УСТРОЙСТВО ДЛЯ ИНДУКТИВНОЙ ПЕРЕДАЧИ ЭНЕРГИИ К ИМПЛАНТИРУЕМЫМ МЕДИЦИНСКИМ ПРИБОРАМ
DEVICE FOR INDUCTIVE ENERGY TRANSFER TO IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES

Изобретение относится к области медицинской техники и может быть использовано для энергообеспечения имплантируемых медицинских приборов (ИМП). К таким приборам относятся кардиостимуляторы, имплантируемые кардиовертер-дефибрилляторы, нейростимуляторы спинного мозга, приборы глубокой стимуляции мозга, имплантируемые инфузионные помпы, моторизированные телескопические дистракционные стержни (интеллектуальный ортопедический имплантат), кохлеарные имплантаты, имплантируемые медицинские датчики, визуальные протезы (протезы сетчатки), устройства вспомогательного кровообращения и др.
В настоящее время беспроводная чрескожная передача энергии с использованием индуктивной связи применяется в имплантатах малой и средней мощности, например, в кохлеарных имплантатах [1-3], нейростимуляторах спинного мозга [4, 5], визуальных протезах [1, 2, 6], приборах глубокой стимуляции мозга [2, 7], интеллектуальных ортопедических имплантатах [1]. При этом такой тип передачи энергии рассматривается как перспективная технология энергообеспечения других ИМП, например, систем механической поддержки кровообращения [1], беспроводных капсульных эндоскопов [8], кардиостимуляторов и кардиовертер-дефибрилляторов [9] и имплантируемых устройств для мониторинга электрокардиограммы [10].
При проектировании индуктивных систем питания ИМП большое внимание уделяется проблеме компенсации смещений, т.е. минимизации перепадов выходной мощности при изменении положения приемной и передающей катушек относительно друг друга [5, 11, 12].
Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в котором для компенсации смещений используются средства механической фиксации положения приемной и передающей катушек с использованием постоянных магнитов как в кохлеарных имплантатах [13]. Достоинством такого устройства является относительная техническая простота компенсации смещений, существенным недостатком - невозможность компенсации осевых (продольных) смещений, а так же дополнительное негативное воздействие на ткани, окружающие катушки (натяжение/сдавливание кожи).
Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в котором стабильный уровень выходной мощности при изменении взаимного положения передающей и приемной катушек поддерживается за счет механической корректировки положения передающей катушки с помощью рельс и шарниров [14]. Существенным недостатком этого метода является использование движущихся частей для компенсации положения катушек, что приводит к снижению надежности всей конструкции, а также увеличению ее габаритов за счет рельс для смещений.
Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в которых стабильный уровень выходной мощности при изменении взаимного положения передающей и приемной катушек поддерживается за счет изменения рабочей частоты устройства [15]. Достоинством этого устройства является возможность компенсации смещений во всех направлениях, недостатком - необходимость изменения рабочей частоты в широком диапазоне. Между тем, изменение рабочей частоты устройства в широких пределах не всегда допускается регулирующими документами, и в любом случае существенно усложняет проблему взаимных помех с другим радиоизлучающими устройствами.
Известно устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, в котором используется модуль определения расстояния и регистрации изменения смещений с помощью электромагнитного, ультразвукового или инфракрасного датчиков [16].
Существенным недостатком этого устройства является то, что в нем используется косвенная регистрация факта смещения. Это позволяет компенсировать эффект смещений лишь частично, поскольку имеющейся информации недостаточно для определения геометрических характеристик смещения (линейных и угловых) и возможность компенсации смещений за счет перемещения внешней (передающей) катушки отсутствует.
Наиболее близким к предлагаемому является устройство для беспроводного чрескожного энергообеспечения имплантируемых медицинских приборов [17]. В этом устройстве проблема компенсации смещений решена за счет использования в контуре генерации переменного тока, построенном на основе усилителя класса Е, двух управляемых напряжением переменных конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности, или двух массивов последовательно подключенных переключаемых конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности, или двух массивов параллельно подключенных переключаемых конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности. Такое решение позволяет скомпенсировать изменения отраженного импеданса при изменении взаимного положения приемной и передающей катушек индуктивности, и тем самым позволяет обеспечить поддержание стабильной мощности на нагрузке, максимально близкой к номинальному значению.
Можно выделить два существенных недостатка прототипа. Необходимость одновременного изменения емкости двух конденсаторов приводит к дополнительному паразитному шуму и увеличению энергопотребления схемы, особенно при устранении влияния быстрых регулярных смещений, вызванных дыхательными движениями, или возникающих при ходьбе или беге. Более существенным недостатком является усложнение схемы генератора переменного тока, что снижает надежность устройства. Между тем, надежность работы является одним из основных требований к системам индуктивной передачи энергии медицинского назначения.
Задача изобретения - повышение надежности и упрощение конструкции системы чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи.
Это достигается тем, что предлагаемое устройство для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам включает в себя передающий модуль с передающей катушкой индуктивности, генерирующей переменное магнитное поле; приемный модуль с приемной катушкой индуктивности; модуль определения взаимного положения приемного и передающего модулей, оснащенный средствами звуковой и/или визуальной сигнализации и/или средствами обмена данными с внешними устройствами отображения информации; подстроенный модуль, подключенный к модулю питания и содержащий в себе вычислительный блок с микроконтроллером и исполнительный блок с контуром генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е, включающим переменный конденсатор, подключенный параллельно к передающей катушке индуктивности, и отличается тем, что конденсатор в составе контура генерации переменного тока на основе конструкции усилителя класса Е, подключенный последовательно к передающей катушке индуктивности, имеет фиксированную емкость.
Регулировка выходной мощности осуществляется путем изменения емкости параллельно подключенного конденсатора, управляемого напряжением, либо за счет изменения суммарного номинала массива последовательно или параллельно соединенных конденсаторов, подключенного последовательно к катушке индуктивности. Изменение емкости осуществляется таким образом, чтобы скомпенсировать изменения отраженного импеданса при изменении взаимного положения приемной и передающей катушек индуктивности и, таким образом, обеспечить поддержание мощности на нагрузке, максимально близкой к номинальному значению.
В предлагаемом устройстве в значительной степени устранен наиболее важный недостаток прототипа: уменьшена сложность конструкции за счет использования одного конденсатора с фиксированным номиналом и одного конденсатора с переменным номиналом (или массива переключаемых конденсаторов), а не двух конденсаторов с переменным номиналом (или массивов переключаемых конденсаторов). Одновременно, в предлагаемом устройстве сохранены все основные возможности прототипа.
Исполнительный блок в составе подстроечного модуля реализуется с использованием контура генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е [18, 19], с изменяемой величиной емкости шунтирующего конденсатора и заранее выбранной и зафиксированной величиной емкости последовательного конденсатора. Изменение емкости шунтирующего конденсатора позволяет управлять величиной мощности тока, поступающего от приемного модуля на нагрузку (ИМП) без изменения рабочей частоты системы.
Изменение емкости шунтирующего конденсатора в контуре генерации переменного тока на основе усилителя мощности класса Е в исполнительном блоке подстроечного модуля осуществляется с использованием массива переключаемых конденсаторов для установки требуемых величин емкости шунтирующего конденсатора. Реализацией изменения емкости шунтирующего конденсатора в контуре генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е в исполнительном блоке в составе подстроечного модуля так же является использование управляемого напряжением переменного конденсатора (варикапа или трансформатора емкости). Следует отметить, что диапазон возможного изменения емкости существующих варикапов ограничен, в связи с чем, в зависимости от требуемых выходных характеристик устройства, может быть использован либо управляемый напряжением переменный конденсатор, либо описанный выше массив переключаемых конденсаторов, обеспечивающий существенно больший диапазон возможного изменения емкости.
На фиг. 1 представлена блок-схема предлагаемого устройства для индуктивной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам, где:
1 - передающий модуль с передающей катушкой индуктивности;
2 - приемный модуль с приемной катушкой индуктивности;
3 - биологическая ткань;
4 - модуль определения взаимного положения приемного и передающего модулей;
5 - подстроечный модуль;
6 - вычислительный блок в составе подстроечного модуля;
7 - исполнительный блок в составе подстроечного модуля;
8 - модуль питания (источник постоянного напряжения):
9 - последовательно подключенный конденсатор с фиксированной емкостью;
10 - параллельно подключенный конденсатор с переменной емкостью.
На фиг. 2 показана зависимость выходной мощности от номинала последовательно подключенного конденсатора для двух значений расстояния между катушками индуктивности.
На фиг. 3 показана зависимость выходной мощности от номинала параллельно подключенного конденсатора для двух значений расстояния между катушками индуктивности.
На фиг. 4 показана зависимость выходной мощности от расстояния между катушками для предложенного устройства (сплошная линия) и прототипа (пунктирная линия).
Предлагаемое устройство работает следующим образом. Постоянный ток от модуля питания преобразуется в переменный ток в исполнительном блоке с модулем генерации переменного тока в составе подстроечного модуля. Переменный ток поступает на передающую катушку индуктивности в составе передающего модуля. Генерируемое этим током переменное магнитное поле вызывает индукционный ток в принимающей катушке в составе приемного модуля, который используется для питания ИМП. При изменении положения передающего модуля относительно приемного модуля, которое регистрируется модулем определения взаимного положения приемного и передающего модулей, информация об этом изменении поступает в вычислительный блок подстроечного модуля. Этот блок определяет величину необходимого изменения номинала конденсатора, подключенного параллельно к передающей катушке индуктивности, и генерирует управляющий сигнал, приводящий к изменению номинала конденсатора. За счет этого изменения поддерживается постоянная мощность тока в приемном модуле.
series
r
gen
load
r
Представленные на фиг. 2-4 результаты расчетов получены для схемы со следующими параметрами: рабочая частота устройства 1 МГц, собственная индуктивность передающей катушки в передающем модуле (L) 10 мкГн, собственная индуктивность приемной катушки в приемном модуле (L) 10 мкГн, амплитуда генератора переменного сигнала (V) 5 В, источника тока 50 мА, сопротивление нагрузки (R) - 50 Ом, емкость конденсатора в приемном модуле (C) 2,53 нФ.
Фиг. 2 демонстрирует возможность технической реализации схемы подстройки с изменением емкости только одного конденсатора. Приведенные на рисунке кривые соответствует выходной мощности системы при работе усилителя мощности в режиме «переключения при нулевом напряжении» для двух различных значений расстояния между катушками индуктивности (черная кривая - 11 мм, серая кривая - 15 мм). А именно, на графике показано, что существует значение емкости последовательного конденсатора (в примере - 2,96 нФ), вблизи которого при изменении емкости в пределах ±6% (что соответствует перепаду номиналов промышленных конденсаторов) выходная мощность меняется в широком диапазоне () в относительно узком диапазоне изменений номинала последовательного конденсатора (от 2 до 3 Вт в рассмотренном примере, заштрихованная область на рисунке).
Параметры для расчета, результаты которого представлены на фиг. 3, аналогичны параметрам для фиг. 2. Пунктирная линия соответствует заданной номинальной мощности в 2,5 Вт и емкости последовательного конденсатора 2,96 нФ. По рисунку видно, что изменения номинала шунтирующего конденсатора в диапазоне 2,2…5,6 нФ (без изменения номинала последовательного конденсатора) позволяет поддерживать стабильную, постоянную выходную мощность на уровне 2,5 Вт при изменении расстояния между катушками индуктивности от 11 до 15 мм.
Так же фиг. 3 иллюстрирует процесс определения требуемой величины емкости шунтирующего конденсатора в вычислительном блоке подстроечного модуля. По измеренной величине осевого смещения из заранее записанного в память микроконтроллера массива данных вида «осевое смещение - емкость шунтирующего конденсатора» выбирается соответствующая пара, которая входит в заштрихованную область. При этом сам массив формируется на основе расчетов, соответствующих графикам, представленным на фиг. 3: для каждого значения осевого расстояния выбираются значения емкости шунтирующего конденсатора, соответствующие распределению в области, имеющей минимальное отклонение от заданной номинальной мощности для заданной величины осевого смещения.
На фиг. 4 представлено сравнение расчетных значений выходной мощности для системы с изменением емкости двух конденсаторов (пунктирная линия) и предложенной схемой (сплошная линия). Видно, что предложенная схема обеспечивает результат, близкий к результату, обеспечиваемому с помощью прототипа, но этот результат достигается за счет использования существенно более простой и надежной схемы.
Приведенные расчетные данные показывают, что предложенное устройство обеспечивает решение поставленной технической задачи - а именно, обеспечивает повышение надежности и упрощение конструкции системы чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи. При этом показана возможность компенсации влияния осевых смещений с помощью изменения емкости одного шунтирующего конденсатора, компенсация которых в прототипе была возможна только путем одновременного изменения шунтирующего и последовательного конденсаторов. Расчетные значения требуемых величин электронных компонент находятся в пределах номиналов серийно выпускающихся изделий, и, таким образом, можно утверждать, что предлагаемое устройство может быть реализована на существующем уровне техники.
Дополнительным преимуществом предлагаемого устройства по сравнению с прототипом является снижение уровня шума при изменении емкости конденсаторов, поскольку изменяется номинал одного, а не двух конденсаторов. Это уменьшает потери в контуре генерации переменного тока и приводит к повышению эффективности передачи энергии.
Источники информации
1. Ahire D.B. and Gond V.J. Wireless power transfer system for biomedical application: A review // 2017 International Conference on Trends in Electronics and Informatics (ICEI). - 2017. - P. 135-140.
2. Barbruni G.L., Ros P.M., Demarchi D., Carrara S. and Ghezzi D. Miniaturised Wireless Power Transfer Systems for Neurostimulation: A Review // IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems. - 2020. - Vol.14. - No. 6. -P. 1160-1178.
3. Taalla R.V., Arefin M.S., Kaynak A. and Kouzani A.Z. A Review on Miniaturized Ultrasonic Wireless Power Transfer to Implantable Medical Devices // IEEE Access. - 2019. - Vol.7. - P. 2092-2106.
4. Agarwal K., Jegadeesan R., Guo Y. and Thakor N.V. Wireless Power Transfer Strategies for Implantable Bioelectronics // in IEEE Reviews in Biomedical Engineering. - 2017. - Vol.10. - P. 136-161.
5. Schormans M., Valente V. and Demosthenous A. Practical Inductive Link Design for Biomedical Wireless Power Transfer: A Tutorial // IEEE Transactions on Biomedical Circuits and Systems. - 2018. - Vol.12. - No. 5. - P. 1112-1130.
6. Arman A., Ross C., Anne B. et al. Laser Driven Miniature Diamond Implant for Wireless Retinal Prostheses // Advanced Biosystems. - 2020. - Vol.4. - No. 11.-P. 2000055.
7. Yujing Z., Chunhua L., Yongcan H. Wireless Power Transfer for Implanted Medical Application: A Review // Energies. - 2020. - Vol.13. - No. 11. - P. 2837.
8. Khan S.R., Sumanth K.P., Gerard C. and Marc P.Y. Wireless power transfer techniques for implantable medical devices: A review // Sensors. - 2020. - Vol.20.-No. 12.-P. 3487.
9. Haerinia, M., Shadid, R. Wireless Power Transfer Approaches for Medical Implants: A Review // Signals. - 2020. - Vol.1. - No. 2. - P. 209-229.
10. Kim J., et al. A wireless power transfer based implantable ECG monitoring device // Energies. - 2020. - Vol.13. - No. 4. - P. 905.
11. Данилов A.A., Миндубаев Э.А., Селищев С.В. Методы компенсации смещений катушек в системах индуктивной чрескожной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам // Медицинская техника. - 2017. -№1.-С.41-44.
12. Исмагилов Ф.Р., Вавилов В.Е., Нургалиева Р.А. и Минияров А.Х. Устройства электроснабжения аппаратов вспомогательного кровообращения // Омский научный вестник. - 2020. - №1(169). - С.27-31.
13. Патент США US 20200261724 А1.
14. Патент КНР CN 211377643 U.
15. Патент КНР CN 111342243 В
16. Международный патент WO 2021143342А1
17. Патент РФ RU 2752139С1 - прототип
18. Патент КНР CN 206542256U.
19. Enver Gurhan Kilinc, Catherine Dehollain, Franco Maloberti, Remote Powering and Data Communication for Implanted Biomedical Systems, Springer, 2016. 146 p.