Устройство для чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи
DEVICE FOR PERCUTANEOUS ENERGY TRANSFER USING INDUCTIVE COUPLING

Изобретение относится к области медицинской техники и может быть использовано для энергообеспечения имплантируемых медицинских приборов (ИМП). К таким приборам относятся кардиостимуляторы, имплантируемые кардиовертеры / дефибрилляторы, нейростимуляторы, имплантируемые инфузионные помпы, моторизированные телескопические дистракционные стержни, кохлеарные имплантаты, визуальные протезы (искусственная сетчатка), устройства механической поддержки кровообращения и др. Также изобретение может найти применение в тех областях техники, где есть необходимость в беспроводной передаче энергии на короткие расстояния, например, в области энергообеспечения портативных цифровых устройств и транспорта на электрической тяге.
В настоящее время беспроводная чрескожная передача энергии с использованием индуктивной связи является одним из основных направлений развития энергообеспечения ИМП. В основе этой технологии лежит использование явления электромагнитной индукции: переменное магнитное поле, формируемое подключенной к источнику тока внешней (передающей) катушкой индуктивности, вызывает в имплантируемой (приемной) катушке индуктивности индукционный ток, который используется для питания ИМП.
На сегодняшний день беспроводная чрескожная передача энергии с использованием индуктивной связи применяется в имплантатах малой и средней мощности, например, в кохлеарных имплантатах [1-4], нейростимуляторах [5] и визуальных протезах [6-7], и рассматривается как перспективная технология энергообеспечения других ИМП, в первую очередь систем механической поддержки кровообращения [8-9].
Одной из основных проблем проектирования устройств для чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи к ИМП является проблема минимизации перепадов выходной мощности при изменении параметров работы устройства. Наиболее сильное влияние на изменение параметров оказывают смещения передающей и приемной катушек индуктивности относительно номинального положения [10]. При этом сами смещения можно разделить на три основных типа [10]:
- медленные нерегулярные, которые вызываются изменением состояния биологической ткани в месте имплантации катушек индуктивности, например, послеоперационным отеком, воспалительным процессом или миграцией имплантата;
- быстрые нерегулярные, которые вызываются движениями пациента;
- быстрые регулярные, которые вызываются при ходьбе дыхании.
Геометрически смещения можно разделить на продольные (осевые), боковые (латеральные), угловые и вращательные [10].
Известен ряд устройств, в которых для компенсации смещений используются средства механической фиксации положения приемной и передающей катушек с использованием текстильной застежки типа VELCRO или постоянных магнитов [11-13]. Механическая фиксация положения позволяет уменьшить или даже полностью устранить влияние некоторых типов смещений на уровень выходной мощности. Существенным недостатком этого метода является то, что он не позволяет устранить или снизить влияние продольных смещений (увеличение расстояния между приемной и передающей катушками) любого из трех описанных выше типов. Дополнительными недостатками являются возникновения нежелательных последствий для самочувствия и удобства пациента, а так же ограничения на применение магниторезонансной томографии.
Также известен ряд устройств для беспроводной индуктивной передачи энергии, в которых стабильный уровень выходной мощности при изменении взаимного положения передающей и приемной катушек поддерживается за счет изменения рабочей частоты устройства [14, 15]. Существенными недостатками такого подхода являются необходимость использования рабочих частот широкого диапазона, что не всегда допускается существующими регулирующими документами и может приводить к усугублению возможных проблем взаимных помех со стороны устройства и других радиоизлучающих устройств и систем.
Известно устройство для беспроводного чрескожного энергообеспечения имплантируемых медицинских приборов, в котором смещения приемной и передающей катушек компенсируются за счет выборочного подключения одного или нескольких проводников из множества в передающей и приемной катушек [16]. Изменение собственной индуктивности и добротности катушек индуктивности позволяет снизить перепад мощности на нагрузке. Существенными недостатками такого подхода является грубость подстройки параметров системы, из-за необходимости использования относительно крупных проводников для изменения индуктивности катушек, и существенное снижение общей надежности устройства.
Известны устройства, в которых используются детекторы смещений, регистрирующие изменение параметров электрического сигнала в передающей или приемной части системы [17, 18]. Существенным недостатком этого метода 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 [19]. В этом устройстве проблема снижения эффективности чрескожной передачи энергии при изменении положения передающего модуля относительно приемного модуля решена за счет использования модуля определения взаимного положения передающего и приемного модулей с использованием ультразвука. Такое решение позволяет корректировать положение приемного и передающего модулей относительно друг друга для достижения максимальной эффективности передачи энергии. Можно выделить два существенных недостатка прототипа: в этом устройстве не решена проблема изменения осевого расстояния между передающим и приемным модулями, поскольку такие смещения невозможно устранить вручную; и не решена проблема устранения влияния быстрых регулярных смещений, вызванных дыхательными движениями, или возникающих при ходьбе или беге [10].
Задача изобретения - повышение стабильности чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи при изменении взаимного положения передающего и приемного модулей.
Это достигается тем, что предлагаемое устройство для чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи дополнительно содержит подключенный к модулю питания подстроечный модуль, содержащий в себе вычислительный блок с микроконтроллером и исполнительный блок с контуром генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е, причем контур генерации переменного тока содержит два управляемых напряжением переменных конденсатора (варикапа), подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности, или два массива последовательно подключенных переключаемых конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности, или два массива параллельно подключенных переключаемых конденсаторов, подключенных последовательно и параллельно к передающей катушке индуктивности. Изменение емкостей в нагрузочной цепи усилителя мощности класса E 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 устранен наиболее важный недостаток прототипа: если в прототипе невозможна компенсация изменения осевых смещений, поскольку эти изменения нельзя устранить путем перемещения передающего модуля по отношению к приемному модулю, в предлагаемом устройстве эта проблема решена за счет подстройки параметров контура генерации переменного тока в исполнительном блоке подстроенного модуля. Кроме того, в предлагаемом устройстве так же возможна компенсация в автоматическом режиме влияния быстрых регулярных смещений, вызванных дыханием или ходьбой, что так же невозможно в прототипе. Одновременно, в предлагаемом устройстве сохранены все основные возможности прототипа, в том числе возможность восстановления близкого к номинальному относительного положения передающего и приемного модулей на основе информации, полученной пациентом от модуля определения взаимного положения. Таким образом, в предлагаемом устройстве устранены или сглажены те или иные недостатки всех перечисленных выше устройств, и при этом устройстве реализована возможность компенсации всех типов смещений (медленных нерегулярных, быстрых нерегулярных, быстрых регулярных) для всех четырех вариантов (осевые, боковые, угловые, вращательные).
Исполнительный блок в составе подстроенного модуля реализуется с использованием контура генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса E [20, 21], с изменяемыми величинами емкости шунтирующего конденсатора и/или последовательного конденсатора. Изменение емкости шунтирующего конденсатора и/или последовательного конденсатора позволяет управлять величиной мощности тока, поступающего от приемного модуля на нагрузку (ИМП) без изменения рабочей частоты системы.
n-1
n
Изменение емкости шунтирующего и/или последовательного конденсаторов в контуре генерации переменного тока на основе усилителя мощности класса E в исполнительном блоке подстроенного модуля осуществляется с использованием массива переключаемых конденсаторов для установки требуемых величин емкости шунтирующего конденсатора и/или последовательного конденсатора. Управление массивом переключаемых конденсаторов можно реализовать с помощью электрических коммутационных аппаратов (ключей) для замыкания и/или размыкания электрической цепи, подключенных ко входу каждого конденсатора в массиве. Реализацией массива конденсаторов является использование n параллельно подключенных конденсаторов, номинальная емкость первого определяется как 1 нф, а номинальная емкость n-го определяется по формуле 2 нФ. Такой набор конденсаторов позволяет задавать требуемую емкость в пределах 1…2 нФ с точностью 1 нФ.
Реализацией изменения емкости шунтирующего и последовательного конденсаторов в контуре генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса E в исполнительном блоке в составе подстроенного модуля так же является использование управляемого напряжением переменного конденсатора (варикапа). Благодаря изменению напряжения на входе варикапа, происходит зависимое изменение его емкости. Напряжение на входе варикапа может изменяться с помощью микроконтроллера с выходным контактом, реализующий широтно-импульсную модуляцию (ШИМ). На большинстве микроконтроллерах вход ШИМ позволяет плавно изменять напряжение от 0 до 5 вольт. Такое напряжение удовлетворяет входному напряжению большинства варикапов. 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 варикап, либо описанный выше массив переключаемых конденсаторов, обеспечивающий существенно больший диапазон возможного изменения емкости.
Вычислительный блок в составе подстроенного модуля должен содержать как минимум один микроконтроллер, позволяющий определять требуемую величину емкости шунтирующего конденсатора и последовательного конденсатора на основании полученных от модуля определения взаимного положения данных. Реализацией метода определения вычислительным блоком требуемых величин емкости шунтирующего конденсатор и/или последовательного конденсатора является запись в память микроконтроллера контрольного массива данных вида «осевое смещение - емкость шунтирующего конденсатора - емкость последовательного конденсатора» и выбор пары требуемых значений величины емкости на основе данных о величине осевого смещения, полученных от модуля определения взаимного положения приемного и передающего модулей. Реализацией метода так же является предварительная запись в память микроконтроллера массива данных, содержащего пары типа «емкость шунтирующего конденсатора - емкость последовательного конденсатора - осевое смещение - боковое смещение», или любых других комбинаций смещений.
На фиг. 1 представлена блок-схема предлагаемого устройства для чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи, где:
1 - передающий модуль с передающей катушкой индуктивности;
2 - приемных модуль с приемной катушкой индуктивности;
3 - биологическая ткань;
4 - модуль определения взаимного положения приемного и передающего модулей;
5 - подстроенный модуль;
6 - вычислительный блок в составе подстроенного модуля;
7 - исполнительный блок в составе подстроенного модуля;
8 - модуль питания (источник постоянного напряжения).
На фиг. 2 показан пример изменения выходной мощности при осевом смещении приемного и передающего модулей относительно друг друга.
На фиг. 3 приведен пример, показывающий возможный технический эффект от настоящего изобретения.
Приведенные на фиг. 2 результаты расчета получены для следующих параметров: рабочая частота устройства 1 МГц, собственная индуктивность передающей катушки в передающем модуле 10 мкГн, собственная индуктивность приемной катушки в приемном модуле 10 мкГн, собственная индуктивность дросселя в усилителе мощности класса E для генерации постоянного тока 1000 мкГн, амплитуда генератора переменного сигнала 5 В, напряжение модуля питания (источника постоянного напряжения) 7 В, сопротивление нагрузки (ИМП) - 50 Ом, емкость конденсатора в приемном модуле 2,53 нФ. Расчет выполнялся для устройства, в котором используется контур генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е. Усилитель мощности настроен таким образом, чтобы устройство обеспечивало номинальную выходную мощность в 1 Вт вблизи центра диапазона возможных смещений, т.е. точки, соответствующей смещению в 12,5 мм. Приведенный расчет показывает, что изменение осевого смещения в пределах, характерных для энергообеспечения ИМП, т.е. от 10 до 15 мм, приводит к существенному изменению выходной мощности устройства для чрескожной передачи энергии с помощью индуктивной связи, а именно, величина выходной мощности снижается с 1,2 до 0,8 мВт. При номинальной мощности устройства 1 Вт перепад составляет ±20%.
Параметры для расчета, результаты которого представлены на фиг. 3, аналогичны параметрам для расчета графики на фиг. 2, с тем отличием, что представлены шесть кривых, описывающих зависимость выходной мощности от смещения, для вариантов устройства, настроенного для обеспечения номинальной выходной мощности при осевых смещениях в 10 (+), 11 (×), 12 () 13() 14 () 15 (•) мм. Каждый вариант отличается от другого величиной емкости последовательного и шунтирующего конденсаторов в составе контура генерации переменного тока на основе конструкции усилителя мощности класса Е. Видно, что изменение величины емкости последовательного и шунтирующего конденсаторов при изменении осевого расстояния позволяет удерживать выходную мощность вблизи номинального значения в 1 Вт. Величина перепада определяется точностью изменения величины емкости последовательного и шунтирующего конденсаторов. Так, при осевом смещении в 12 мм величина выходной мощности составляет 1,02 Вт при условии, что величина емкостей последовательного и шунтирующего конденсаторов меняется таким образом, что соответствует настройке на осевое смещение в 12 мм. Теоретически, изменение величины емкостей позволяет обеспечить непрерывный переход от кривой, соответствующей настройке на осевое смещение в 10 мм, к кривой, соответствующей осевому смещению в 15 мм и тем самым свести отклонения от номинальной мощности к пренебрежимо малым.
Также фиг. 3 иллюстрирует процесс определения требуемой величины емкости последовательного и шунтирующего конденсаторов в вычислительном блоке подстроенного модуля. По измеренной величине осевого смещения из заранее записанного в память микроконтроллера массива данных вида «осевое смещение - емкость последовательного конденсатора - емкость шунтирующего конденсатора» выбирается соответствующая пара. При этом сам массив формируется на основе расчетов, соответствующих графикам, представленным на фиг. 3: для каждого значения осевого расстояния выбираются значения емкости последовательного и шунтирующего конденсаторов, соответствующие кривой, имеющей минимальное отклонение от заданной номинальной мощности для заданной величины осевого смещения.
Приведенные расчетные данные показывают, что предложенное устройство обеспечивает решение поставленной технической задачи - а именно, обеспечивает существенное уменьшение перепада выходной мощности при изменения взаимного положения приемного и передающего модулей относительно друг друга. При этом показана возможность компенсации влияния осевых смещений, компенсация которых в прототипе в принципе невозможна. Расчетные значения требуемых величин емкости последовательного и шунтирующего конденсаторов находятся в пределах номиналов серийно выпускающихся конденсаторов, и, таким образом, можно утверждать, что предлагаемое устройство может быть реализована на существующем уровне техники.
Источники информации
1. Zeng F.G. et al. Cochlear implants: system design, integration, and evaluation // IEEE reviews in biomedical engineering. - 2008. - Vol. 1. - P. 115-142.
2. Sarpeshkar R., Salthouse C., Sit J-J. An ultra-low-power programmable analog bionic ear processor // IEEE Trans. Biomed. Eng. - 2005. - Vol. 52. - No. 4. - P. 711-727.
3. Sit J.J., Sarpeshkar R. A cochlear-implant processor for encoding music and lowering stimulation power / IEEE Pervasive Computing. - 2008. - Vol. 7. - No. l. - P. 40-48.
4. Niparko, J.K., & Wilson, B. S. History of cochlear implants. Cochlear implants: Principles & practices // PA: Lippincott Williams & Wilkins. - 2000. - P. 103-107.
5. Lee H.M., Park H., Ghovanloo M. A power-efficient wireless system with adaptive supply control for deep brain stimulation // IEEE Journal of Solid-State Circuits. - 2013. - Vol. 48(9). - P. 2203-2216.
6. Argus II Retinal Prosthesis System // Manual. - Second Sight Medical Products. - 2013. - P. 1-380.
7. da Cruz L. et al. Five-year safety and performance results from the Argus II Retinal Prosthesis System Clinical Trial // Ophthalmology. - 2016. - Vol. 123. - No. 10. - P. 2248-2254.
8. Morris R.J. Total Artificial Heart - Concepts and Clinical Use // Seminars in Thoracic and Cardiovascular Surgery. - 2008. - Vol. 20. - No. 3. - P. 247-254.
9. Wang J. X., Smith J. R., Bonde P. Energy transmission and power sources for mechanical circulatory support devices to achieve total implantability // The Annals of thoracic surgery. - 2014. - Vol. 97. - No. 4. - P. 1467-1474.
10. Данилов A.A., Миндубаев Э.А., Селищев С.В. Методы компенсации смещений катушек в системах индуктивной чрескожной передачи энергии к имплантируемым медицинским приборам // Медицинская техника. - 2017. - №1. - С. 41-44.
11. Патент США US 5545191 А.
12. Патент США US 2018296826 Al.
13. Патент КНР CN 107308543 A.
14. Патент РФ RU 2667506 С1.
15. Патент РФ RU 2692482 С2.
16. Патент США US 8901778 В2.
17. Патент Японии JP 5701363B2.
18. Патент США US 7774069.
19. Патент РФ RU 2618204 С2 - прототип.
20. R., N.; A., V.J.; Chokkalingam, В.; Padmanaban, S.; Leonowicz, Z.M. Class E Power Amplifier Design and Optimization for the Capacitive Coupled Wireless Power Transfer System in Biomedical Implants // Energies. - 2017. - Vol. 10. - P. 1409.
21. Enver Gurhan Kilinc, Catherine Dehollain, Franco Maloberti, Remote Powering and Data Communication for Implanted Biomedical Systems, Springer, 2016. 146 p.