt sind. Die Metallschichten sind bevorzugt aus amorphen Metall, beispielsweise SiFe, gebildet. Der Feldkollektor 8a' und der weitere Feldkollektor 8b' sind dagegen aus Vollmaterial gebildet, beispielsweise Ferrit.
Alle anderen Elemente sind zu den in Figuren 1A und 1B gezeigten identisch, weshalb auf die entsprechenden Ausführungen verwiesen wird.
Da es sich bei dem alternativen Material, dem amorphen Metall, wegen der Wirbelströme nicht um Vollmaterial handelt, haben die genannten Elemente den Schichtaufbau.
Die Dicke jeder einzelnen Schicht senkrecht zur gezeigten Spulenachse SA' liegt in der Größenordnung von 0,015mm bis 0,050mm, besonders bevorzugt bei 0,025mm. Mit diesem Aufbau werden Wirbelströme gering gehalten. Kern 7' und Feldkollektoren 8a', 8b' haben hier bevorzugt einen rechteckigen Querschnitt senkrecht zur Spulenachse SA'.
Der in Figur 2 gezeigte Aufbau des Kerns 7' aus dem genannten amorphen Metall (SiFe) besitzt eine Sättigungsflussdichte von IT bis 1,5T und erlaubt damit zum Beispiel eine Vergrößerung der magnetischen Flussdichte Bo des für die Aufladung erzeugten magnetischen Wechselfeldes und eine Verkürzung der Ladezeit. Auch eine kleine Bauform ist damit zu erreichen.
Da der magnetische Fluss quer zu der Schichtung aber durch die isolierenden Schichten nicht so hoch ist, wie entlang der Schichten, ist ein solcher Aufbau der Feldkollektoren nicht so wirkungsvoll wie bei Vollmaterial. In den Feldkollektoren ist aber andererseits aufgrund der größeren Volumen die Flussdichte generell niedriger, sodass ein Aufbau aus Vollmaterial besser geeignet ist. Der in Figur 2 gezeigte Aufbau entspricht daher der bevorzugten Variante, bei der der Kern 7' und die Kollektoren 8a', 8b' aus unterschiedlichen Materialien aufgebaut sind. An den Übergängen zwischen den Materialien wird durch geeignete Konstruktionen mit entsprechender Gestaltung der Flächen darauf geachtet, dass der magnetische Widerstand gering bleibt. Eine mögliche Konstruktion ist in Figur 2 gezeigt und als Beispiel durch Verbindungsabschnitte 7a, 7b realisiert, die integraler Bestandteil des Kerns 7' und damit des Schichtaufbaus sind. Die quer zur Spulenachse SA' verlaufenden Verbindungsabschnitte 7a', 7b', greifen mit einer jeweiligen Aussparung 10 in dem entsprechenden Feldkollektor 8a', 8b' ineinander, um die gezeigten Elemente miteinander zu verbinden.
Die Spule 6 sitzt hierbei bevorzugt auf einem Abschnitt des Kerns 7', der sich an die Verbindungsabschnitte 7a, 7b in Richtung der Spulenachse SA' anschließt bzw. der sich zwischen den Verbindungsabschnitten 7a, 7b befindet.
Die Verbindungsabschnitte 7a, 7b sind jeweils symmetrisch zur Spulenachse SA' ausgebildet und haben senkrecht zur Spulenachse SA' gleiche Abmessungen wie die jeweiligen Feldkollektoren 8a', 8b'. In Richtung der Spulenachse SA' sind die Abmessungen der Verbindungsabschnitte 7a, 7b bevorzugt gleich der Tiefe der Aussparungen in den Feldkollektoren 8a', 8b', beispielsweise 1mm.
Figuren 3A bis 3D zeigen alternative Konfigurationen für die Feldkollektoren. Die Feldkollektoren sind in diesen Figuren ein monolithischer Teil des Kerns 7, wie es bereits unter Bezug auf Figur 1B erläutert wurde. Die alternativen in Figuren 3A bis 3D gezeigten Konfigurationen der Feldkollektoren sind allerdings nicht auf diese monolithische Ausgestaltung beschränkt, sondern können wie auch bei der unter Bezug auf Figur 2 erläuterten Variante als getrennte Elemente realisiert werden. Das ist bevorzugt dann der Fall, wenn Kern 7 und der/die Feldkollektor(en) 8a, 8a', 8b, 8b' aus unterschiedlichen Materialien gebildet sind. Um zu veranschaulichen, dass die der/die Feldkollektor(en) 8a, 8a', 8b, 8b' monolithisch oder als getrennte Elemente ausgeführt sein können, tragen die Feldkollektoren in Figuren 3A bis 3D die Bezugszeichen, die auch in Figuren 1B und 2 bereits benutzt wurden. Die Figuren 3A bis 3D zeigen Schnittansichten eines Längsschnittes, wobei die Spulenachse SA der Spule 6 in den entsprechend resultierenden Schnittebenen liegt.
Wie aus den Figuren 3A bis 3D ersichtlich ist, besitzen die Feldkollektoren, d. h. der Feldkollektor 8a, 8a' und der weitere Feldkollektor 8b, 8b', jeweils eine Vertiefung 10 und besitzen bevorzugt eine einheitliche Wandstärke ausgehend von Kern 7 bis in Richtung der Spulenachse SA weisenden Stirnseite.
Die Energiespeichereinheiten 4a, 4b sind jeweils in die Vertiefungen 10 eingesetzt.
In der in Figuren 3A und 3B gezeigten Konfiguration sind die Vertiefungen 10 so dimensioniert, dass sie die jeweilige, eingesetzte Energiespeichereinheit 4a, 4b annähernd vollständig aufnehmen. Dies führt dazu, dass das Gehäuse der jeweiligen Energiespeichereinheit 4a, 4b die Führung des magnetischen Wechselfeldes kaum beeinflusst/beeinträchtigt, weil das magnetische Wechselfeld hauptsächlich an den in Richtung der Spulenachse SA weisenden Stirnseiten und zur Spulenachse SA parallelen Außenflächen der Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b' eintritt.
Die Konfiguration, die in Figuren 3C und 3D gezeigt ist, zeigt eine alternative Ausgestaltung der Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b'. Diese unterscheidet sich von der in Figuren 3A und 3B gezeigten dadurch, dass die Vertiefungen 10 in Richtung der Spulenachse SA geringere Abmessungen (Tiefe) haben als in Figuren 3A und 3B. Zudem sind Abschnitte des/der Feldkollektors/Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b', der in Richtung der Spulenachse SA verläuft, dünner ausgebildet, als Abschnitte, die senkrecht zur Spulenachse SA verlaufen.
Die Dimensionierung der Vertiefungen 10 gemäß Figuren 3C und 3D führt dazu, dass die Vertiefungen 10 die Energiespeichereinheiten 4a, 4b nicht vollständig aufnehmen, sondern die Gehäuse der Energiespeichereinheiten 4a, 4b in Richtung der Spulenachsen SA gegenüber dem jeweiligen Feldkollektor 8a, 8a', 8b, 8b' vorstehen.
TI Die Gehäuse der Energiespeichereinheiten 4a, 4b sind in diesem Fall bevorzugt aus einem Material ausgebildet, das die Funktion der Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b' zumindest mit übernimmt. Beispielsweise sind die Gehäuse der Energiespeichereinheiten 4a, 4b aus den bereits in Zusammenhang mit dem Kern 7, 7' oder den Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b' genannten Materialen (Ferrit, amorphes Metall, bspw. SiFe, oder Mu-Metall, bspw. NiFe) gebildet.
In einer anderen Variante gemäß Figur 3E können der Feldkollektor 8a, 8a' und/oder der weitere Feldkollektor 8b, 8b' ausschließlich durch das Gehäuse der jeweiligen Energiespeichereinheit 4a, 4b realisiert sein. In diesem Fall sind die Gehäuse der jeweiligen Energiespeichereinheit 4a, 4b wiederum insbesondere bevorzugt aus den genannten Materialien gebildet (Ferrit, amorphes Metall, bspw. SiFe, oder Mu-Metall, bspw. NiFe). Die Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b' sind in dieser anderen Variante keine Kollektoren im strengen Sinn, sondern formgleiche Bauteile wie in Figur 3D, die in diesem Fall nur der Halterung oder Zentrierung der Energiespeichereinheiten dienen und können auch aus einem nicht magnetischen Material, z.B. Kunststoff, gebildet sein.
Das Bezugszeichen 11 kennzeichnet eine elektrische Kontaktierung der Energiespeichereinheiten 4a, 4b.
Figur 4 zeigt eine bevorzugte alternative Variante des erfindungsgemäßen Implantates 100.
Der Energieempfangsabschnitt 5 der vorliegenden Variante des Implantates 100 entspricht demjenigen aus Figur 3A und 3B, wobei die Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b' zusätzlich die erläuterten Vertiefungen 10 aufweisen.
Das in Figur 4 gezeigte Implantat 100 unterscheidet sich von dem unter Bezug auf die vorstehenden Figuren 1A, IB, 3A und 3B erläuterten Implantat 100 dadurch, dass eine Anordnung des Energiespeichers 4 und der Elektronik 3, 9 vertauscht sind. In der in Figur 4 gezeigten Variante sind die Vertiefungen 10 so dimensioniert, dass in einer der Vertiefungen 10 die Elektronik 3 und die Ladeelektronik 9 vollständig aufgenommen ist. Alternativ können Teile der Elektronik 3 und/oder der Ladeelektronik 9 auf beide Vertiefungen 10 aufgeteilt sein. Das magnetische Wechselfeld tritt hauptsächlich an den in Richtung der Spulenachse SA weisenden Stirnseiten und den Außenseiten der Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b' ein, sodass die Elektronik 3 und/oder die Ladeelektronik 9 das magnetische Wechselfeld kaum beeinflussen.
Der Energiespeicher 4 besitzt bevorzugt ein einziges Gehäuse, das an die Außenkontur bzw. Außenoberfläche der Spule 6 angepasst ist. Der Kern 7 und die Spule 6 haben bevorzugt einen senkrecht zur Spulenachse SA verlaufenden kreisförmigen Querschnitt. Demzufolge ist die Innenoberfläche bzw. die der Spule 6 zugewandte Oberfläche des Gehäuses des Energiespeichers 4 im Querschnitt (quer zur Spulenachse SA) ringförmig. Figur 4 zeigt lediglich das Gehäuse bzw. Hülle des Energiespeichers 4 und verzichtet auf die Darstellung des elektrochemischen Inhalts.
Gemäß Figur 4 ist der Energiespeicher 4 in einem einzigen, den Kern 7 vollständig umlaufenden Gehäuse aufgenommen. Beispielsweise kann das Gehäuse des Energiespeichers 4 für diese Anordnung um den Kern 7 bzw. die Spule 6 gewickelt oder gebogen werden. Das Gehäuse des Energiespeichers 4 kann bevorzugt alternativ so gewickelt oder gebogen sein, dass der Energiespeicher 4 den Kern 7 bzw. die Spule 6 nur teilweise umläuft.
Alternativ kann der Energiespeicher 4 aus einer Vielzahl von Energiespeichereinheiten aufgebaut sein, die jeweils ein Gehäuse aufweisen, das einem Kreissegment um den Kern 7 herum entspricht. Bündig zusammengesetzt umlaufen die Energiespeichereinheiten den Kern 7 dann vollständig oder teilweise.
In dem Fall, dass der Energiespeicher 4 oder die Energiespeichereinheiten den Kern 7 bzw. die Spule 6 nur teilweise umlaufen, kann der freie Raum beispielsweise für Teile der Elektronik 3 und/oder der Ladeelektronik 9 und/oder einer Kommunikationseinheit zur Kommunikation mit der Außenwelt oder einem anderen Implantat genutzt werden.
Das Gehäuse des Energiespeichers 4 oder der aus den Energiespeichereinheiten zusammengesetzte Energiespeicher besitzt eine Symmetrieachse, die bevorzugt mit der Spulenachse SA identisch ist.
Bevorzugt sind die Abmessungen des Energiespeichers 4 oder der Energiespeichereinheiten radial zur Spulenachse so gewählt, dass eine der Spulenachse SA abgewandte Oberfläche bündig ist mit den Feldkollektoren 8a, 8a', 8b, 8b'.
Figuren 5A und 5B zeigen eine weitere bevorzugte alternative Variante des erfindungsgemäßen Implantates 100, die sich von der aus Figur 4 lediglich durch die Ausgestaltung des Energiespeichers 4 unterscheidet.
Der Energiespeicher 4 besitzt eine Vielzahl von Energiespeichereinheiten 4a, 4b, 4c, 4d, die radial zur Spulenachse SA um den Kern 7 herum bzw. die darauf sitzende Spule 6 angeordnet sind, wobei jede der Energiespeichereinheiten 4a, 4b, 4c, 4d ein unabhängiges Gehäuse aufweist.
Die Gehäuse haben jeweils eine Quaderform, deren Längserstreckung parallel zur Spulenachse SA verläuft. Die Länge der Gehäuse in dieser Richtung, d.h. parallel zur Spulenachse SA, entspricht der Länge des Kerns 7 bzw. dem Abstand der Feldkollektor 8a, 8b.
Die Energiespeichereinheiten 4a, 4b, 4c, 4d sind in Abständen zueinander in Umfangsrichtung um den Kern 7 herum angeordnet.
Die Anzahl der Energiespeichereinheiten 4a, 4b, 4c, 4d kann so gewählt werden, dass sie zusammen den Kern 7 vollständig umlaufen, oder, wie in Figur 5A gezeigt, lediglich abschnittsweise/teilweise umlaufen.
Der in Figur 5A ersichtliche, freie Raum - der durch keine der Energiespeichereinheiten 4a, 4b, 4c, 4d besetzt ist - kann beispielsweise für Teile der Elektronik 3 und/oder der Ladeelektronik 9 und/oder einer Kommunikationseinheit zur Kommunikation mit der Außenwelt oder einem anderen Implantat genutzt werden. Die Anordnungen gemäß Figuren 4, 5A und 5B können auch mit einem Kern 7 und Feldkollektoren 8a', 8b' (Figur 2) realisiert sein, wobei bei Bedarf in dem/den Feldkollektor 8a', 8b' auch eine Vertiefung wie in Figur 3 gebildet sein kann.
Das Implantat 100 kann Teil des genannten Herzschrittmachernetzwerks sein, das eine Vielzahl solcher Implantate 100 besitzt, in denen entsprechende Elemente, wie sie unter Bezug auf Figuren 1A, 1B und/oder 2 und/oder 3A bis 3D erläutert wurden, aufgenommen sind. Hinsichtlich Gewicht wiegt dann jedes dieser Implantate bevorzugt circa 2g. Die Ausführungen vor der Figurenbeschreibung gelten für die Ausführungsform entsprechend und vice versa.

Claims

Patentansprüche
1. Elektronisches Implantat (100) zur Implantation in einen Körper eines Lebewesens und zur Überwachung einer Körperfunktion, insbesondere Schrittmacher zur Überwachung und Steuerung der Körperfunktion, wobei das Implantat aufweist: einen Elektrodenabschnitt (2), der bestimmungsgemäß an einem Körperabschnitt zu befestigen oder anzuordnen ist; eine mit dem Elektrodenabschnitt verbundene Elektronik (3), die eingerichtet ist, zumindest die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt (2) zu überwachen; einen Energiespeicher (4) zur Versorgung der Elektronik (3) mit elektrischer Energie, der nach Entladung mit elektrischer Energie wieder aufgeladen werden kann; und einen mit dem Energiespeicher (4) elektrisch verbundenen Energieempfangsabschnitt (5), der derart eingerichtet ist, dass er Energie kontaktlos empfangen und an den Energiespeicher (4) zum Wiederaufladen des Energiespeichers (4) abgeben kann; wobei der Energieempfangsabschnitt (5) aufweist: eine Spule (6), die sich entlang einer Spulenachse (SA) erstreckt und eingerichtet ist, die Energie zu empfangen und an den Energiespeicher (4) abzugeben, wenn sie von einem externen magnetischen Wechselfeld durchsetzt wird, einen Kern (7), der sich in der Spule (6) befindet und entlang der Spulenachse (SA) verläuft, und mindestens einen Feldkollektor (8a), der sich in Richtung der Spulenachse (SA) an einem Ende des Kerns (7) befindet und quer zu der Spulenachse (SA) größere Abmessungen besitzt als der Kern (7).
2. Implantat (100) nach Patentanspruch 1, wobei
32 der Feldkollektor (8a) ein Teil des Kerns (7) ist, insbesondere mit dem Kern (7) monolithisch, aus demselben Material gebildet ist.
3. Implantat (100) nach Patentanspruch 1 oder 2, weiterhin aufweisend: einen weiteren Feldkollektor (8b), der sich in Richtung der Spulenachse (SA) an einem anderen Ende des Kerns (7) befindet und quer zu der Spulenachse (SA) größere Abmessungen besitzt als der Kern (7).
4. Implantat (100) nach Patentanspruch 3, wobei der weitere Feldkollektor (8b) ein Teil des Kerns (7) ist, insbesondere mit dem Kern (7) monolithisch, aus demselben Material gebildet ist.
5. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 1 oder 3, wobei der Feldkollektor (8a) und/oder der weitere Feldkollektor (8b) ein gegenüber dem Kern (7) gesondertes und aus einem anderen Material gebildetes Element ist.
6. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 1 bis 5, wobei der Energiespeicher (4) zumindest eine Energiespeichereinheit (4a) und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit (4b) aufweist; und die eine Energiespeichereinheit (4a) und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit (4b) in Richtung der Spulenachse (SA) relativ zu dem Kern angeordnet ist/sind.
7. Implantat (100) nach Patentanspruch 5, wobei der Energiespeicher (4) zumindest eine Energiespeichereinheit (4a) und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit (4b) aufweist; und
33 die eine Energiespeichereinheit (4a) und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit (4b) jeweils ein Gehäuse auf- weist/aufweisen, das/die als der Feldkollektor (8a) und/oder der weitere Feldkollektor (8b) wirken.
8. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 1 bis 7, wobei der Energiespeicher (4) zumindest eine Energiespeichereinheit und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit aufweist, und der Feldkollektor (8a) und, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor (8b) eine Vertiefung aufweist/aufweisen, in der/denen die eine Energiespeichereinheit (4a) und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere Energiespeichereinheit (4b) aufgenommen ist/sind.
9. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 3 bis 8, wobei die Spule (6) zwischen dem Feldkollektor (8a) und dem weiteren
Feldkollektor (8b) auf und um den Kern (7) gewickelt ist.
10. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 1 bis 5 oder 9, wobei der Energiespeicher (4) zumindest eine Energiespeichereinheit (4a) und bevorzugt mindestens eine weitere Energiespeichereinheit (4b) aufweist; und die eine Energiespeichereinheit (4a) und, wenn bevorzugt vorgesehen, die weitere(n) Energiespeichereinheit(en) (4b, 4c, 4d) radial zur Spulenachse (SA) zumindest abschnittsweise um die Spule angeordnet ist/sind.
11. Implantat (100) nach Patentanspruch 10, wobei der Energiespeicher (4) die Spulenachse (SA) vollständig umläuft.
12. Implantat (100) nach Patentanspruch 10 oder 11, wobei die Energiespeichereinheit (4a, 4b, 4c, 4d) radial zur Spulenachse (SA) um die Spule (6) angeordnet ist.
13. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 1 bis 12, wobei der Kern (7) und/oder der Feldkollektor (8a) und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor (8b) aus einem Material mit einer hohen relativen magnetischen Permeabilität und/oder einer möglichst hohen Sättigungsflussdichte, beispielsweise einem Ferrit, bevorzugt als Vollmaterial gebildet ist/sind.
14. Implantat (100) nach einem der Patentansprüche 1 bis 13, wobei der Kern (7) und/oder der Feldkollektor (8a) und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor (8b) einen Aufbau hat/haben, der aus einer Vielzahl einzelner dünner Schichten gebildet ist, und das Material dieser Schichten eine hohe relative magnetische Permeabilität und/oder eine hohe Sättigungsflussdichte hat, und bevorzugt ein amorphes Metall, beispielsweise SiFe, oder ein Mu-Metall, wie beispielsweise NiFe, ist.
15. Implantat nach Patentanspruch 14, wobei der Feldkollektor (8a) und der weitere Feldkollektor (8b) ein gegenüber dem Kern (7) gesondertes und aus einem anderen Material gebildetes Element ist, und der Feldkollektor (8a) und der weitere Feldkollektor (8b) aus dem Vollmaterial gebildet sind und der Kern (7) den Aufbau mit den dünnen Schichten aufweist.
16. Implantat (100) nach einem der vorangehenden Patentansprüche 1 bis 15, wobei der Energieempfangsabschnitt (5) mindestens einen Gleichrichter (9a) und mindestens einen Kondensator (9b) aufweist, die sich zwischen der Spule (6) und dem Energiespeicher (4) befinden, und die Spule (6) die empfangene Energie über den Gleichrichter (9a) und den Kondensator (9b) an den Energiespeicher (4) abgibt.
17. Implantat (100) nach einem der vorhergehenden Patentansprüche 1 bis 16, wobei zur Wiederaufladung des Energiespeichers (4) bestimmungsgemäß im Bereich des implantierten Implantates (100) das magnetische Wechselfeld mit einer Flussdichte Bo zu erzeugen ist, wodurch eine entsprechende Ladespannung in der Spule (6) induziert wird, die zu einem von der Spule (6) abgegebenen und dem Energiespeicher (4) mittelbar oder unmittelbar zugeführten Ladestrom führt, der Kern (7) und/oder der Feldkollektor (8a) und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, der weitere Feldkollektor (8b) aus einem Material gebildet ist/sind, das eine hohe Sättigungsflussdichte aufweist, und die Geometrie des Kerns (7) und/oder des Feldkollektors (8a) und/oder, wenn bevorzugt vorgesehen, des weiteren Feldkollektors (8b) derart gewählt ist, dass eine Flussdichte BK, die sich im Kern der Spule (6) aus der vervielfachten Flussdichte (n*Bo) vermindert um ein durch den Lade(wechsel)strom erzeugtes Gegenfeld ergibt, im Bereich der Sättigungsflussdichte liegt.
18. Elektronisches Implantat (100) nach einem der vorhergehenden Patentansprüche 1 bis 17, wobei das Implantat (100) ein elektronischer Schrittmacher, insbesondere ein Herzschrittmacher, ist, und die mit dem Elektrodenabschnitt (2) verbundene Elektronik (3) eingerichtet ist, die Körperfunktion über den Elektrodenabschnitt (2) zu überwachen und einen Impuls, insbesondere einen Spannungsimpuls, zu erzeugen und diesen über den Elektrodenabschnitt (2) an den Körperabschnitt zur Steuerung der Körperfunktion abzugeben, und bevorzugt weitere Körperdaten zu messen, abzuspeichern und bevorzugt zu senden.
36
19. Elektronisches Implantat (100) nach einem der vorhergehenden Patentansprüche 1 bis 18, wobei bei Verwendung des magnetischen Wechselfeldes mit einer Flussdichte Bo von 0,5mT bis 30mT sich ein mittlerer, magnetischer Fluss von 0,2*10'6 bis 36*10'6 Vs (Weber) im Kern (7) einstellt.
20. Elektronisches Implantat (100) nach einem der vorhergehenden Patentansprüche 1 bis 19, wobei ein sich aus Induktivität der Spule (6) und der Frequenz des externen magnetischen Wechselfeldes ergebender Wechselstromwiderstand (coL) der Spule (6) den ohmschen Widerstand der Spule (6) übersteigt, die Elektronik einen Resonanzkondensator besitzt, und
Wechselstromwiderstand und ohmscher Widerstand für das bestimmungsgemäß zu verwendende magnetische Wechselfeld derart dimensioniert sind, dass die Spule und der Resonanzkondensator sich in Resonanz befinden.
37
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