Результат интеллектуальной деятельности: НИЗКОЧАСТОТНЫЙ ЧРЕСКОЖНЫЙ ПЕРЕНОС ЭНЕРГИИ НА ИМПЛАНТИРОВАННОЕ МЕДИЦИНСКОЕ УСТРОЙСТВО

Ссылки на связанные заявки

Настоящее изобретение связано с четырьмя совместно поданными заявками одного заявителя, поданными в один день с настоящей заявкой, раскрытие каждой из которых включено во всей своей полноте в настоящее описание посредством ссылки, озаглавленных соответственно как:

«Первичная катушка чрескожного переноса энергии с высоко ориентированным ферритовым сердечником» на имя James Giordano, Daniel F. Dlugos, Jr. & William L. Hassler, Jr., №___;

«Медицинский имплантат, имеющий схему регулирования передачи мощности методом чрескожного переноса энергии (ТЕТ) в замкнутом контуре» на имя William L. Hassler, Jr., Ed Bloom, №___;

«Совместимый с формированием изображений методом магнитного резонанса дистанционно настраиваемый желудочный бандаж» на имя William L. Hassler, Jr., et al. №____;

«Пространственно развязанные сдвоенные вторичные катушки для оптимизации характеристик передачи мощности методом чрескожного переноса энергии (ТЕТ)» на имя Resha H. Desai, William L. Hassler, Jr., №___;

«Низкочастотная чрескожная телеметрия на имплантированный медицинский прибор» на имя William L. Hassler, Jr., №___.

Область техники

Настоящее изобретение относится, в принципе, к медицинским имплантируемым приборам, которые принимают чрескожный перенос энергии (ТЕТ), более конкретно, к таким имплантированным приборам, которые оптимизируют перенос энергии.

Предшествующий уровень техники

В системах ТЕТ источник энергии электрически соединен с первичной катушкой, которая является внешней по отношению к физической границе, такой как кожа тела человека. Вторичная катушка находится с другой стороны границы, то есть внутри тела. В таком приборе чрескожного действия как первичная, так и вторичная катушки расположены в непосредственной близости от внешнего и внутреннего слоя кожи. Энергия переносится от первичной катушки к вторичной катушке в форме переменного магнитного поля. Вторичная катушка преобразует переносимую энергию в магнитном поле переменного тока в электрическую энергию для имплантированного прибора, который действует как нагрузка во вторичной катушке.

В системе ТЕТ первичная и вторичная катушки размещены с разных сторон от границы или кожного покрова. Это разнесение в типовом случае приводит к вариациям в относительном расстоянии и пространственной ориентации между катушками. Вариации в разнесении могут вызвать изменения в напряженности магнитного поля переменного тока, достигающей вторичную катушку, в свою очередь, вызывая флуктуации мощности и выбросы в имплантированном приборе. Имплантированные приборы, такие как используемые в медицинских применениях, обычно основываются на использовании микроконтроллера для выполнения различных функций. Эти микроконтроллеры требуют совместимого надежного источника энергии. Изменения в подаваемой мощности, такие как внезапные изменения в уровнях напряжения или тока, могут привнести к некорректному функционированию прибора или вообще к отказу в функционировании. Соответственно одной из проблем, характерных для традиционных систем ТЕТ, является то, что физическое смещение первичной или вторичной катушки относительно положения оптимальной связи может обусловить неприемлемое воздействие на выходную мощность, подаваемую на имплантированный прибор.

В качестве имплантированного прибора, который выгодным образом использует принцип ТЕТ, является искусственный сфинктер, в частности, регулируемый желудочный бандаж, который содержит полый эластомерный баллон с фиксированными концевыми точками, окружающий желудок пациента непосредственно ниже пищеводно-желудочного соединения. Такие баллоны могут расширяться и сжиматься посредством введения солевого раствор в баллон. В обычных известных регулируемых желудочных бандажах этот солевой раствор должен вводиться в чрескожный порт иглой шприца, чтобы попасть в порт, расположенный под поверхностью кожи. Порт сообщается гидравлически с бандажом посредством катетера. Хотя такой способ является эффективным, однако желательно избегать регулирования объема жидкости с использованием иглы шприца, ввиду повышенного риска инфекции, а также ввиду неудобства и дискомфорта для пациента.

С этой целью в вышеуказанных совместно поданных заявках имплантированный инфузионный прибор регулирует поток солевого раствора, не требуя инъекции в чрескожный порт. Эта система вместо этого переносит энергию магнитного потока переменного тока от внешней первичной катушки к вторичной катушке, которая питает энергией насос в имплантате, соединенном с желудочным бандажом внутри живота. Хотя метод ТЕТ не требуется для питания прибора, применение метода ТЕТ является выгодным ввиду большого срока службы этих приборов, позволяя снижать размеры имплантированных приборов и их сложность. Кроме того, эти устройства могут оставаться в состоянии без подачи питания между регулировками, что обеспечивает дополнительные преимущества, состоящие в то, что не требуются батареи питания.

Известна хирургическая имплантация медицинских приборов, таких, например, как водитель ритма сердца или регулируемый желудочный бандаж, под поверхность кожи пациента для обеспечения возможности получения ряда положительных результатов. Для обеспечения активного функционирования в организме пациента, эти медицинские имплантаты требуют надежного, совместимого источника питания. В настоящее время медицинские имплантаты получают питание от батарей без подзаряда, батарей с подзарядом, которые используют систему ТЕТ для подзаряда батарей, или непосредственно от системы ТЕТ. Для переноса достаточной для работы имплантата мощности на вторичную катушку системы ТЕТ, эти системы в типовом случае работали на частотах от 100 кГц до 30 МГц. На этих уровнях высокой частоты переменное электромагнитное поле, которое генерирует первичная катушка, индуцируется не только во вторичную катушку, но и на металлические объекты вблизи нее, включая металлический корпус имплантированного прибора. Эта паразитная связь формирует вихревые токи в корпусе имплантированного прибора. Эти вихревые токи снижают величину эффективной мощности, переносимой во вторичную катушку, тем самым увеличивая уровень мощности, требуемой от первичной катушки для возбуждения имплантированного прибора. Кроме того, вихревые токи могут привести к нагреву металлического корпуса. Нагрев металлического корпуса более чем на 2° Цельсия выше нормальной температуры тела может привести к отрицательным последствиям для носителя имплантированного прибора. Уровень вихревых токов, формируемых в металлическом объекте, прямо пропорционален частоте переменного магнитного поля, возведенной во вторую степень. Соответственно, чем больше частота сигнала переноса энергии, тем больше вихревые токи и потери переноса энергии. Кроме того, работа системы ТЕТ на частотах выше 100 кГц требует, чтобы система соответствовала нормам FCC (Федеральная комиссия связи (США)).

Для снижения проблем, связанных с вихревыми токами и потерями переноса мощности при использовании системы ТЕТ с имплантатом, традиционно требовалось заключить имплантат в неметаллический материал, такой как керамический внешний корпус, или поместить вторичную катушку вне внешнего корпуса имплантата и соединить катушку парой выводов, проходящих внутрь корпуса. Альтернативно, системы ТЕТ использовались как низкоэнергетичные системы непрерывного подзаряда, которые работают непрерывно для подзаряда внутренних батарей имплантатов. Каждое из этих решений проблемы вихревых токов является либо дорогостоящим, либо громоздким, либо увеличивает сложность имплантируемого прибора. Соответственно, чтобы снизить проблему вихревых токов при питании имплантата и минимизировать проблему согласованности с нормами FCC, желательно иметь систему переноса энергии, которая работает на низких частотах. В частности, желательно обеспечить высокоэнергетичную низкочастотную систему ТЕТ, в которой вторичная катушка может быть заключена в имплантате без значительных потерь мощности или генерации вихревых токов.

Хотя такое питание методом ТЕТ имплантата, чтобы подзарядить батареи питания, является общеизвестной процедурой, использование ТЕТ для системы искусственного сфинктера, такого как регулируемый желудочный бандаж, представляет ряд проблем, требующих решения. Регулируемые желудочные бандажи наиболее полезны пациентам, которые страдают патологическим ожирением. Обеспечение надежного местоположения для подкожного присоединения имплантата, который представляет уменьшенный дискомфорт, часто означает, что имплантат находится под толстым слоем кожи и жировой ткани. Основная проблема в использовании ТЕТ заключается, таким образом, в переносе магнитной энергии и между первичной и вторичной катушками через толстый слой кожной ткани, который, таким образом, снижает эффективную величину энергии, переносимой к имплантату.

Следовательно, существует настоятельная необходимость в улучшении переноса мощности методом ТЕТ через кожу пациента и в герметизированный корпус имплантированного медицинского прибора без существенных потерь мощности.

Краткая сущность изобретения

Изобретение преодолевает вышеназванные и другие недостатки предшествующего уровня техники за счет обеспечения системы чрескожного переноса энергии (ТЕТ), которая предпочтительно осуществляет передачу на частотах от 1 до 100 кГц, тем самым позволяя реализовать электромагнитную характеристику, которая обеспечивает более эффективное проникновение через физическую границу, такую как металлический корпус имплантата или ткань тела пациента, без существенных потерь энергии вследствие вихревых токов, тем самым избегая нагрева.

В одном аспекте изобретения система чрескожного переноса энергии (ТЕТ) имеет внешний первичный источник энергопитания, который возбуждает внешний первичный резонансный контур, имеющий первичную катушку, электрически связанную с емкостью для формирования резонансного колебательного контура, имеющего максимум резонанса в диапазоне от 1 до 100 кГц. Обусловленная этим мощность ТЕТ достигает внутреннего вторичного резонансного контура, включающего в себя вторичную катушку, электрически связанную с емкостью, для формирования резонансного колебательного контура, имеющего максимум резонанса в диапазоне от 1 до 100 кГц, для питания электрической нагрузки.

Эти и другие объекты и преимущества настоящего изобретения очевидны из чертежей и их описания.

Краткое описание чертежей

Иллюстрирующие изобретение чертежи, которые составляют часть настоящего описания, иллюстрируют варианты осуществления настоящего изобретения и вместе с обобщенным описанием изобретения, приведенным выше, и детальным описанием изобретения, приведенным ниже, служат для объяснения принципов настоящего изобретения.

Фиг.1 - блок-схема, иллюстрирующая приведенную для примера систему переноса энергии в соответствии с настоящим изобретением;

фиг.2 - блок-схема, иллюстрирующая низкочастотную систему ТЕТ, соответствующую настоящему изобретению;

фиг.3 - блок-схема второго варианта осуществления вторичного резонансного контура и

фиг.4 - графическое представление характеристики зависимости усиления от частоты первичного и вторичного резонансных контуров.

Детальное описание изобретения

На чертежах одинаковыми ссылочными позициями обозначены одни и те же элементы на разных видах. Фиг.1 изображает отношение между системой 20 чрескожного переноса энергии (ТЕТ) и имплантированным устройством 22 в соответствии с настоящим изобретением. Как показано на фиг.1, система ТЕТ 20 включает в себя первичный контур 24, содержащий источник 26 питания, расположенный внешним образом по отношению к физической границе 28. Граница 28 может представлять собой кожный покров тела человека или животного, как в случае медицинского имплантата, или может представлять собой любой другой тип неживого материала или ткани, в зависимости от конкретного применения системы ТЕТ 20. Первичный контур 24 также содержит первичный резонансный контур 30, который электрически связан с источником 26 питания для резонирования на назначенной частоте сигнала питания. Переменное магнитное поле 32 генерируется в первичном контуре 30 в ответ на электрический сигнал, обеспечиваемый источником 26 питания.

Система ТЕТ 20 также содержит вторичный резонансный контур 34, пространственно разнесенный относительно первичного резонансного контура 30. Вторичный резонансный контур 34 расположен на противоположной стороне границы 28 относительно первичного резонансного контура 30 в составе имплантата 22. Вторичный резонансный контур 34 электрически связан с первичным резонансным контуром 30 посредством переменного магнитного поля 32, символически показанного на чертеже стрелками, исходящими из первичного резонансного контура 30 и распространяющимися к вторичному резонансному контуру 34. Вторичный резонансный контур 34 генерирует электрический сигнал 36 из поля 32. Сигнал 36 выпрямляется фильтром 40 и прикладывается к нагрузке 42 имплантата для приведения в действие имплантата 22.

Имплантируемые двунаправленные инфузионные устройства, которые получили бы выгоду от улучшенного питания методом ТЕТ и телеметрии, раскрыты в четырех совместно поданных заявках того же заявителя, поданных 28 мая 2004, раскрытие которых включено в настоящее описание посредством ссылки во всей своей полноте, и озаглавленных следующим образом:

(1) заявка №10/857,762 «Сильфонное устройство вливания с пьезоэлектрическим управлением для гидравлического управления регулируемым желудочным бандажом» на имя William L. Hassler, Jr.;

(2) заявка №10/856,971 на «Металлический сильфонный элемент обратной связи по положению для гидравлического управления регулируемым желудочным бандажом» на имя William L. Hassler, Jr., Daniel F. Dlugos, Jr., Rocco Crivelli;

(3) заявка №10/857,315 на «Термодинамически управляемый реверсивный насос устройства вливания для использования в качестве дистанционно управляемого желудочного бандажа» на имя William L. Hassler, Jr., Daniel F. Dlugos, Jr. и

(4) заявка №10/857,763 на «Двунаправленный насос устройства вливания с объемным торможением для гидравлического управления регулируемым желудочным бандажом» на имя William L. Hassler, Jr., Daniel F. Dlugos, Jr.

На фиг.2 представлена более детальная схема системы 20 переноса энергии, соответствующей настоящему изобретению. Как показано на фиг.2, первичный резонансный контур 30 содержит настроенный колебательный контур, имеющий емкость, образованную одним или более конденсаторами 44, соединенными параллельно с индуктивной катушкой 46. Емкость 44 и катушка 46 выбраны для формирования резонанса на конкретной частоте при подключении к источнику 26 питания. Для переноса энергии к вторичному резонансному контуру 34 без генерации избыточных вихревых токов, первичный резонансный контур 30 выполнен для работы на низких уровнях частот. Для целей настоящего описания термины «низкая частоты» и «низкий уровень частоты» относятся к частотам ниже 100 кГц. Для передачи достаточной величины мощности для возбуждения имплантата на низких уровнях частоты, конденсатор 44 и катушка 46 выбраны для максимизации Q или коэффициента добротности контура 30 и, тем самым, формирования высокого усиления на резонансном контуре 30. В описываемом варианте осуществления конденсатор 44 и катушка 46 выбраны так, чтобы формировать коэффициент Q, превышающий 100.

Для получения высокого коэффициента Q на низком уровне частоты сигнала, конденсатор 44 выбирается так, чтобы обеспечивать высокое напряжение при минимальном эквивалентном последовательном сопротивлении (ESR). Примером подходящего типа конденсатора для получения характеристики высокого напряжения/низкого ESR является диэлектрический конденсатор типа COG (кристалл на стекле). Дополнительно, чтобы максимизировать коэффициент Q первичного резонансного контура 30, катушка 46 должна быть сформирована таким образом, чтобы минимизировать импеданс катушки и, таким образом, потери мощности в контуре. Один способ минимизации импеданса катушки в настоящем изобретении состоит в формировании катушки 46 из литцендрата. Литцендрат состоит из индивидуальных проводов, изолированных пленкой, которые сплетены вместе для формирования единого проводника. Литцендрат минимизирует потери мощности в катушке 46 вследствие скин-эффекта или тенденцию радиочастотного тока концентрироваться на поверхности проводника. В дополнение к литцендрату, другие типы проводников высокого тока и низких потерь мощности могут также использоваться для первичной катушки 46 в настоящем изобретении без отклонения от объема изобретения. Комбинация высоковольтного конденсатора с катушкой высокого тока и низких потерь мощности позволяет первичному резонансному контуру 30 переносить достаточную мощность для возбуждения имплантата, такого как, например, на мощность 1-4 ватта, посредством использования низкой частоты сигнала переноса.

Как показано на фиг.2, вторичный резонансный контур 34 содержит вторичную катушку 50, которая электрически соединена последовательно с одним или более конденсаторами 52 для формирования последовательного настроенного колебательного контура. Конденсатор 52 может быть конденсатором любого типа, который позволяет колебательному контуру резонировать в частотном диапазоне, который включает в себя резонансную частоту первичного контура 30. Аналогичным образом, катушка 50 может быть проводником любого типа, который формирует минимальный импеданс при эффективной связи с первичным резонансным контуром 30, чтобы передавать достаточную мощность для приведения в действие нагрузки 42. Вторичный резонансный контур 34 настроен так, чтобы иметь более низкую добротность Q и более широкую полосу, чем первичный резонансный контур 30, чтобы обеспечивать связь в более широком диапазоне резонансных частот и устранять потребность в индивидуальной настройке вторичного резонансного контура соответственно конкретному первичному резонансному контуру, хотя понятно, что может использоваться и более высокая добротность Q.

На фиг.3 показан альтернативный вариант системы ТЕТ 20, в котором вторичная катушка 50 заменена парой индуктивных катушек 54, 56, соединенных параллельно. Катушки 54, 56 соединены последовательно с конденсатором 52 для формирования последовательного настроенного колебательного контура 58, который связан с первичным резонансным контуром 30 для передачи мощности в нагрузку 42. Замена вторичной катушки 50 параллельными катушками 54, 56 увеличивает величину магнитного потока 32, перехватываемого вторичным резонансным контуром, и величину мощности, подаваемой в нагрузку 42.

Фиг.4 обеспечивает графическое представление характеристики зависимости усиления от частоты первичного резонансного контура 30 и вторичного резонансного контура 34. Как показано на фиг.4, первичный резонансный контур 30 является высокоизбирательным по частоте, как показано крутой кривой 60, тем самым обеспечивая высокую добротность Q и уровень мощности в узком диапазоне частот с центром на резонансной частоте 62. И наоборот, вторичный резонансный контур 34 имеет существенно более низкую добротность Q, чем первичный резонансный контур 30 и меньшую избирательность по частоте, как показано более закругленной кривой 64. Более широкая полоса частот вторичного резонансного контура 34 снижает чувствительность контура к сдвигам в резонансной частоте первичного контура 30, тем самым позволяя вторичному резонансному контуру 34 связываться с одним или более различных первичных контуров, не требуя специальной настройки на частоту 62 первичного резонансного контура.

В приведенном для примера варианте осуществления настоящего изобретения система ТЕТ была экспериментально изготовлена в диапазоне резонансных частот между 1,6 и 1,7 кГц и с коэффициентом Q добротности более 100. В этой экспериментальной схеме первичная катушка 46, имеющая внешний диаметр 5,25 дюйма, содержала 102 витка литцендрата. Литцендрат содержал 100 жил индивидуально изолированного магнитного провода 30-го проволочного калибра. Первичная катушка была включена параллельно с емкостью 9,4 мкФ. Емкость представляла собой высоковольтный диэлектрический COG-конденсатор высокого тока и никого ESR. Кроме того, ферритовый сердечник был включен в первичную катушку 46, как описано в вышеуказанной заявке на «Первичную катушку чрескожного переноса энергии с высоко ориентированным ферритовым сердечником».

Вторичный резонансный контур содержал две катушки, соединенные параллельно. Каждая из катушек состояла из 325 витков магнитного провода 34-го калибра. Каждая катушка имела внешний диаметр 2,4 дюйма. Параллельные вторичные катушки были соединены последовательно с емкостью номиналом 1,1 мкФ для создания последовательного настроенного колебательного контура, имеющего существенно более низкую добротность, чем у первичного резонансного контура. В этой экспериментальной схеме вторичный контур имел добротность Q в диапазоне примерно от 10 до 15. Экспериментальная система ТЕТ передавала примерно один ватт мощности между первичным и вторичным контурами. Более низкий коэффициент добротности Q вторичного резонансного контура обеспечивает ему связь с первичным резонансным контуром без специальной настройки и согласования с первичным контуром. Данный пример схемы иллюстрирует возможную конфигурацию, в которой может быть реализовано настоящее изобретение. Дополнительные конфигурации схем и элементы, которые максимизируют коэффициент Q добротности первичного резонансного контура, могут также быть использованы для достижения низкочастотного переноса мощности методом ТЕТ в соответствии с настоящим изобретением без отклонения от объема изобретения.

Хотя настоящее изобретение проиллюстрировано описанием различных вариантов осуществления, и хотя иллюстративные варианты осуществления описаны достаточно детально, при этом не предусматривается, что заявитель ограничивает каким-либо путем объем формулы изобретения упомянутыми деталями. Дополнительные преимущества и модификации могут также быть очевидны для специалистов в данной области техники.