DE602004005236T2

DE602004005236T2 - Induktiv wiederaufladbare externe energiequelle, ladegerät, system und verfahren für ein implantierbares medizinprodukt

Info

Publication number: DE602004005236T2
Application number: DE602004005236T
Authority: DE
Inventors: John W. St. Paul FORSBERG; William C. Brooklyn Park PHILLIPS; Andrew L. River Falls SCHMELING; David P. Minnetrista OLSON
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 2003-10-02
Filing date: 2004-09-14
Publication date: 2007-11-15
Anticipated expiration: 2024-09-15
Also published as: EP1682221B1; ES2282905T3; US20110301667A1; US20180036477A1; US8725262B2; US8005547B2; US9821112B2; AU2004283661B2; US20070167997A1; EP1682221A1; AU2004283661A1; US20100076524A1; US20140213978A1; US20190358395A1; US20170065766A1; US8554322B2; DE602004005236D1; US10369275B2; US20110298420A1; US9463324B2

Description

GEBIET DER ERFINDUNG
Diese Erfindung betrifft implantierbare medizinische Vorrichtungen und insbesondere Energieübertragungs-Vorrichtungen, -Systeme und -Verfahren für implantierbare medizinische Vorrichtungen.
HINTERGRUND DER ERFINDUNG
Implantierbare medizinische Vorrichtungen zum Hervorbringen eines therapeutischen Ergebnisses in einem Patienten sind allgemein bekannt. Beispiele für derartige implantierbare medizinische Vorrichtungen umfassen implantierbare Arzneimittelinfusionspumpen, implantierbare Neurostimulatoren, implantierbare Kardioverter, implantierbare Herzschrittmacher, implantierbare Defibrillatoren und Cochlearimplantate. Selbstverständlich wird anerkannt, dass andere implantierbare medizinische Vorrichtungen in Betracht gezogen werden können, die Energie nutzen, die aus einer externen Vorrichtung geliefert oder übertragen wird.
Ein gemeinsames Element aller dieser implantierbaren medizinischen Vorrichtungen ist die Notwendigkeit einer elektrischen Leistung bzw. Versorgung in der implantierten medizinischen Vorrichtung. Die implantierte medizinische Vorrichtung benötigt zum Ausführen ihrer therapeutischen Funktion eine elektrische Leistung, sei es, dass diese eine elektrische Infusionspumpe antreibt, einen elektrischen Neurostimulationspuls bereitstellt oder einen elektrischen Herzstimulationspuls bereitstellt. Diese elektrische Leistung wird aus einer Leistungsquelle gewonnen.
Üblicherweise kann eine Leistungsquelle für eine implantierbare medizinische Vorrichtung eine von zwei Formen annehmen. Die erste Form nutzt eine externe Leistungsquelle, die über Leitungen oder mittels Hochfrequenzenergie transkutan Energie zuführt. Das Vorhandensein elektrischer Leitungen, die die Haut durchbohren, ist teilweise wegen des Infektionsrisikos nachteilig. Ferner ist die ständige Verbindung des Patienten mit einer externen Leistungsquelle für die Therapie zumindest eine erhebliche Unannehmlichkeit. Die zweite Form verwendet Einzellenbatterien als Energiequelle der implantierbaren medizinischen Vorrichtung. Dies kann für Anwendungen mit geringer Leistung, wie etwa Schrittmachervorrichtungen, effizient sein. Jedoch liefern derartige Einzellenbatterien gewöhnlich nicht die dauerhafte Leistung, die zum Durchführen neuer Therapien in neueren implantierbaren medizinischen Vorrichtungen erforderlich ist. In einigen Fällen, wie etwa bei einem implantierbaren Kunstherz, kann eine Einzellenbatterie im Patienten nur einige Stunden lang ausreichen. In anderen, weniger extremen Fällen kann eine Einzelleneinheit ihre gesamte oder nahezu ihre gesamte Energie in weniger als einem Jahr abgeben. Dies ist wegen der Notwendigkeit der Entnahme und des erneuten Implantierens der implantierbaren medizinischen Vorrichtung oder eines Teils der Vorrichtung nicht wünschenswert. Eine Lösung besteht darin, elektrische Leistung unter Verwendung einer induktiven Kopplung transkutan zu übertragen. Derartige elektrische Leistung oder Energie kann optional in einer wiederaufladbaren Batterie gespeichert werden. In dieser Form kann eine interne Leistungsquelle, wie etwa eine Batterie, direkt verwendet werden, um die implantierte medizinische Vorrichtung mit elektrischer Leistung zu versorgen. Wenn die Batterie ihre Kapazität vollständig oder nahezu ausgeschöpft hat, kann die Batterie über eine induktive Kopplung aus einer externen Leistungsquelle, die vorübergehend auf der Hautoberfläche positioniert wird, transkutan wiederaufgeladen werden.
Es wurden mehrere Systeme und Verfahren für eine transkutane induktive Wiederaufladung einer wiederaufladbaren (Leistungsquelle) verwendet, die in einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung verwendet wird.
Das US-Patent Nr. 5.411.537 von Munshi u. a., Rechargeable Biomedical Battery Powered Devices With Recharging and Control System Therefor (Intermedics Inc.), offenbart einen hermetisch abgedichteten, automatischen implantierbaren Kardioverter-Defibrillator (AICD) oder irgendeine andere bio-implantierbare Vorrichtung, die mit einer einzelnen wiederaufladbaren Zelle oder mit einem ein Zweifachleistungsquellen-System betrieben werden kann, wobei das wiederaufladbare Komplement mittels magnetischer Induktion wiederaufgeladen wird. In den implantierbaren Vorrichtungen sind wiederaufladbare Zusammensetzungen mit Lithium enthalten, die so entworfen sind, dass der Lade- oder Entladezustand der Batterie erfasst wird; einen Batterielade-Controller, der speziell so entworfen ist, dass er eine Lithiumbatterie schnell auf weniger als 100% der vollen Ladung und bevorzugt auf 90%, stärker bevorzugt auf 80% der vollen Nennladekapazität wiederauflädt; und Lademittel für mehrschrittiges Laden. Die Batterien beruhen auf Zusammensetzungen mit Lithium, die speziell so konzipiert sind, dass sie höhere Ströme abgeben als herkömmliche primäre Zusammensetzungen mit Lithium und trotz des Ladens unterhalb der Kapazität einen langfristigen Betrieb ermöglichen.
Das US-Patent Nr. 5.690.693 von Wang u. a., Transcutaneous Energy Transmission Circuit For Implantable Medical device (Sulzer Intermedics Inc.), offenbart eine Vorrichtung zur transkutanen Energieübertragung zum Laden von wiederaufladbaren Batterien in einer implantierten medizinischen Vorrichtung. Ein Strom mit einer Sinuswellenform wird einer Resonanzschaltung zugeführt, die aus einer Primärspule und einem Kondensator besteht. In einer Sekundärspule, die an der implantierten medizinischen Vorrichtung befestigt ist, wird ein Strom induziert. Zwei Festkörperschalter dienen dazu, die Sinuswellenform zu erzeugen, indem die Eingangsspannung der Resonanzschaltung abwechselnd ein- und ausgeschaltet wird. Die Sinuswellenform vermindert in der implantierten Vorrichtung Wirbelstromeffekte, die nachteilige Temperaturerhöhungen der implantierten Vorrichtung bewirken. Die Batterien werden unter Verwendung eines Ladeprotokolls aufgeladen, das den Ladestrom herabsetzt, während der Ladepegel in der Batterie ansteigt. Der Controller ist als eine Pulsmodulationsvorrichtung mit einem variablen Tastgrad konstruiert, um den Strompegel zu steuern, der der Primärspule zugeführt wird. Außerdem ist ein Ausrichtungsindikator vorgesehen, um eine ordnungsgemäße Ausrichtung zwischen der Energieübertragungsvorrichtung und der implantierten medizinischen Vorrichtung sicherzustellen.
Das US-Patent Nr. 5.733.313 von Barreras, Sr., FR Coupled Implantable Medical Device With Rechargeable Back-Up Power Source (Exonix Corporation), offenbart ein implantierbares, elektrisch betriebenes medizinisches Vorrichtungssystem mit einer implantierten Hochfrequenz-(HF-)Empfangseinheit (Empfänger), die eine wiederaufladbare Reserve-Leistungsversorgung und eine implantierte, elektrisch betriebene Vorrichtung sowie eine externe HF-Sendeeinheit (Sender) enthält. HF-Energie wird vom Sender übertragen und in den Empfänger eingekoppelt, der dazu dient, die implantierte medizinische Vorrichtung mit Leistung zu versorgen und/oder die Reserve-Leistungsversorgung wiederaufzuladen. Die Reserve-Leistungsversorgung im Empfänger hat eine ausreichend hohe Kapazität, sodass sie in der Lage ist, die mit dem Empfänger gekoppelte implantierte Vorrichtung wenigstens 24 Stunden lang von sich aus mit Leistung zu versorgen, während die medizinische Therapie kontinuierlich zugeführt wird. Der Empfänger wird chirurgisch in den Patienten implantiert, und der Sender wird vom Patienten extern getragen. Der Sender kann von einer entweder wiederaufladbaren oder nicht wiederaufladbaren Batterie angetrieben werden. In einer ersten Betriebsart liefert der Sender Leistung über durch HF eingekoppelte Energie, um den Empfänger zu betreiben und gleichzeitig die Reserve-Leistungsversorgung wiederaufzuladen. In einer zweiten Betriebsart kann der Empfänger, automatisch oder auf externen Befehl vom Sender, seine Leistungszufuhr ausschließlich aus der Reserve-Leistungsversorgung beziehen. Außerdem kann der Empfänger in einer dritten Betriebsart, automatisch oder auf Befehl vom Sender, alternativ seine Leistungszufuhr entweder aus in den Empfänger eingekoppelter HF-Energie oder aus der internen Reserve-Leistungsversorgung beziehen.
Das US-Patent Nr. 6.308.101 von Faltys u. a., Fully Implantable Cochlear Implant System (Advanced Bionics Corporation), offenbart ein vollständig implantierbares Cochlearimplantat-System und ein Verfahren, die eine mit einer implantierbaren Sprachprozessoreinheit verbundene implantierbare Cochlearstimulator-Einheit umfassen. Sowohl die Sprachprozessoreinheit als auch die Cochlearstimulator-Einheit befinden sich in separaten, hermetisch abgedichteten Gehäusen. Die Cochlearstimulator-Einheit besitzt eine mit ihr permanent verbundene Spule, durch die eine magnetische oder induktive Kopplung mit einer ähnlichen Spule erfolgen kann, die während der Wie deraufladung, der Programmierung oder extern gesteuerter Betriebsarten extern angeordnet ist. Die Cochlearstimulator-Einheit besitzt ferner eine Cochlearelektroden-Anordnung, die mit ihr über ein erstes mehradriges Kabel permanent verbunden ist. Die Cochlearstimulator-Einheit besitzt außerdem ein an ihr angeschlossenes zweites mehradriges Kabel, wobei dieses zweite Kabel nicht mehr als fünf Adern aufweist. Das zweite Kabel ist abnehmbar mit der Sprachprozessoreinheit verbunden. Die Sprachprozessoreinheit umfasst als integrales Teil ein implantierbares subkutanes Mikrophon und außerdem eine Sprachverarbeitungsschaltung und eine regenerierbare Leistungsquelle, z. B. eine wiederaufladbare Batterie.
Das US-Patent Nr. 6.324.430 von Zarinetchi u. a., Magnetic Shield For Primary Coil of Transcutaneous Energy Transfer Device (Abiomed Inc.), offenbart eine transkutane Energieübertragungsvorrichtung mit einer magnetischen Abschirmung, die die Primärwicklung der Vorrichtung abdeckt, um die Empfindlichkeit der Vorrichtung gegen leitende Gegenstände in der Nähe der Spulen zu verringern und den Anteil des von der Primärspule erzeugten Magnetfelds zu erhöhen, der die Sekundärspule erreicht. Die Abschirmung ist vorzugsweise in allen Dimensionen größer als die Primärspule und ist entweder aus einem flexiblen Material mit einer hohen Permeabilität, beispielsweise aus einem verlustarmen magnetischen Material und einer flexiblen Polymermatrix, ausgebildet, wobei Perforationen im Material ausgebildet sind, die ausreichen, um eine Belüftung der unter der Abschirmung befindlichen Haut des Patienten zu ermöglichen, oder die Abschirmung kann aus Segmenten aus einem Material mit einer sehr hohen Permeabilität ausgebildet sein, die durch ein poröses Maschenmaterial miteinander verbunden sind.
Das US-Patent Nr. 6.516.227 von Meadows u. a., Rechargeable Spinal Cord Stimulator System (Advanced Bionics Corporation), offenbart ein Rückenmarkstimulations-System, das mehrere Stimulationskanäle bereitstellt, von denen jeder einer Last von einem Kiloohm einen Strom von bis zu 10 Milliampere zuführen kann. Das System umfasst ferner eine regenerierbare Leistungsversorgung, z. B. eine wiederaufladbare Batterie, die nur eine gelegentliche Wiederaufladung erfordert, und bietet bei typischen Einstellungen eine Lebensdauer von wenigstens 10 Jahren. Die regenerierbare Leistungsquelle kann unter Verwendung nicht-invasiver Mittel regeneriert werden. Das System überwacht den Ladezustand der internen Leistungsquelle und steuert den Ladevorgang durch Überwachen der vom System genutzten Energiemenge und damit den Ladezustand der Leistungsquelle. Ein geeignetes bidirektionales Telemetrie-Verbindungsglied ermöglicht es dem System, den Patienten oder den Kliniker über den Status des Systems, einschließlich des Ladezustands, zu informieren, und erzeugt Anforderungen zum Initiieren eines externen Ladeprozesses.
Das US-Patent Nr. 6.505.077 von Kast u. a., Implantable Medical Device With External Recharging Coil Electrical Connection (Medtronic Inc.), offenbart eine wiederaufladbare implantierbare medizinische Vorrichtung mit einem verbesserten, korrosionsbeständigen elektrischen Anschluss an die externe Wiederaufladespule. Der elektrische Anschluss verbindet die externe Wiederaufladespule mit einer Wiederaufladedurchführung. Die wiederaufladbare implantierbare medizinische Vorrichtung kann eine medizinische Vorrichtung sein, wie etwa ein Neurostimulator, eine Arzneimittelzufuhrpumpe, ein Herzschrittmacher, ein Defibrillator, ein Diagnoseaufzeichnungsgerät, ein Cochlearimplantat und Ähnliches. Die implantierbare medizinische Vorrichtung besitzt ein Gehäuse, eine im Gehäuse mitgeführte Elektronik, die so konfiguriert ist, dass sie eine medizinische Therapie durchführt, ferner eine wiederaufladbare Leistungsquelle und eine Wiederaufladespule.
Die europäische Patentanmeldung 1.048.324 von Schallhorn, Medical Li+ Rechargeable Powered Implantable Stimulator (Medtronic Inc.), offenbart einen implantierbaren Stimulator, der eine wiederaufladbare Lithiumionen-Leistungsquelle umfasst und elektrische Stimulationspulse auf kontrollierte Weise einer vorgesehenen Stelle in einem Patienten zuführt. Die Lithiumionen-Leistungsquelle kann dem implantierbaren Stimulator als einzigem Empfänger wenigstens etwa 4 Tage lang eine ausreichende Leistung zuführen. Die Leistungsquelle umfasst eine hochwertige Lithiumionen-Speichereinheit mit geringer Baugröße und einer Nennleistung von wenigstens 50 Milliamperestunden. Der implantierbare Stimulator besitzt außerdem eine Induktivität, die so eingerichtet ist, dass sie EMF-Leistungsübertragungen aufnimmt. Der implantierbare Stimulator kann durch einen elektrischen Leistungsregenerator, der sich außerhalb des implantierbaren Stimulators befindet, mit elektrischer Leistung regeneriert werden, um die Lithiumionen-Leistungsquelle bis zu ihrer maximalen Nennspannung zu regenerieren, indem die EMF-Leistungsübertragung in der Nähe der Induktivität bewirkt wird.
Die PCT-Patentanmeldung Nr. WO 01/83029 A1 von Torgerson u. a., Battery Recharge Management For an Implantable Medical Device (Medtronic Inc.), offenbart eine implantierbare medizinische Vorrichtung mit einer implantierbaren Leistungsquelle wie etwa einer wiederaufladbaren Lithiumionen-Batterie. Die implantierbare medizinische Vorrichtung umfasst ein Wiederauflademodul, das den Prozess der Wiederaufladung der implantierbaren Leistungsquelle regelt, wobei ein geschlossener Regelkreis mit Rückkopplungssteuerung verwendet wird. Das Wiederauflademodul umfasst einen Wiederaufladeregler, eine Wiederauflademessvorrichtung, die wenigstens einen Wiederaufladeparameter überwacht, und eine Wiederaufladeregelungs-Steuereinheit, um die Wiederaufladeenergie zu regulieren, die der Leistungsquelle in Reaktion auf die Wiederauflademessvorrichtung zugeführt wird. Das Wiederauflademodul passt die der Leistungsquelle zugeführte Energie an, um sicherzustellen, dass die Leistungsquelle mit sicheren Pegeln wiederaufgeladen wird.
Die PCT-Patentanmeldung Nr. WO 01/97908 A2 von Jimenez u. a., An Implantable Medical Device With Recharging Coil Magnetic Shield (Medtronic Inc.), offenbart eine wiederaufladbare implantierbare medizinische Vorrichtung mit einer magnetischen Abschirmung, die an der distalen Seite einer Sekundärwiederaufladespule angeordnet ist, um die Effizienz der Wiederaufladung zu verbessern. Die wiederaufladbare implantierbare medizinische Vorrichtung kann aus einer großen Vielfalt medizinischer Vorrichtungen sein, wie etwa Neurostimulatoren, Arzneimittelzufuhrpumpen, Herzschrittmachern, Defibrillatoren, Diagnoseaufzeichnungsgeräten und Cochlearimplantaten, wobei die implantierbare medizinische Vorrichtung eine Sekundärwiederaufladespule besitzt, die über einer magnetischen Abschirmung getragen wird und mit einer Elektronik sowie einer im Gehäuse getragenen wiederaufladbaren Leistungsquelle gekoppelt ist, wobei die Elektronik so konfiguriert ist, dass sie eine medizinische Therapie ausführt. Weiterhin ist ein Verfahren zum Verbessern der elektromagnetischen Kopplung während der Wiederaufladung einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung offenbart, und es ist ein Verfahren zum Verringern des Temperaturanstiegs während der Wiederaufladung einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung offenbart.
Eine transkutane Energieübertragung unter Verwendung einer induktiven Kopplung erfordert die Plazierung der zwei Spulen, die an gegenüberliegenden Seiten der Hautgrenzfläche sehr nahe beieinander angeordnet werden. Die interne Spule oder Sekundärspule ist Teil der implantierten medizinischen Vorrichtung oder anderweitig mit ihr elektrisch verbunden. Die externe Spule oder Primärspule ist mit der externen Leistungsquelle oder der externen Aufladevorrichtung oder Wiederaufladevorrichtung verbunden. Die Primärspule wird mit Wechselstrom angetrieben. In der Sekundärspule wird durch induktive Kopplung ein Strom induziert. Dieser Strom kann dann dazu genutzt werden, die implantierte medizinische Vorrichtung mit Leistung zu versorgen und/oder eine interne Leistungsquelle zu laden oder wiederaufzuladen.
Bei implantierten medizinischen Vorrichtungen ist die Effizienz entscheidend, mit der Energie transkutan übertragen wird. Zum Ersten hat die induktive Kopplung, während sie induktiv einen Strom in der Sekundärspule induziert, auch eine Tendenz, umgebende Komponenten und Gewebe zu erwärmen. Das Ausmaß der Erwärmung von umgebendem Gewebe kann, wenn es zu hoch ist, gesundheitsschädlich sein. Da die Erwärmung von umgebendem Gewebe begrenzt ist, ist es auch die pro Zeiteinheit erzielbare Menge an übertragener Energie. Je höher die Effizienz der Energieübertragung ist, desto mehr Energie kann übertragen werden, während gleichzeitig die Erwärmung von umgebenden Komponenten und Gewebe begrenzt wird. Zum Zweiten ist es wünschenswert, die Zeitspanne zu begrenzen, die erforderlich ist, um eine gewünschte Aufladung oder Wiederaufladung einer internen Leistungsquelle zu erreichen. Während die Aufladung oder Wiederaufladung erfolgt, sind am Körper des Patienten zwangsläufig lästige Gerätschaften angebracht. Diese Anhängsel können die Beweglichkeit des Patienten beeinträchtigen und sein Wohlbefinden ein schränken. Je höher die Effizienz des Energieübertragungssystems ist, desto schneller kann die gewünschte Aufladung oder Wiederaufladung erreicht werden, sodass die Unannehmlichkeiten für den Patienten begrenzt werden. Zum Dritten kann das Ausmaß der Aufladung oder Wiederaufladung durch die Zeitspanne begrenzt werden, die für die Aufladung oder Wiederaufladung erforderlich ist. Da dem Patienten während einer derartigen Aufladung oder Wiederaufladung üblicherweise Unannehmlichkeiten bereitet werden, besteht eine praktische Begrenzung der Zeitspanne, während der die Aufladung oder Wiederaufladung erfolgen sollte. Daher kann die Größe der internen Leistungsquelle durch die Energiemenge, die während der Aufladezeitspanne übertragen werden kann, wirksam begrenzt sein. Je höher die Effizienz des Energieübertragungssystems ist, desto höher ist die Energiemenge, die übertragen werden kann, und desto größer sind daher die praktikablen Abmessungen der internen Leistungsquelle. Dies ermöglicht die Verwendung implantierbarer medizinischer Vorrichtungen, die höhere Leistungsanforderungen haben sowie dem Patienten einen größeren therapeutischen Vorteil bieten und/oder die Zeitspanne zwischen den Aufladungen ausdehnen, wodurch das Wohlbefinden des Patienten wirksam gesteigert wird.
KURZE ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Eine externe Leistungsquelle für die transkutane Übertragung von Energie zu einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung muss Leistung aus einer Quelle erhalten. Die externe Leistungsquelle besteht üblicherweise aus Batterien, die in der externen Leistungsquelle getragen werden, oder direkt aus einer leicht verfügbaren Wechselstromleistung, beispielsweise aus einer üblichen Wandsteckdose. Das Aufnehmen von Leistung aus Batterien, die in der externen Leistungsquelle getragen werden, ist be quem und kann dem Patienten wenigstens eine gewisse Beweglichkeit ermöglichen, wobei der Leistungsbetrag, der verfügbar ist, bevor die Batterien erschöpft sind, durch die Größe und das Gewicht der Batterien begrenzt ist. Dagegen schränkt das Aufnehmen von Leistung direkt aus einer üblichen, leicht verfügbaren Wechselspannung nicht nur die Beweglichkeit des Patienten ein, sondern wirft auch ein potentielles ernstes Gesundheitsrisiko auf. Ist eine induktive Primärladespule direkt auf der Haut des Patienten platziert, während die externe Leistungsquelle direkt mit einer üblichen Wechselspannung verbunden ist, besteht im Fall einer Funktionsstörung der externen Leistungsquelle das Risiko, dass der Patient einen elektrischen Schlag erhält.
Bei einer Ausführungsform schafft die vorliegende Erfindung eine externe Leistungsquelle für eine implantierbare medizinische Vorrichtung mit einer therapeutischen Baugruppe und einer Sekundärspule, die operativ mit der therapeutischen Baugruppe gekoppelt ist. Eine Primärladespule ist in der Lage, die Sekundärspule transkutan induktiv mit Energie zu versorgen bzw. zu energetisieren, wenn sie in der Nähe der Sekundärspule angeordnet ist bzw. wird. Eine Antriebsschaltung ist operativ mit der Primärladespule zur Erregung der Primärladespule gekoppelt. Eine wiederaufladbare Leistungsquelle ist operativ mit der Antriebsschaltung gekoppelt. Eine Sekundärwiederaufladespule ist operativ mit der wiederaufladbaren Leistungsquelle gekoppelt. Eine Primärwiederaufladespule ist zur Kopplung mit einer Wechselstromleistungsquelle eingerichtet, die, wenn sie in der Nähe der Sekundärwiederaufladespule angeordnet ist, induktiv die Sekundärwiederaufladespule energetisieren kann, um die wiederaufladbare Leistungsquelle zu laden.
Die Verwendung eines zweiten induktiven Ladesystems, wobei das zweite für das Laden von Batterien in der externen Leistungsversorgung dient, ermöglicht es dem Patienten, beweglich zu sein, wenn die Batterien dazu ausreichen, Energie an die implantierbare medizinische Vorrichtung zu übertragen, und ermöglicht es dem Patienten, wenn die Batterien aufgefrischt werden müssen, mit einer üblichen Wechselstromleistungsquelle sicher gekoppelt zu werden, ohne einen möglicherweise tödlichen elektrischen Schlag befürchten zu müssen.
Bei einer weiteren Ausführungsform schafft die vorliegende Erfindung eine Aufladevorrichtung für eine implantierbare medizinische Vorrichtung mit einer internen wiederaufladbaren Leistungsquelle, wobei eine therapeutische Baugruppe mit der internen wiederaufladbaren Leistungsquelle operativ gekoppelt ist. Eine Sekundärspule ist mit der therapeutischen Baugruppe und einer internen Telemetriespule operativ gekoppelt. Eine Primärladespule ist in der Lage, die Sekundärspule induktiv mit Energie zu versorgen, um die interne wiederaufladbare Leistungsquelle zu laden, wenn sie extern in der Nähe der Sekundärspule angeordnet ist. Eine Antriebsschaltung ist mit der Primärladespule operativ gekoppelt, um die Primärladespule zu erregen. Eine wiederaufladbare Leistungsquelle ist mit der Antriebsschaltung operativ gekoppelt. Eine Sekundärwiederaufladespule ist mit der wiederaufladbaren Leistungsquelle operativ gekoppelt. Eine Primärwiederaufladespule ist so eingerichtet, dass sie mit einer Wechselstromleistungsquelle gekoppelt ist, die, wenn sie in der Nähe der Sekundärwiederaufladespule angeordnet ist, die Sekundärwiederaufladespule induktiv mit Energie versorgen kann, um die wiederaufladbare Leistungsquelle zu laden.
Bei einer weiteren Ausführungsform schafft die vorliegende Erfindung ein System für die transkutane Energieübertragung. Eine implantierbare medizinische Vorrichtung besitzt eine therapeutische Baugruppe zum Erzeugen einer therapeutischen Ausgabe und eine Sekundärspule, die mit der therapeutischen Baugruppe operativ gekoppelt ist. Eine externe Leistungsquelle besitzt eine Primärladespule, die in der Lage ist, die Sekundärspule induktiv mit Energie zu versorgen, wenn sie extern in der Nähe der Sekundärspule angeordnet ist. Eine Antriebsschaltung ist mit der Primärladespule operativ gekoppelt, um die Primärladespule zu erregen. Eine wiederaufladbare Leistungsquelle ist mit der Antriebsschaltung operativ gekoppelt. Eine Sekundärwiederaufladespule ist mit der wiederaufladbaren Leistungsquelle operativ gekoppelt. Eine Primärwiederaufladespule ist so eingerichtet, dass sie mit einer Wechselstromleistungsquelle gekoppelt ist, die, wenn sie in der Nähe der Sekundärwiederaufladespule angeordnet ist, die Sekundärwiederaufladespule induktiv mit Energie versorgen kann, um die wiederaufladbare Leistungsquelle zu laden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Primärwiederaufladespule in einer Mulde angeordnet, die die Sekundärwiederaufladespule zum Laden der wiederaufladbaren Leistungsquelle aufnehmen kann.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform besitzt die implantierbare medizinische Vorrichtung eine interne wiederaufladbare Leistungsquelle, die mit der therapeutischen Baugruppe operativ gekoppelt ist, wobei die Sekundärspule die interne wiederaufladbare Leistungsquelle lädt, wenn sie von der Primärspule angetrieben wird.
Bei einer weiteren Ausführungsform schafft die vorliegende Erfindung ein Verfahren zur transkutanen Energie übertragung an eine medizinische Vorrichtung, die in einem Patienten mit einer therapeutischen Baugruppe implantiert ist. Eine Sekundärspule ist mit der therapeutischen Baugruppe operativ gekoppelt. Eine Primärladespule ist außerhalb des Patienten in der Nähe der Sekundärspule angebracht. Die Sekundärspule wird durch die Primärladespule über die Antriebsschaltung induktiv mit Energie versorgt, die aus einer wiederaufladbaren Leistungsquelle mit Leistung versorgt wird. Eine mit der wiederaufladbaren Leistungsquelle operativ gekoppelte Sekundärwiederaufladespule ist in der Nähe einer Primärwiederaufladespule angebracht, die so eingerichtet ist, dass sie mit einer Wechselstromleistungsquelle gekoppelt ist, um die wiederaufladbare Leistungsquelle zu laden.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform umfasst der Positionierungsschritt ein Anbringen der Sekundärwiederaufladespule in einer Mulde, die die Primärwiederaufladespule aufnimmt.
KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNG
1 veranschaulicht eine implantierbare medizinische Vorrichtung, die in einem Patienten implantiert ist;
2 zeigt einen Blockschaltplan einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung;
3 zeigt ein detaillierter Blockschaltplan einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung, die subkutan implantiert ist, und einer zugehörigen externen Ladevorrichtung in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
4 zeigt eine perspektivische Ansicht einer internen Antenne, die einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung zugeordnet ist;
5 zeigt eine Seitenansicht der internen Antenne von 4;
6 zeigt eine perspektivische Einzelteildarstellung einer externen Antenne und einer zugehörigen Halterung in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
7 zeigt eine Draufsicht auf eine externe Antenne in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
8 zeigt eine perspektivische Ansicht einer externen Antenne und einer Halterungskombination in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
9 zeigt eine seitliche Querschnittsansicht einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung, die subkutan implantiert ist, und einer zugehörigen Halterung zur Verwendung mit einer externen Antenne;
10 zeigt eine von oben gesehene Teilschnittansicht einer Primärspule und eines zugehörigen magnetischen Kerns in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung;
11 zeigt eine Querschnittsansicht der Primärspule und des zugehörigen magnetischen Kerns von 10, gesehen entlang der Schnittlinie B-B;
12 zeigt eine Einzelteildarstellung eines Abschnitts einer externen Antenne, die in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung konstruiert ist, wobei der magnetische Kern und eine Kernkappenbaueinheit gezeigt sind;
13 zeigt einen Blockschaltplan einer externen Ladeeinheit und einer zugehörigen induktiv gekoppelten Mulde zur Wiederaufladung der externen Ladeeinheit;
14 zeigt einen detaillierter Blockschaltplan der externen Ladeeinheit von 13;
15 zeigt einen Ablaufplan, der einen Ladevorgang in Übereinstimmung mit einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulicht; und
16 zeigt ein Prinzipschaltbild eines Zwei-Bereichs-Temperatursensors.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
1 zeigt eine implantierbare medizinische Vorrichtung 16, beispielsweise eine Arzneimittelpumpe, die in einem Patienten 18 implantiert ist. Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 wird üblicherweise von einem Chirurgen mit einem sterilen chirurgischen Verfahren implantiert, das unter lokaler, regionaler oder allgemeiner Anästhesie durchgeführt wird. Vor dem Implantieren der medizinischen Vorrichtung 16 wird üblicherweise ein Katheter 22 implantiert, wobei sich die distale Endposition an einer gewünschten therapeutischen Zufuhrstelle 23 befindet und das proximale Ende unter der Haut an die Stelle geführt wird, an der die medizinische Vorrichtung 16 implantiert werden soll. Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 wird allgemein subkutan in Tiefen implantiert, die von der Anwendung und der Vorrichtung 16 abhängen und zwischen 1 Zentimeter (0,4 Zoll) und 2,5 Zentimeter (1 Zoll), betragen, wo ausreichend viel Gewebe vorhanden ist, um das implantierte System zu stützen. Sobald die medizinische Vorrichtung 16 im Patienten 18 implantiert ist, kann der Schnitt durch Vernähen geschlossen werden, und die medizinische Vorrichtung 16 kann ihren Betrieb aufnehmen.
Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 arbeitet in der Weise, dass sie eine therapeutische Substanz in den Patienten 18 infundiert. Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 kann für eine große Vielfalt von Therapien verwendet werden, wie etwa gegen Schmerz, Spastik, Krebs und viele andere medizinische Zustände.
Die in der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 enthaltene therapeutische Substanz ist eine Substanz, die dazu bestimmt ist, eine therapeutische Wirkung zu haben, wie etwa pharmazeutische Mischungen, genetische Materialien, Biosubstanzen und andere Substanzen. Pharmazeutische Mischungen sind chemische Rezepturen, die dazu bestimmt sind, eine therapeutische Wirkung zu haben, wie etwa intrathekale Spasmolytika, Schmerzmittel, chemotherapeutische Wirkstoffe und Ähnliche. Pharmazeutische Mischungen sind häufig so angelegt, dass sie in einer implantierten Umgebung mit bestimmten Eigenschaften wirken, wie etwa der Stabilität bei Körpertemperatur, um therapeutische Qualitäten zu behalten, der Konzentration, um die Häufigkeit des Regenerierens zu vermindern, und Ähnlichen. Genetische Materialien sind Substanzen, die dazu bestimmt sind, eine direkte oder indirekte genetische therapeutische Wirkung zu haben, wie etwa genetische Vektoren, genetische Regelelemente, genetische strukturelle Elemente, DNS und Ähnliche. Biosubstanzen sind Substanzen, die lebendes Material oder aus lebendem Material hergeleitetet sind sowie dazu bestimmt sind, eine therapeutische Wirkung zu haben, wie etwa Stammzellen, Plättchen, Hormone, biologisch erzeugte Substanzen und Ähnliche. Andere Substanzen können dazu bestimmt sein oder nicht dazu bestimmt sein, eine therapeutische Wirkung zu haben, und sind nicht leicht zu klassifizieren, wie etwa eine salzhaltige Lösung, Durchleuchtungsagenzien, krankheitsdiagnostische Agenzien und Ähnliche. Sofern in den folgenden Absätzen nicht anderes angegeben, ist ein Arzneimittel gleichbedeutend mit irgendeiner therapeutischen, diagnostischen oder anderen Substanz, die durch die implantierbare Infusionsvorrichtung zugeführt wird.
Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 kann irgendeine von einer Anzahl medizinischer Vorrichtungen sein, wie beispielsweise eine implantierbare Vorrichtung für die Zufuhr einer therapeutischen Substanz, eine implantierbare Arzneimittelpumpe, ein Herzschrittmacher, ein Kardioverter oder ein Defibrillator.
In 2 besitzt eine implantierbare medizinische Vorrichtung 16 auf herkömmliche Weise eine wiederaufladbare Leistungsquelle 24, wie etwa eine Lithiumionen-Batterie, zum Betreiben der Elektronik 26 und eines Therapiemoduls 28. Das Therapiemodul 28 ist, ebenfalls herkömmlich, mit dem Patienten 18 über einen oder mehrere Therapieanschlüsse 30 gekoppelt. Im hermetisch abgedichteten Gehäuse 32 sind eine wiederaufladbare Leistungsquelle 24, eine Elektronik 26 und ein Therapiemodul 28 untergebracht. Am Äußeren des Gehäuses 32 ist eine Sekundärladespule 34 befestigt. Die Sekundärladespule 34 ist über eine Elektronik 26 mit einer wiederaufladbaren Leistungs quelle 24 operativ gekoppelt. Bei einer alternativen Ausführungsform kann die Sekundärladespule 34 im Gehäuse 32 untergebracht sein oder kann in einem separaten Gehäuse untergebracht sein, wobei es über ein Kabel mit der Elektronik 26 verbunden ist. Die Elektronik 26 unterstützt auf herkömmliche Weise die Steuerung der Aufladungsrate der wiederaufladbaren Leistungsquelle 24. Zwischen der Sekundärladespule 34 und dem Gehäuse 32 ist eine magnetische Abschirmung 36 angebracht, um die wiederaufladbare Leistungsquelle 24, die Elektronik 26 und das Therapiemodul 28 vor elektromagnetischer Energie zu schützen, wenn die Sekundärladespule 34 dazu verwendet wird, die wiederaufladbare Leistungsquelle 24 zu laden.
Die wiederaufladbare Leistungsquelle 24 kann irgendeine von einer Vielfalt von Leistungsquellen sein, darunter eine Batterie auf chemischer Basis oder ein Kondensator. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die wiederaufladbare Leistungsquelle eine allgemein bekannte Lithiumionen-Batterie.
3 veranschaulicht eine alternative Ausführungsform der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16, die sich unter der Hautgrenzfläche 38 befindet. Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 ähnelt der in 2 veranschaulichten Ausführungsform. Jedoch ist das Laderegelungsmodul 42 separat von der Elektronik 26 dargestellt, die das Therapiemodul 28 steuert. Laderegelung und Therapiesteuerung sind wiederum herkömmlich. Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 besitzt außerdem eine interne Telemetriespule 44, die auf herkömmliche Weise konfiguriert ist, um über eine externe Telemetriespule 46 mit einer externen (nicht gezeigten) Programmiervorrichtung, einer Ladeeinheit 50 oder einer anderen Vorrichtung auf herkömmliche Weise zu kommunizieren, um die implantierbare medizinische Vorrichtung sowohl zu programmieren als auch zu steuern sowie um extern Informationen aus der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 zu erhalten, sobald die implantierbare medizinische Vorrichtung implantiert ist. Die interne Telemetriespule 44, die eine rechteckige Form mit den Abmessungen 1,85 Zoll (4,7 Zentimeter) mal 1,89 Zoll (4,8 Zentimeter) hat und aus 150 Windungen 43-AWG-Draht aufgebaut ist, ist größer ausgeführt als der Durchmesser der Sekundärladespule 34. Die Sekundärspule 34 ist aus 182 Windungen 30-AWG-Draht aufgebaut und hat einen Innendurchmesser von 0,72 Zoll (1,83 Zentimeter) und einen Außendurchmesser von 1,43 Zoll (3,63 Zentimeter) bei einer Höhe von 0,075 Zoll (0,19 Zentimeter). Die magnetische Abschirmung 36 ist zwischen der Sekundärladespule 34 und dem Gehäuse 32 angeordnet und in ihrer Größe so bemessen, dass sie die Grundfläche der Sekundärladespule 34 abdeckt.
Die interne Telemetriespule 44, die einen größeren Durchmesser als die Sekundärspule 34 hat, wird von der magnetischen Abschirmung 36 nicht vollständig abgedeckt, wodurch ermöglicht wird, dass die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 mit der internen Telemetriespule 44 trotz der Gegenwart der magnetischen Abschirmung 36 mit der externen Programmiervorrichtung kommuniziert.
Die wiederaufladbare Leistungsquelle 24 kann unter Verwendung einer externen Ladevorrichtung 48 geladen werden, während sich die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 an ihrer Stelle in einem Patienten befindet. Bei einer bevorzugten Ausführungsform besteht die externe Ladevorrichtung 48 aus der Ladeeinheit 50 und der externen Antenne 52. Die Ladeeinheit 50 enthält die Elektronik, die zum Antreiben der Primärspule 54 mit einem oszillierenden Strom erforderlich ist, um in der Sekundärspule 34 einen Strom zu induzieren, wenn die Primärspule 54 in der Nähe der Sekundärspule 34 angeordnet ist. Die Ladeeinheit 50 ist mit der Primärspule durch ein Kabel 56 operativ gekoppelt. Bei einer alternativen Ausführungsform können die Ladeeinheit 50 und die Antenne 52 in einer einzigen Einheit kombiniert sein. Die Antenne 52 kann optional auch die externe Telemetriespule 46 enthalten, die mit der Ladeeinheit 50 operativ gekoppelt sein kann, wenn gewünscht wird, dass sie zu oder von der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 mit der externen Ladevorrichtung 48 kommuniziert. Alternativ kann die Antenne 52 optional die externe Telemetriespule 46 enthalten, die entweder einzeln oder zusammen mit der externen Ladeeinheit 48 mit der externen Programmiervorrichtung operativ gekoppelt sein kann.
Wie weiter unten ausführlicher erläutert wird, kann der neu positionierbare magnetische Kern 58 das Konzentrieren der elektromagnetischen Energie aus der Primärspule 46 unterstützen, sodass sie enger an der Sekundärspule 34 ausgerichtet ist. Außerdem kann, wie ebenfalls weiter unten ausführlicher erläutert wird, ein Energie absorbierendes Material 60 das Absorbieren von Wärme unterstützen, die in der externen Antenne 52 entsteht, wodurch außerdem das Ermöglichen einer geringeren Temperatur in der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 und/oder das Verringern der Wiederaufladezeiten unterstützt wird. Wie ebenfalls weiter unten ausführlicher erläutert wird, ist ein wärmeleitfähiges Material 62 so angebracht, dass es wenigstens einen Teil der Oberfläche der externen Antenne 52 abdeckt, die Kontakt mit der Hautgrenzfläche 38 des Patienten 18 hat.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der internen Antenne 68, wie sie in 4 und 5 gezeigt ist, sind die Sekundärspule 34 und die magnetische Abschirmung 36 von dem Gehäuse 32 getrennt, jedoch ihm benachbart, das den Rest der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 umfasst. Die interne Antenne 68 ist in einem separaten Gehäuse 74 untergebracht, das am Gehäuse 32 befestigt werden kann, sodass die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 durch eine medizinische Fachkraft im Wesentlichen als eine Einheit implantiert werden kann. Die Sekundärspule 34 ist durch Leitungen 82 mit dem Laderegelungsmodul 42 elektrisch verbunden.
Um zwischen der Primärspule 54 der externen Antenne 52 und der Sekundärspule 34 eine effiziente induktive Kopplung zu erzielen, ist es wünschenswert, die Primärspule 54 der externen Antenne 52 so nahe wie möglich bei der Sekundärspule 34 anzubringen. Üblicherweise wird die externe Antenne 52 direkt an der Hautgrenzfläche 38 angeordnet, und da die Position der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 fixiert ist, wird der Abstand über die Hautgrenzfläche 38 hinweg zwischen der Primärspule 54 und der Sekundärspule 34 minimiert, vorausgesetzt, die Antenne 52 wird dicht an der Hautgrenzfläche 38 gehalten.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann die externe Antenne 52 mittels einer Halterung 84 am Patienten 18 befestigt werden, wenn die wiederaufladbare Leistungsquelle 24 geladen wird. 6 zeigt eine Einzelteildarstellung einer bevorzugten Ausführungsform der externen Antenne 52, die an der Halterung 84 befestigt werden kann. Die Primärspule 54 ist in einer Spulenbaueinheit 86 untergebracht, die in einem unteren Gehäuse 88 sitzt. Die Primärspule kann mit dem Kabel 56 verbunden werden. Der Unterteil der externen Antenne 52 ist aus einem wärmeleitfähigen Material 90 ausgebildet. Eine drehbare Kernkappenbaueinheit 92 wird durch einen Gehäusedeckel 94 gehalten. Die drehbare Kernkappenbaueinheit 92 kann sich innerhalb der externen Antenne 52 drehen. Arretierungen 96 greifen in eine Arretierungsfeder 98 ein, um die drehbare Kernkappenbaueinheit 92 in einer von mehreren Arretierungspositionen zu positionieren. Die externe Antenne kann beispielsweise zusammen mit (nicht gezeigten) Schrauben gesichert werden, die den Gehäusedeckel 94 und das wärmeleitfähige Material 90 halten.
Die Halterung 84 ist so eingerichtet, dass sie am Körper des Patienten 18 mit einem (nicht gezeigten) Riemen befestigt werden kann, der mit Riemenschlaufen 102 an der Halterung 84 befestigt werden kann. Ösen 104 sind so eingerichtet, dass sie mit Laschen 106 im Gehäusedeckel 94 zu verbinden sind und die externe Antenne 52 in der Halterung 84 schwenkbar sichern, wenn die Aufladung durchgeführt werden soll. Die Halterung 84 hat eine Öffnung 108, die es ermöglicht, dass das wärmeleitfähige Material 90 der externen Antenne 52 mit der Haut des Patienten 18 in Kontakt kommt, wenn die externe Antenne 52 in der Halterung 84 schwenkbar gesichert ist.
Wenn die Halterung 84 mit einem Riemen über Riemenschlaufen 102 am Patienten 18 befestigt ist, ist die Hautoberfläche des Patienten 18 gewöhnlich nicht völlig eben. Ist die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 beispielsweise im Körperrumpf des Patienten 18 zu implantieren, dann verläuft der über Riemenschlaufen 102 befestigte Riemen üblicherweise um den Rumpf des Patienten 18 herum. Um den Rumpf des Patienten 18, und insbesondere um den Rumpf des Patienten 18 nahe bei der Position der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16, kann die Halterung 84 ggf. nicht vollkommen flach auf dem Patienten 18 sitzen. Dies kann insbesondere dann der Fall sein, wenn sich der Patient 18 bewegt und sich der Rumpf während einer derartigen Bewegung biegt. Es ist bevorzugt, dass die Halterung 84 nachgiebig und flexibel ist, damit sie sich der Körperform des Patienten 18 anpassen kann. Jedoch ist es auch bevorzugt, dass die Halterung 84 ausreichend starr ist, sodass die Öffnung 108 in der Halterung 84 ihre Form beibehält, um die externe Antenne 52 ordnungsgemäß aufzunehmen. Die Halterung 84 ist vorzugsweise aus PCABS gefertigt. Um die korrekte Position der Halterung 84 an der Haut des Patienten 18 beizubehalten, enthä1t die dem Patienten 18 am nächsten gelegene Oberfläche der Halterung 84 ein Material 109, das aus einem hochfesten Material, beispielsweise 40 Shore A, oder einem "zähen" Material gefertigt ist, wie etwa einem Material, das unter dem Handelsnamen "Versaflex" bekannt ist und von der GLS Corp. McHenry, Illinois, hergestellt wird. Dies trägt dazu bei, dass die externe Antenne dichter an der Hautoberfläche des Patienten 18 sitzt und dort während der Bewegungen des Patienten 18 im Lauf des Lade- oder Wiederaufladezyklus bleibt. Außerdem ist die externe Antenne 52 mittels der Ösen 104 an den Laschen 106 schwenkbar. Die Halterung 84 ist so konfiguriert, dass sich das wärmeleitfähige Material 90 durch die Öffnung 108 erstrecken und mit der Hautoberfläche des Patienten 18 in Kontakt kommen kann. Das Zulassen des Schwenkens der externen Antenne 52 und daher des wärmeleitfähigen Materials 90 ermöglicht es, dass sich eine wärmeleitfähige Oberfläche dichter an der Hautoberfläche des Patienten 18 befindet.
7 zeigt eine von oben gesehene Teilschnittansicht der externen Antenne 52 in zusammengesetzter Form, wobei sie mit dem Kabel 56 verbunden ist. Die drehbare Kernkappenbaueinheit 92 ist innerhalb der Primärspule 54 befindlich gezeigt und kann mittels der Arretierungen 96 und der Arretierungsfeder 98 an ausgewählten Drehpositionen positioniert werden. In 7 ist die drehbare Kernkappenbaueinheit mit der Arretierungsfeder 98 zwischen den Arretierungen 96 positioniert, was veranschaulicht, dass die drehbare Kernkappenbaueinheit, obwohl mehrere Arretierungspositionen verfügbar sind, zwischen Arretierungspositionen und tatsächlich an jeder Drehposition positioniert werden kann.
In 8 ist die Baueinheit der externen Antenne 52 mit der Halterung 84 gezeigt, wobei sie mit dem Kabel 56 verbunden ist. Es ist bevorzugt, dass die Halterung 84 am Patienten 18 mit Hilfe von Riemenschlaufen 102 angebracht wird und dann, nachdem die Halterung 84 am Patienten 18 angebracht wurde, die externe Antenne 52 an der Halterung 84 befestigt wird. Dass zuerst die Halterung 84 am Patient 18 angebracht wird, ermöglicht es, dass die Halterung 84 dazu dient, die externe Antenne nahe der Position der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 seitlich zu positionieren.
Typische Positionierungssysteme nach dem Stand der Technik stützen sich bei der seitlichen Positionierung auf die externe Antenne. Die externe Antenne wird um dem Körper des Patienten 18 herum bewegt, bis die beste seitliche Position gefunden ist. Wenn die beste seitliche Position gefunden ist, wird die externe Antenne vom Körper entfernt und der Unterteil der externen Antenne (der Abschnitt der externen Antenne, der Kontakt mit dem Körper des Patienten hat) wird gegen eine seitliche Bewegung gesichert. Als ein Beispiel besteht eine Möglichkeit darin, eine schützende Zwischenlage zu entfernen, sodass eine klebrige Oberfläche freigelegt wird, die es ermöglicht, die externe Antenne in der jeweiligen Position zu fixieren. Jedoch führt die Aktion des Anhebens der externen Antenne zum Entfernen der schützenden Zwischenlage und des Wiederanbringens der externen Antenne am Körper des Patienten 18 dazu, dass entscheidende Positionsinformationen verloren gehen. Es gibt keine Garantie dafür, und es ist in der Tat nicht wahrscheinlich, dass die externe Antenne an exakt der gleichen Position wie derjenigen wieder angebracht wird, die zuvor als die beste festgestellt wurde.
Im Gegensatz dazu kann die Halterung 84 der vorliegenden Erfindung dazu verwendet werden, näherungsweise die optimale Position für die externe Antenne 52 zu finden. Dies ist wegen der Öffnung 108 in der Halterung 84 relativ leicht zu bewerkstelligen. Die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 hinterlässt, wenn sie implantiert ist, am Körper des Patienten 18 gewöhnlich einen Bereich, der nicht so flach ist, wie er vor dem Implantieren war. Das bedeutet, die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 hinterlässt auf der Haut des Patienten 18 gewöhnlich einen Bereich, der etwas gewölbt ist, um den Großteil der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 unterzubringen. Für den Patienten, eine medizinische Fachkraft oder eine andere Person ist es relativ leicht, die Halterung 84 in dem allgemeinen Bereich der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 zu plazieren und die Halterung 84 herum zu bewegen, bis die von der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 verursachte Wölbung möglichst genau in der Öffnung 108 zentriert ist. Wenn die Halterung 84 seitlich bewegt wird, tendiert die Öffnung 108 selbstverständlich dazu, sich spontan auf der von der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 gebildeten Wölbung zu zentrieren. Sobald sie auf diese Weise positioniert ist, kann die Halterung 84 am Körper des Patienten 18 mit einem (nicht gezeigten) Riemen gesichert werden, der über Riemenschlaufen 102 befestigt ist. Das Sichern und/oder Festziehen, beispielsweise durch Festziehen des Riemens oder Einrasten einer Schnalle, kann erfolgen, ohne dass die Halterung 84 vom Körper des Patienten 16 entfernt wird. Dadurch kann die Halterung 84 relativ leicht über der allgemeinen Position der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 positioniert und in dieser Position gesichert werden, ohne dass sie vom Körper des Patienten 18 entfernt wird.
9 zeigt eine Querschnittsansicht der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16, die etwa einen Zentimeter weit unter der Hautgrenzfläche 38 im Patienten 18 implantiert ist, wodurch ein gewölbter Bereich 110 entsteht, der am Körper des Patienten 18 ein Bereich ist, in dem die Haut des Patienten 18 auf Grund der Implantation der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 leicht gewölbt ist. Der gewölbte Bereich 110 ist eine Hilfe beim Lokalisieren der Position der externen Antenne 52 relativ zur Sekundärspule 34. Die Halterung 84 kann näherungsweise in dem Bereich positioniert werden, in dem die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 implantiert ist. Die Öffnung 108 in der Halterung 84 kann beim Feststellen der Position der implantierbaren medizinischen Vorrichtung hilfreich sein. Die Halterung 84 kann näherungsweise über dem gewölbten Bereich 110 zentriert werden. Nachdem die externe Antenne 52 mit der Halterung 84 gekoppelt wurde, kann die Primärspule 54 allgemein auf der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 zentriert werden.
Jedoch kann die Sekundärspule 34 in bezug auf die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 ggf. nicht zentriert werden. Dies kann aus mehreren Gründen der Fall sein, wie etwa auf Grund der Notwendigkeit einer operativen Kopplung der Sekundärspule 34 mit dem Laderegelungsmodul 42. Verbindungen zum Herstellen dieser operativen Kopplung können einen physikalischen Raum an einer Seite der internen Antenne 68 erfordern, was dazu führen kann, dass die Sekundärspule 34 nicht auf der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 zentriert werden kann. Außerdem kann die Befestigung der internen Antenne 68 am Gehäuse 32 dazu führen, dass die Sekundärspule 34 nicht auf der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 zentriert werden kann. Ungeachtet der Ursache kann das Zentrieren der Halterung 84 auf dem gewölbten Gebiet 110 die Primärspule 54 in Bezug auf die Sekundärspule 34 ggf. nicht optimal positionieren, wenn die Sekundärspule 34 nicht auf der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 zentriert ist. Irgendein Versatz in der Position der Primärspule 54 und der Sekundärspule 34 kann ggf. nicht zur effizientesten Energieübertragung von der externe Antenne 52 zur implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 führen.
Innerhalb der Primärspule 54 ist ein magnetischer Kern 58 angebracht, um von der Primärspule 54 erzeugte Energie zu konzentrieren. Der magnetische Kern 58 zieht die von der Primärspule 54 erzeugten magnetischen Flusslinien an. Die Position des magnetischen Kerns 58 innerhalb der Primärspule 54 ist die seitliche Position der größten Menge an Flusslinien, die von der Primärspule 54 erzeugt werden. 10 und 11 zeigen eine von oben gesehene Teilschnittansicht bzw. eine Querschnittsansicht des magnetischen Kerns 58, der mit der Primärspule 54 verwendet wird. Der magnetische Kern 58 ist innerhalb der Primärspule 54 beweglich. Der untere Abschnitt 122 des magnetischen Kerns 58 kann innerhalb der Primärspule 58 in mehrere Positionen gedreht werden, indem die Kernkappenbaueinheit 92 gedreht wird (siehe 12). Bei einer bevorzugten Ausführungsform kann der Weg der Bewegung des magnetischen Kerns 58 an mehreren separaten Positionen verriegelt werden. Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird der magnetische Kern 58 durch die Arretierungen 96 und die Arretierungsfeder 98 (siehe 6) an vier (4) unterschiedlichen Positionen verriegelt. Der magnetische Kern 58 hat einen ebenen oberen Abschnitt 120 und einen kleineren unteren Abschnitt 122.
Wenn der magnetische Kern 58 innerhalb der Primärspule 54 neu positioniert wird, so wird auch die Konzentration des von der Primärspule 54 erzeugten magnetischen Flusses neu positioniert. Wie vorstehend angemerkt ist, wird die externe Antenne 52 im allgemeinen unter Zuhilfenahme des Tastsinns an der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 ausgerichtet. Der bewegliche magnetische Kern 58 kann dann dazu dienen, eine "Fein"-Einstellung für die seitliche Positionierung der externen Antenne 52 in bezug auf die Sekundärspule 34 zu erzielen. Nachdem die Halterung 84 am Patienten 18 gesichert wurde, wird die externe Antenne 52 an der Halterung 84 befestigt. Der magnetische Kern 58 wird dann bis zur besten seitlichen Ausrichtung mit der Sekundärspule 34 bewegt.
Der magnetische Kern 58 ist innerhalb der externen Antenne 52 von 12 positioniert gezeigt. Die Kernkappenbaueinheit 92 hält den magnetischen Kern 58 innerhalb der Baueinheit der externen Antenne 52. Der (in 12 nicht sichtbare) untere Abschnitt 122 des magnetischen Kerns 58 passt in die Aussparung 124 der Kernkappenbaueinheit 92, während der obere Abschnitt 120 des magnetischen Kerns 58 auf der Leiste 126 der Kernkappenbaueinheit 92 ruht. Der magnetische Kern 58 ist vorzugsweise ein Ferritkern. Stärker bevorzugt ist der magnetische Kern 58 aus verlustarmem Hochleistungsferrit MN60LL gefertigt, das von Ceramic Magnetics Inc., Fairfield, New Jersey, hergestellt wird. Der magnetische Kern 58 hat eine anfängliche Permeabilität von 6.500 und eine maximale Permeabilität von (typisch) 10.500 bei einem spezifischen Volumenwiderstand von 500 Ohmzentimeter.
Eine Oberfläche, vorzugsweise die oberste, des magnetischen Kerns 58 ist mit einem anhaftenden beschichteten Schaum 127 überzogen und befindet sich in der Kernkappen baueinheit 92. Der magnetische Kern 58 hat eine Tendenz, spröde zu sein. Dass der magnetische Kern 58 in der Kernkappenbaueinheit untergebracht ist, stellt sicher, dass auch dann, wenn der magnetische Kern 58 eine oder mehrere Bruchstellen aufweist, der magnetische Kern 58 noch richtig positioniert ist und weiterhin funktioniert. Der Schaum 127 unterstützt auch den Zusammenhalt des magnetischen Kerns 58 und minimiert Lücken zwischen gebrochenen Segmenten des magnetischen Kerns 58. Ferner verleiht der Schaum 127 dem magnetischen Kern 58 eine zusätzliche mechanische Stabilität, was dazu beiträgt, den magnetischen Kern 58 gegen mechanische Stöße abzufedern, wie etwa durch den Fall der externen Antenne 52 auf eine harte Oberfläche, und trägt dazu bei, hörbare Rasselgeräusche zu verhindern, die andernfalls aus einem gebrochenen magnetischen Kern 58 hervorgehen können.
Wie in 13 gezeigt ist, kann die externe Ladevorrichtung 48 entweder direkt von internen (zur Ladeeinheit 50 gehörenden) Batterien 160 oder indirekt von einer Desktop-Ladevorrichtung 162 mit Leistung versorgt werden. Die Desktop-Ladevorrichtung kann über ein Netzkabel 164 mit einer Wechselstromleistungsquelle verbunden werden, wie etwa einer üblichen, leicht erhältlichen Wandsteckdose. Die Desktop-Ladevorrichtung 162 kann als eine Mulde konfiguriert sein, die die Ladeeinheit 50 aufnehmen kann. Es können auch andere Formen der Verbindung der Desktop-Ladevorrichtung 162 mit einer Leistungsquelle verwendet werden, wie etwa durch ein hierzu vorgesehenes Leitungskabel. Die Desktop-Ladevorrichtung 162 kann die Batterien 160 in der Ladeeinheit 50 laden und/oder wiederaufladen, vorzugsweise durch induktive Kopplung unter Verwendung einer in der Desktop-Ladevorrichtung 162 positionierten Spule 167 und einer in der Ladeeinheit 50 positionierten Spule 168. Sobald sie geladen und/oder wiederaufgeladen sind, können die Batterien 160 die Leistung über eine interne Schaltung 168 und das Kabel 56 der externen Antenne 52 zuführen. Da die Ladeeinheit 50 bei einer bevorzugten Ausführungsform nicht direkt mit der Netzspannungs-Wechselstromleistungsquelle gekoppelt ist, kann die Ladeeinheit 50 mit der externen Antenne 52 dazu verwendet werden, Leistung zu übertragen und/oder die implantierte medizinische Vorrichtung 16 zu laden, während die Desktop-Ladevorrichtung 162 mit einer Netzspannungs-Wechselstromleistungsquelle gekoppelt ist. Die induktive Kopplung mit Hilfe der Spule 167 und der Spule 168 hebt die Möglichkeit einer direkten Verbindung zwischen der Netzspannungs-Wechselstromleistungsquelle und der externen Antenne 52 auf. Die Batterien 160 ermöglichen es auch, dass die Ladeeinheit 50 und damit die externe Ladevorrichtung 48 beim Übertragen von Leistung und/oder beim Laden der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 verwendet werden, während sie entweder von einer Netzspannungs-Wechselstromleistungsquelle oder von der Desktop-Ladevorrichtung 162 vollständig getrennt ist. Dies ermöglicht es wenigstens teilweise, dass der Patient 18 beweglich ist, während Leistung übertragen und/oder die implantierte medizinische Vorrichtung 16 geladen wird.
14 zeigt ein Blockschaltplan der von einem Mikroprozessor 212 gesteuerten externen Ladevorrichtung 48. Ein Sendeblock 214 besteht aus einer von einer 12-Volt-Leistungsversorgung 216 angetriebenen H-Brücken-Schaltung. Der Sendeblock 214 treibt die Primärspule 54 in der externen Antenne 52 an. H-Brücken-Steuersignale und Zeitgebung werden auf herkömmliche Weise vom Mikroprozessor 212 bereitgestellt. Die H-Brücken-Schaltung im Sendeblock 214 dient dazu, sowohl die Primärspule 54, die für die Leistungsübertragung und/oder die Aufladung verwendet wird, als auch eine Telemetrie-Antenne 218 anzutreiben. Die Auswahl des Antriebs erfolgt durch einen elektronisch steuerbaren Schalter 220. Während der Leistungsübertragung und/oder der Aufladung wird die H-Brücken-Schaltung mit 9 Kilohertz angetrieben. Während der Telemetrie wird die H-Brücken-Schaltung mit 175 Kilohertz angetrieben.
Ein Empfangsblock 222 wird nur während der Telemetrie verwendet und dabei von einem Schalter 224 freigegeben, um von der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 Uplink-Signale zu empfangen. Die Zwölf-Volt-Leistungsversorgung 216 ist ein Schaltregler, der während der Leistungsübertragung und/oder der Aufladung sowie des Telemetrie-Downlinks dem Sendeblock 214 Leistung zuführt. Die Nenn-Eingangsspannung der 12-Volt-Leistungsversorgung 216 ist entweder 7,5 Volt aus Lithiumionen-Batterien 226 oder 10 Volt aus der Desktop-Ladevorrichtung 162 (13).
Ein Strommessblock 226 misst den Strom in die 12-Volt-Leistungsversorgung 216. Der vom Strommessblock 226 gemessene Strom wird zusammen mit der Spannung der Batterien 164 bei der Berechnung der Leistung verwendet. Wie oben angemerkt, wird die Leistungseingabe bei der Berechnung der Effizienz der Leistungsübertragung und/oder der Effizienz der Aufladung verwendet, um teilweise die beste Position der externen Antenne 52 und/oder der drehbaren der Kernkappenbaueinheit 92 zu bestimmen.
Die drehbare Kernkappenbaueinheit 92 wird in der externen Antenne 52 gedreht, um die Primärspule 54 und die Sekundärspule 34 seitlich besser auszurichten. Ein Rückkopplungsmechanismus dient dazu, die beste Drehung der Kernkappenbaueinheit 92 zu bestimmen. Die externe Ladevorrichtung 48 kann bestimmen, ob die momentane Position der drehbaren Kernkappenbaueinheit 92 für die Energieübertragung und/oder die Aufladung optimal ausgerichtet ist. Die externe Ladevorrichtung 48 ermittelt bzw. misst die Leistungsausgabe der externen Ladevorrichtung 48, dividiert durch die Leistungseingabe in die externe Ladevorrichtung 48. Dieses Berechnungsergebnis ist ein Maß für die Effizienz der externen Ladevorrichtung 48. Die Leistungsausgabe ist durch die in der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 induzierte Leistung bestimmt und wird ermittelt, indem die Spannung der wiederaufladbaren Leistungsquelle 24 mit dem Ladestrom in der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 multipliziert wird. Diese Werte werden mittels Telemetrie aus der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 erhalten. Die Leistungseingabe ist durch die von der Ladeeinheit 50 erzeugte Leistung bestimmt und wird ermittelt, indem der Spannungswert der internen Spannung der Ladeeinheit 50, z. B. die Spannung einer Batterie oder von Batterien innerhalb der Ladeeinheit 50, mit dem Strom multipliziert wird, der die externe Antenne 52 antreibt.
Das Verhältnis der Leistungsausgabe zur Leistungseingabe kann dem Patienten 18 oder einer medizinischen Fachkraft oder einer anderen Person skaliert angezeigt werden, die die drehbare Kernkappenbaueinheit 92 einstellt oder die externe Antenne 52 positioniert. Die verfügbare Effizienz kann beispielsweise in separate Bereiche aufgeteilt werden und als Balken oder als Lichterreihe angezeigt werden. Die separaten Bereiche können beispielsweise linear oder logarithmisch aufgeteilt sein.
Die Effizienz als Maß für die effektive Kopplung und damit als Maß für die richtige Position der externen Antenne 52 und der drehbaren Kernkappenbaueinheit 92 zu verwenden, funktioniert nicht nur bei hohen Pegeln der Aufladung oder der Leistungsübertragung, sondern auch bei reduzierten Aufladungspegeln, beispielsweise wenn gegen Ende oder zu Beginn eines Ladezyklus mit verringerten Pegeln geladen wird.
Wenn der Patient 18 oder eine andere Person die drehbare Kernkappenbaueinheit 92 durch den gesamten Bereich von Positionen an der externen Antenne 52 bewegt hat und dabei keinen akzeptablen Effizienzpegel erzielen kann, kann der Patient 18 oder die andere Person die externe Antenne 52 von der Halterung 84 entfernen, die Halterung 84 am gewölbten Bereich 110 neu ausrichten, die externe Antenne 52 wieder an der Halterung 84 befestigen und den Prozess der Ausrichtung und der Kopplungseffizienz erneut beginnen.
15 zeigt einen Ablaufplan, der einen beispielhaften Ladevorgang unter Verwendung der externen Antenne 52 veranschaulicht. Der Prozess beginnt [Block 126] und eine Ladesitzung beginnt [Block 128] mit einer Überprüfung [Block 130]. Das Ladesystem führt Startüberprüfungen durch [Block 132]. Sind die Startüberprüfungen nicht erfolgreich, werden die in die Tabelle 1 aufgenommenen Aktionen ausgeführt. Tabelle 1
Wenn die Startüberprüfungen erfolgreich sind, wird die Telemetrie mit der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 überprüft [Block 134]. Wenn die Telemetrie erfolgreich ist, werden die in Tabelle 2 angegebenen Fehlermeldungen erzeugt. Tabelle 2
Wenn die Telemetrie-Überprüfungen erfolgreich sind, kann die externe Ladevorrichtung 48 den Ladestatus überwachen [Block 136]. Das Überwachen des Ladestatus kann das Bereitstellen einer Rückmeldung für eine Bedienungsperson umfassen, um die Bestimmung der besten Drehposition der Kernkappenbaueinheit 92 zu unterstützen.
Die Ladeereignisse werden überprüft [Block 138]. Werden keine Ladeereignisse festgestellt, werden die in Tabelle 3 angegebenen Aktionen ausgeführt. Tabelle 3
Wenn ein Ladeereignis eintritt, dann überprüft der Prozess, um zu bestimmen, ob das Laden abgeschlossen ist [Block 140]. Sobald das Laden abgeschlossen ist, endet der Prozess [Block 142].
Während Energie von der Primärspule 54 der externen Antenne 52 zur Sekundärspule 34 der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 übertragen wird, kann Wärme auch in der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 im umgebenden Gewebe des Patienten 18 erzeugt werden. Ein derartiges Entstehen von Wärme im Gewebe des Patienten 18 ist über bestimmte Grenzen hinaus unerwünscht und sollte auf akzeptable Werte begrenzt werden. Im allgemeinen ist es bevorzugt, die Temperatur der externen Antenne 52 auf nicht mehr als einundvierzig Grad Celsius (41°C) zu begrenzen und die Temperatur der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 sowie der Haut des Patienten 18 auf neununddreißig Grad Celsius (39°C) zu begrenzen. Um sicherzustellen, dass die implantierbare medizinische Vorrichtung 16 unterhalb der oberen Grenze von neununddreißig Grad Celsius (39°C) liegt, ist es bevorzugt, dass die tatsächliche Temperatur der externen Antenne 52 unterhalb von neununddreißig Grad Celsius (39°C) liegt. Im allgemeinen sollte die Temperatur der externen Antenne 52 so beibehalten werden, dass sie unterhalb der gewünschten maximalen Temperatur der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 liegt oder ihr gleich ist. Während die oben besprochenen Temperaturgrenzen gemäß derzeitigen Bestimmungen und Vorschriften bevorzugt sind, wird es anerkannt und ist es selbstverständlich, dass Bestimmungen und Vorschriften sich ändern oder unter verschiedenen Umständen unterschiedlich sein können. Dementsprechend können sich die tatsächlichen Temperaturen und Temperaturgrenzen ändern. Bei einer bevorzugten Ausführungsform unterliegen derartige Temperaturgrenzen in der Ladeeinheit 50 einer Softwaresteuerung, sodass irgendwelche derartigen Temperaturen oder Temperaturgrenzen modifiziert werden können, um den dann aktuellen Umständen zu entsprechen.
Die magnetische Abschirmung 36 dient dazu, den Abschnitt der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16, der im Titangehäuse 32 untergebracht ist, zumindest teilweise vor den durch induktive Kopplung über die Primärspule 54 hervorgerufenen Einwirkungen der Energieübertragung aus der externen Ladevorrichtung 48 zu schützen. Die magnetische Abschirmung 36 ist aus der magnetischen (auf Kobalt basierenden) Legierung Metglas 2714A gefertigt, die von Honeywell International, Conway, South Carolina, hergestellt wird. Die magnetische Abschirmung 36 ist zwischen der Sekundärspule 34 und dem Gehäuse 32 der medizinischen Vorrichtung 16 positioniert, wobei die Sekundärspule 34 der Hautgrenzfläche 38 zugewandt ist. Die magnetische Abschirmung beeinträchtigt nicht den Betrieb der Sekundärspule 34, da die magnetische Abschirmung 36 von der Primärspule 54 entfernt positioniert ist. Außerdem beeinträchtigt die magnetische Abschirmung nicht die Telemetrie zwischen der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 und einem externen Programmierer, da die magnetische Abschirmung 36 kleiner als die interne Telemetriespule 44 ist. Das bedeutet, dass die interne Telemetriespule 44 außerhalb der magnetischen Abschirmung 36 liegt.
Jedoch beschränkt das Material der magnetischen Abschirmung 36 die durch die Primärspule 54 induzierte elektromagnetische Energie im wesentlichen so stark, dass sie nicht über die magnetische Abschirmung hinaus dringt. Durch die Primärspule 54 induzierte elektromagnetische Wellen, die das Titangehäuse 32 erreichen, tendieren dazu, vom Titangehäuse 54 und seinen Bestandteilen absorbiert zu werden, und tendieren dazu, eine Temperaturerhöhung des Titangehäuses 54 zu bewirken. Während die Temperatur des Titangehäuse 54 ansteigt, kann eine derartige Temperaturerhöhung leider auf das umgebende Gewebe des Patienten 18 übertragen werden. Jedoch bewirken jegliche elektromagnetischen Wellen, die daran gehindert sind, das Titangehäuse 32 zu erreichen, keinen Temperaturanstieg.
Das wärmeleitfähige Material 62 der externen Antenne 52 ist so positioniert, dass es Kontakt mit der Haut des Patienten 18 hat, wenn die externe Antenne 52 für die Energieübertragung oder die Aufladung der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 positioniert ist. Das wärmeleitfähige Material 62 tendiert dazu, jegliche an der Hautoberfläche erzeugte Wärme zu verteilen, und dazu, jegliche derartige Wärme über einen größeren Bereich zu verteilen. Das wärmeleitfähige Material 62 tendiert dazu, die Temperatur der Hautoberfläche gleichförmiger zu machen, als es ansonsten der Fall wäre. Die Gleichförmigkeit der Temperatur tendiert dazu, die maximale Temperatur irgendeiner bestimmten Stelle an der Hautoberfläche zu begrenzen. Die Haut selbst ist ein recht guter Wärmeleiter, und eine anfängliche Verteilung irgendwelcher Wärme, die über einen größeren Hautbereich erzeugt wurde, unterstützt die Haut weiter dabei, jegliche Wärmeentstehung auf umgebendes Gewebe zu verteilen, und begrenzt weiter die maximale Temperatur irgendeiner bestimmten Stelle auf der Hautoberfläche.
Das wärmeleitfähige Material 62 ist in die Oberfläche der externen Antenne 52 eingegossen, die Kontakt mit der Hautoberfläche des Patienten 18 hat, wenn die externe Antenne 52 eine Energieübertragung zur implantierten medizinischen Vorrichtung 16 durchführt. Da das wärmeleitfähige Material 62 elektromagnetische Energie aus der Primärspule 54 durchleiten soll, sollte das wärmeleitfähige Material 62 aus einem unmagnetischen Material gefertigt sein. Es ist wünschenswert, dass das wärmeleitfähige Material 62 eine Wärmeleitfähigkeit von etwa 5,62 (BTU·inch)/(hr·foot²·°F) (0,81 W/(m·K)) hat. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist das wärmeleitfähige Material aus einem herstellerspezifischen Verbundwerkstoff mit etwa vierzig Prozent (40%) Graphit, sieben Prozent (7%) Glas in Polypropylen RTP 199 × 103410 A gefertigt, das von der RTP Company, Winona, Minnesota, hergestellt wird. Es ist außerdem bevorzugt, dass das wärmeleitfähige Material elektrisch nicht leitfähig ist, damit Wirbelströme abgeschwächt werden. Bei einer bevor zugten Ausführungsform hat das wärmeleitfähige Material einen spezifischen Volumenwiderstand von etwa 10³ Ohmzentimeter und einen spezifischen Oberflächenwiderstand von 10⁵ Ohm pro Quadrat(zentimeter).
Das Energie absorbierende Material 62 ist in der und/oder um die Primärspule 54 der externen Antenne 52 angeordnet, damit es einen Teil der von der Primärspule 54 erzeugten Energie absorbiert. Bei einer bevorzugten Ausführungsform füllt das Energie absorbierende Material 62 einen ansonsten leeren Raum der drehbaren Kernkappenbaueinheit 92 aus. Wärme, die aus Energie hervorgeht, die von der Primärspule 54 erzeugt wird, die mit der Sekundärspule 34 induktiv nicht wirksam gekoppelt ist, tendiert dazu, einen Temperaturanstieg in anderen Komponenten der externen Antenne 52 sowie möglicherweise in der Haut des Patienten 18 hervorzurufen. Wenigstens ein Teil dieses Temperaturanstiegs kann durch die Verwendung des Energie absorbierenden Materials 62 blockiert werden. Das Energie absorbierende Material 62 ist so ausgewählt, dass es in umgebenden Komponenten entstandene Wärme absorbiert und dazu tendiert, weitere Temperaturanstiege zu begrenzen. Vorzugsweise ist das Energie absorbierender Material 62 so ausgewählt, dass es Material ist, das eine Zustandsänderung bei Temperaturen durchläuft, die wahrscheinlich auftreten, wenn die Temperatur von umgebenden Komponenten während der Energieübertragung ansteigt, z. B. beim Laden unter Verwendung der externen Antenne 52.
Wenn es ein Ziel ist, die Temperatur der Haut des Patienten 18 auf neununddreißig Grad Celsius (39°C) zu begrenzen, ist es wünschenswert, Energie absorbierendes Material 62 zu verwenden, das bei oder in der Nähe der Temperaturgrenze eine Zustandsänderung zeigt. Bei diesem Beispiel kann die Verwendung eines Energie absorbierenden Materials 62 mit einer Zustandsänderung im Temperaturbe reich unmittelbar unterhalb von neununddreißig Grad Celsius (39°C), vorzugsweise im Bereich von fünfunddreißig Grad Celsius (35°C) bis achtunddreißig Grad Celsius (38°C), dabei hilfreich sein, den Anstieg in der Hauttemperatur des Patienten 18 auf höchstens die gewünschte Grenze zu begrenzen, bei diesem Beispiel auf neununddreißig Grad Celsius (39°C).
Während die Temperatur von umgebenden Komponenten der externen Antenne 52 auf eine Temperatur ansteigt, die unmittelbar unterhalb der Temperatur liegt, bei der das Energie absorbierende Material 62 seinen Zustand ändert, steht wenigstens ein Teil weiterer Wärmeenergie, die von der Primärspule 54 und umgebenden Komponenten der externen Antenne 52 erzeugt wird, dafür zur Verfügung, die Energie bereitzustellen, die für eine Zustandsänderung des Energie absorbierenden Materials 62 notwendig ist. Während sich das Energie absorbierende Material 62 im Prozess der Zustandsänderung befindet, steigt seine Temperatur nicht an. Daher dient das Energie absorbierende Material 62 während seiner Zustandsänderung dazu, wenigstens teilweise einen weiteren Anstieg in der Temperatur von Komponenten der externen Antenne 52 zu begrenzen. Da die Temperatur der Zustandsänderung des Energie absorbierenden Materials vorzugsweise so gewählt ist, dass sie nahe bei oder unmittelbar unterhalb der Temperaturgrenze der Haut des Patienten 18 liegt, tendiert das Energie absorbierende Material 62 dazu, die Temperatur von Komponenten der externen Antenne 52 so zu begrenzen, dass sie die Temperaturgrenze nicht erreicht, und tendiert außerdem dazu, die Temperatur der Haut des Patienten 18 so zu begrenzen, dass sie die maximale gewünschte Temperaturgrenze nicht erreicht.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist das Energie absorbierende Material 62 aus Wachs gefertigt, insbeson dere aus einem Wachs, das eine Zustandsänderungstemperatur aufweist, die etwa der maximal erwünschten Temperatur entspricht, die die externe Antenne 52 erreichen soll, wie etwa achtunddreißig (38) oder neununddreißig (39) Grad Celsius. Somit ist es bevorzugt, dass das Wachsmaterial, aus dem das Energie absorbierende Material gefertigt ist, bei dieser Temperatur schmilzt.
Die induktive Kopplung zwischen der Primärspule 54 der externen Antenne 52 und der Sekundärspule der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 wird bei einer Antriebs- oder Trägerfrequenz f_Träger bewerkstelligt, die im Bereich von acht (8) bis zwölf (12) Kilohertz liegt. Bei einer bevorzugten Ausführungsform beträgt die Trägerfrequenz f_Träger der externen Antenne 54 ohne Last näherungsweise neun (9) Kilohertz.
Jedoch hängt die induktive Kopplung zwischen der Primärspule 54 der externen Antenne 52 und der Sekundärspule 34 der implantierbaren medizinischen Vorrichtung von der Gegeninduktivität zwischen den Vorrichtungen ab. Die Gegeninduktivität hängt von einer Anzahl von Variablen ab. Die Primärspule 54 ist vorzugsweise aus einer Drahtspule mit einer Induktivität L und einer in Reihe oder parallel abgestimmten Kapazität C gefertigt. Die Werte sowohl der Induktivität L als auch der Kapazität C sind fest. Wenn z. B. die gewünschte Antriebsfrequenz f_Träger des Energieübertragungssystems 1 Megahertz betragen soll und die externe Antenne 52 eine Induktivität von einem Mikrohenry hat, wird eine solche Kapazität hinzugefügt, dass die Resonanzfrequenz des Energieübertragungssystems gleich der Antriebsfrequenz f_Träger wird. Die gesamte hinzuzufügende Kapazität kann aus der Gleichung ermittelt werden, gemäß der f_Reson. gleich eins, dividiert durch zwei pi (π) mal der Quadratwurzel aus L mal C ist, wobei L die Induktivität des Energieübertragungssystems ist.
Bei diesem Beispiel errechnet sich der Wert der Kapazität C, die erforderlich ist, um die externe Antenne 52 auf Resonanz bei der Trägerfrequenz von 1 Megahertz abzustimmen, zu etwa 25 Nanofarad.
Doch wenn sich die elektrischen Eigenschaften der externen Antenne 52 ändern, entweder auf Grund der reflektierten Umgebung oder auf Grund einer mechanischen Verzerrung oder einer Änderung in der Zusammensetzung der externen Antenne 52, kann sich die Induktivität L ändern. Die Induktivität L kann verändert werden, da sie aus zwei separaten Beiträgen besteht. Der erste Beitrag ist die Selbstinduktivität L_selbst der externen Antenne 52 bei f_Träger. Der zweite Beitrag ist die Gegeninduktivität L_gegen, die ein Maß für die Änderung des Stroms, der die externe Antenne 52 antreibt, und für die magnetische Wirkung oder die "Last" ist, die die Umgebung auf die externe Antenne 52 ausübt. Wenn sich die elektrischen Eigenschaften der Umgebung der externen Antenne 52 ändern, bleibt L_selbst konstant, während L_gegen sich ändert. Die Auswirkung einer Änderung in der gesamten Induktivität, gleichgültig ob diese Änderung von L_selbst oder von L_gegen herrührt, ist eine Änderung in der Resonanzfrequenz f_Reson.. Da C so gewählt wurde, dass die Resonanzfrequenz f_Reson. mit der Antriebsfrequenz f_Träger übereinstimmt, damit die Effizienz der Energieübertragung von der Primärspule 54 der externen Antenne 52 zur Sekundärspule 34 gesteigert wird, kann eine Änderung einer der beiden Größen dazu führen, dass die Resonanzfrequenz f_Reson. nicht mit der Antriebsfrequenz f_Träger übereinstimmt. Die Folge kann in einer geringeren als der optimalen Effizienz der Energieübertragung zur implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 bestehen.
Wenn sich die Antriebsfrequenz f_Träger in bezug auf die Resonanzfrequenz f_Reson. ändert, so ändert sich die scheinbare Impedanz des Energieübertragungssystems, wie sie von der Primärspule 54 erfahren wird. Die scheinbare Impedanz liegt bei einem Minimum, wenn die Antriebsfrequenz f_Träger mit der Resonanzfrequenz f_Reson. genau übereinstimmt. Jegliche Abweichung der Antriebsfrequenz f_Träger von der Resonanzfrequenz bewirkt, dass die Impedanz zunimmt. Maximale Effizienz liegt vor, wenn die Antriebsfrequenz f_Träger mit der Resonanzfrequenz, f_Reson. übereinstimmt.
Wenn sich die Impedanz des Energieübertragungssystems ändert, tut dies auch der Strom, der die Primärspule 54 antreibt. Wenn die Impedanz des Energieübertragungssystems ansteigt, nimmt der die Primärspule 54 antreibende Strom ab, da die an der Primärspule 54 anliegende Spannung relativ konstant bleibt. Ähnlich nimmt der die Primärspule 54 antreibende Strom zu, wenn die Impedanz des Energieübertragungssystems abnimmt. Wie ersichtlich ist, liegt der Punkt des maximalen Stroms, der die Primärspule 54 antreibt, bei einem Maximum, wenn die Impedanz des Energieübertragungssystems bei einem Minimum liegt, wenn die Resonanzfrequenz f_Reson. mit der Antriebsfrequenz f_Träger übereinstimmt und wenn maximale Effizienz vorliegt.
Die Impedanz des Energieübertragungssystems kann überwacht werden, da der die Primärspule 54 antreibende Strom sich in Abhängigkeit von der Antriebsfrequenz f_Träger ändert. Die Antriebsfrequenz kann verändert werden, und der die Primärspule 54 antreibende Strom kann gemessen werden, um den Punkt zu bestimmen, an dem die Impedanz des Energieübertragungssystems bei einem Minimum liegt, die Resonanzfrequenz f_Reson. mit der Antriebsfrequenz f_Träger übereinstimmt, und wenn maximale Effizienz vorliegt.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird, anstatt dass die Antriebsfrequenz f_Träger bei einer Nenn-Resonanzfrequenz f_Reson. konstant gehalten wird, die Antriebsfrequenz f_Träger geändert, bis der die Primärspule 54 antreibende Strom bei einem Maximum liegt. Dies ist nicht nur der Punkt, an dem die Impedanz des Energieübertragungssystems bei einem Minimum liegt, sondern auch der Punkt, an dem maximale Effizienz vorliegt.
Eine maximale Effizienz ist bei Systemen wie etwa Telemetriesystemem nicht so wichtig, die in einer statischen Umgebung oder für relativ kurze Zeitperioden verwendet werden. In einer statischen Umgebung kann die Resonanzfrequenz f_Reson. relativ unveränderlich sein. Ferner ist die Effizienz nicht extrem wichtig, wenn eine Energie- oder Informationsübertragung während einer relativ kurzen Zeitperiode erfolgt.
Jedoch können Systeme für die transkutane Energieübertragung während ausgedehnter Zeitperioden verwendet werden, entweder um die implantierte medizinische Vorrichtung 16 über eine ausgedehnte Zeitperiode mit Leistung zu versorgen oder um eine regenerierbare Leistungsversorgung innerhalb der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 zu laden. Abhängig von der Kapazität der regenerierbaren Leistungsversorgung und der Effizienz der Energieübertragung kann die Ladeeinheit 50 über Stunden verwendet werden und kann üblicherweise verwendet werden, während der Patient 18 ruht, oder im Lauf der Nacht, während der Patient 18 schläft. Außerdem ist die externe Antenne 52 während der ausgedehnten Zeitperiode, in der die Ladeeinheit 50 verwendet wird, am Körper des Patienten 18 angebracht. Wenn der Patient 18 versucht, während der Energieübertragung weiterhin einer normalen Routine zu folgen, wie etwa durch Ausführen normaler Bewegungen oder durch Schlafen, ist es schwierig, die externe Antenne 52 in einer völlig fixierten Position relativ zur Sekundärspule 34 zu halten. Eine Bewegung der externen Antenne 52 relativ zur Sekundärspule 34 kann zu einer Änderung in der Gegeninduktivität L_gegen, zu einer Änderung in der Impedanz und zu einer Änderung in der Resonanzfrequenz f_Reson. führen. Außerdem können sämtliche folgenden Effekte zu einer Änderung der Gegeninduktivität L_gegen führen: irgendeine Änderung in der räumlichen Positionierung des Energieübertragungssystems mit irgendeinem externen leitfähigen Gegenstand, irgendeine Änderung in den Eigenschaften der externen Antenne 52, wie beispielsweise durch Brüche im magnetischen Kern 58, eine Änderung im Ladepegel der wiederaufladbaren Leistungsquelle 24 der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 oder eine Änderung im Leistungspegel der Ladeeinheit 50.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird die Antriebsfrequenz f_Träger nicht nur anfangs, während des Einleitens der Energieübertragung, z. B. des Ladens, sondern auch während der Energieübertragung geändert, und zwar durch Verändern der Antriebsfrequenz f_Träger, um zu bewirken, dass die Antriebsfrequenz mit der Resonanzfrequenz f_Reson. übereinstimmt, wodurch eine relativ hohe Effizienz der Energieübertragung beibehalten wird. Als ein Beispiel kann die Antriebsfrequenz f_Träger ständig aktualisiert werden, um die Resonanzfrequenz f_Reson. zu suchen, oder die Antriebsfrequenz f_Träger kann, eventuell alle paar Minuten oder jede Stunde, wie gewünscht, periodisch aktualisiert werden. Eine derartige relativ hohe Effizienz in der Energieübertragung verringert die Zeitspanne, während der die Ladeeinheit 50 für eine gegebene Menge an übertragener Energie, z. B. eine gegebene Menge an Batterieladung, betrieben werden muss. Eine herabgesetzte Energieübertragungs- oder Ladezeit kann zu einer Abnahme im Ausmaß der Erwärmung der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 und des umgebenden Gewebes des Patienten 18 führen.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform umfasst die externe Ladevorrichtung 48 einen Temperatursensor 87 in der externen Antenne 52 und eine Steuerschaltung in der Ladeeinheit 50, die sicherstellen kann, dass die externe Antenne 52 akzeptable Temperaturen, im Allgemeinen ein Maximum von achtunddreißig Grad Celsius (38°C), nicht übersteigt. Der Temperatursensor 87 in der externen Antenne 52 kann dazu dienen, die Temperatur der externen Antenne 52 zu bestimmen. Der Temperatursensor 87 kann sehr nahe am wärmeleitfähigen Material 62 angeordnet sein, damit ziemlich genaue Informationen über die Temperatur der äußeren Oberfläche der externen Antenne 52 erhalten werden, die Kontakt mit dem Patienten 18 hat. Vorzugsweise ist der Temperatursensor 87 mit einem wärmeleitfähigen Klebstoff am wärmeleitfähigen Material 62 befestigt. Das wärmeleitfähige Material 62 gleicht jegliche Temperaturunterschiede aus, die andernfalls an der Oberfläche der externen Antenne 52 auftreten können, die Kontakt mit dem Patienten 18 hat. Das Positionieren des Temperatursensors 87 nahe beim wärmeleitfähigen Material 62, oder dieses berührend, ermöglicht eine exakte Messung der Kontakttemperatur.
Eine Steuerschaltung, die den Ausgang des Temperatursensors 87 verwendet, kann dann den Energieübertragungsprozess begrenzen, um die Temperatur zu begrenzen, die die externe Antenne 52 im Patienten 18 hervorruft. Wenn der Temperatursensor 87 sich voreingestellten Grenzwerten nähert oder sie erreicht, kann die Steuerschaltung eine geeignete Maßnahme ergreifen, wie etwa die Begrenzung der Menge an übertragender Energie, z. B. durch Begrenzen des die Primärspule 54 antreibenden Stroms, oder durch Begrenzen der Zeitspanne, während der Energie übertragen wird, z. B. durch Herabsetzen der Energieübertragung oder durch Ein- und Ausschalten der Energieübertragung, um einen Energieübertragungs-Tastgrad von weniger als einhundert Prozent zu erzielen.
Wenn die vom Temperatursensor erfasste Temperatur deutlich unterhalb voreingestellter Temperaturgrenzen liegt, kann es akzeptabel sein, die Temperatur mit relativ geringer Genauigkeit anzugeben. Wenn die vom Temperatursensor 87 erfasste Temperatur beispielsweise um mehr als zwei Grad Celsius (2°C) von einem voreingestellten Grenzwert von achtunddreißig Grad Celsius (38°C) abweicht, kann es akzeptabel sein, die Temperatur mit einer Genauigkeit von drei Grad Celsius (3°C) zu kennen.
Doch wenn die Temperatur der externen Antenne 52 bis auf weniger als zwei Grad Celsius (2°C) herankommt, kann es wünschenswert sein, die Temperatur mit einer wesentlich höheren Genauigkeit zu kennen, beispielsweise mit einer Genauigkeit von weniger als einem zehntel Grad Celsius (0,1°C).
Jedoch ist es im allgemeinen schwierig, eine Temperatur zu erzeugen, die über einen sehr breiten Temperaturbereich hinweg einen hohen Grad an Genauigkeit hat. Während ein Temperatursensor leicht hergestellt werden kann, der über einen sehr engen Temperaturbereich hinweg eine Auflösung von weniger als einem zehntel Grad Celsius (0,1°C) bietet, kann es schwierig sein, einen Temperatursensor herzustellen, der eine derartige Auflösung über einen breiten Temperaturbereich hinweg bietet.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform wird ein Zwei-Bereichs-Temperatursensor verwendet. Dieser Temperatursensor hat einen ersten, breiten, weniger genauen Messbereich von einunddreißig Grad Celsius (31°C) bis vierzig Grad Celsius (40°C), wobei die Genauigkeit innerhalb von drei Grad Celsius (3°C) liegt. Außerdem hat dieser Temperatursensor einen zweiten, schmaleren und genaueren Messbereich über vier Grad Celsius (4°C) hinweg, und zwar von sechsunddreißig Grad Celsius (36°C) bis vierzig Grad Celsius (40°C), wobei die Genauigkeit innerhalb von einem zehntel Grad Celsius (0,1°C) liegt.
16 veranschaulicht eine bevorzugte Ausführungsform eines Zwei-Bereichs-Temperatursensors, der den Temperatursensor 87 verwendet. Der in der externen Antenne 52 befindliche Temperatursensor 87 ist mit dem Verstärker 170 gekoppelt, der zuvor so kalibriert wurde, dass er nur im Bereich von sechsunddreißig Grad Celsius (36°C) bis vierzig Grad Celsius (40°C) arbeitet. Komponenten des Verstärkers 170 haben eine Genauigkeit, die einer Temperatur innerhalb von einem zehntel Grad Celsius (0,1°C) entspricht. Die analoge Ausgabe des Verstärkers 170 wird einem Analog-zu-digital-Umsetzer 172 übergeben, der eine digitale Ausgabe 173 mit einer Genauigkeit von einem zehntel Grad Celsius (0,1°C) erzeugt. Die analoge Ausgabe des Verstärkers 170 wird auch einem Komparator 174 übergeben, der die analoge Ausgabe mit einer bekannten Referenzspannung 176 vergleicht, die auf einen vorgegebenen Pegel eingestellt wurde, damit eine positive Ausgabe 178 erzeugt wird, wenn der Temperatursensor 87 eine Temperatur von achtunddreißig Grad Celsius (38°C) angibt, die die für die externe Antenne 52 maximal erlaubte Temperatur ist. Eine Steuerlogik in der Ladeeinheit 50 kann dann eine geeignete Maßnahme ergreifen, um weitere Temperaturerhöhungen zu begrenzen, etwa durch Beenden oder Begrenzen der weiteren Energieübertragung und/oder der Aufladung. Der Temperatursensor 87 ist auch mit einem Verstärker 182 gekoppelt. Komponenten des Verstärkers 182 haben eine Genauigkeit, bei der eine Temperatur innerhalb von drei Grad Celsius (3°C) angegeben wird, also eine weitaus geringere Genauigkeit als der Verstärker 170, aber der Verstärker 182 kann über den wesentlich größeren Temperaturbereich von einunddreißig Grad Celsius (31°C) bis fünfundvierzig Grad Celsius (45°C) betrieben werden. Die Ausgabe des Verstärkers 182 wird einem Analog-zu-digital-Umsetzer 184 übergeben, der eine digitale Ausgabe 186 mit einer Genauigkeit von drei Grad Celsius (3°C) erzeugt.
Einige oder sämtliche der verschiedenen Merkmale der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 und der Ladeeinheit 50, wie sie beschrieben sind, ermöglichen es, dass ein System für die transkutane Energieübertragung eine relativ hohe Effizienz der Energieübertragung aufweist, insbesondere in Situationen, die ein gewisses Ausmaß an Fehlausrichtung der externen Antenne 52 mit der Sekundärspule 34 mit sich bringen. Eine hohe Effizienz der Energieübertragung kann es ermöglichen, dass eine wiederaufladbare Leistungsquelle 24 der implantierbaren medizinischen Vorrichtung 16 innerhalb einer kürzeren Zeitperiode geladen oder wiederaufgeladen wird, als es andernfalls möglich wäre. Alternativ oder zusätzlich kann eine hohe Effizienz der Energieübertragung es ermöglichen, dass eine transkutane Energieübertragung mit einer höheren Rate erfolgt, als es andernfalls möglich wäre, da ein höherer Anteil der von der Ladeeinheit 50 erzeugten Energie tatsächlich umgesetzt wird, um die wiederaufladbare Leistungsquelle 24 zu laden, anstatt dass sie in der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 und/oder im umgebenden Gewebe des Patienten 18 Wärme erzeugt. Alternativ oder zusätzlich kann eine hohe Effizienz der Energieübertragung dazu führen, dass in der implantierten medizinischen Vorrichtung 16 und/oder im umgebenden Gewebe des Patienten 18 geringere Temperaturen hervorgerufen werden. Alternativ oder zusätzlich kann eine hohe Effizienz der Energieübertragung ein höheres Ausmaß an Fehlausrichtung der externen Antenne 52 mit der Sekundärspule 34 ermöglichen, was wirksam dazu führt, dass der Patient 18 sich besser bewegen kann.

Claims

Externe Leistungsquelle (48) für eine implantierbare medizinische Vorrichtung (16) mit einer therapeutischen Baugruppe (28) und einer Sekundärspule (34), die operativ mit der therapeutischen Baugruppe (28) gekoppelt ist, mit: einer Primärladespule (54), die in der Lage ist, die Sekundärspule (34) transkutan induktiv mit Energie zu versorgen bzw. zu energetisieren, wenn sie in der Nähe der Sekundärspule (34) angeordnet ist bzw. wird; einer Antriebsschaltung (50), die mit der Primärladespule (54) zur Erregung der Primärladespule (54) gekoppelt ist; einer wiederaufladbaren Leistungsquelle (160), die operativ mit der Antriebsschaltung (50) gekoppelt ist; einer Sekundärwiederaufladespule (168), die operativ mit der wiederaufladbaren Leistungsquelle (160) gekoppelt ist; und einer Primärwiederaufladespule (167), die zur Kopplung mit einer Wechselstromleistungsquelle eingerichtet ist, die, wenn sie in der Nähe der Sekundärwiederaufladespule (168) angeordnet ist, induktiv die Sekundärwiederaufladespule (168) energetisieren kann, um die wiederaufladbare Leistungsquelle (160) zu laden.
Externe Leistungsquelle (48) nach Anspruch 1, bei der die implantierbare medizinische Vorrichtung (16) eine interne wiederaufladbare Leistungsquelle (160) aufweist, wobei die therapeutische Baugruppe (28) operativ gekoppelt ist mit der internen wiederaufladbaren Leistungsquelle (160), wobei die Sekundärspule (34) in der Lage ist, die interne wiederaufladbare Leistungsquelle (160) zu laden.
Externe Leistungsquelle (48) nach einem der Ansprüche 1 oder 2, bei der die Primärwiederaufladespule (167) in einer Mulde bzw. Wiege angeordnet ist, die in der Lage ist, die Sekundärwiederaufladespule (168) zum Laden der wiederaufladbaren Leistungsquelle (160) aufzunehmen.
Externe Leistungsquelle (48) nach einem der Ansprüche 1 oder 2, bei der die implantierbare medizinische Vorrichtung (16) eine interne wiederaufladbare Leistungsquelle (160) aufweist, die operativ gekoppelt ist mit der therapeutischen Baugruppe (28), und wobei die Sekundärquelle (34) die interne wiederaufladbare Leistungsquelle (160) lädt, wenn sie durch die Primärwicklung angetrieben wird.
System zur transkutanen Energieübertragung, mit: einer implantierbaren medizinischen Vorrichtung (16), die aufweist: eine therapeutische Baugruppe (28) zur Bereitstellung einer therapeutischen Abgabe bzw. Ausgabe; eine Sekundärspule (34), die operativ gekoppelt ist mit der therapeutischen Baugruppe (28); und eine externe Leistungsquelle (48) nach Anspruch 1.
Verfahren zur transkutanen Energieübertragung an eine medizinische Vorrichtung (16), die in einem Patienten implantiert ist und eine therapeutische Baugruppe (28) und eine Sekundärspule (34), die operativ gekoppelt ist mit der therapeutischen Baugruppe (28), aufweist, mit folgenden Schritten: Positionieren einer Primärladespule (54) extern bzw. außerhalb des Patienten in der Nähe der Sekundärspule (34); induktives Energetisieren der Sekundärspule (34) mit der Primärladespule (54) über eine Antriebsschaltung, die von einer wiederaufladbaren Leistungsquelle (160) angetrieben wird; Positionieren einer Sekundärwiederaufladespule (168), die operativ gekoppelt ist mit der wiederaufladbaren Leistungsquelle (160), in der Nähe einer Primärwiederaufladespule (167), die eingerichtet ist, um mit einer Wechselstromleistungsquelle gekoppelt zu werden, um die wiederaufladbare Leistungsquelle (160) zu laden.
Verfahren nach Anspruch 6, bei dem der Schritt des Positionierens eine Einstellung bzw. Positionierung der Sekundärwiederaufladespule (168) in einer Mulde bzw. Wiege, die die Primärwiederaufladespule (167) aufweist, enthält.