用于医疗设备的能量采集装置.pdf

1、(10)授权公告号 CN 102202563 B (45)授权公告日 2014.07.23 CN 102202563 B (21)申请号 200980142008.9 (22)申请日 2009.09.22 61/099,203 2008.09.23 US A61B 5/0215(2006.01) (73)专利权人 因库博实验室有限责任公司 地址 美国加利福尼亚 (72)发明人 M伊姆兰 (74)专利代理机构 北京北翔知识产权代理有限 公司 11285 代理人 徐燕 郑建晖 US 3563245 ,1971.02.16, 说明书摘要 , 说 明书第 1 栏第 59-69 行、 第 2 栏第 44

2、 行 - 第 3 栏 第 13 行、 第 3 栏第 27-55 行， 附图 5. US 3563245 ,1971.02.16, 说明书摘要 , 说 明书第 1 栏第 59-69 行、 第 2 栏第 44 行 - 第 3 栏 第 13 行、 第 3 栏第 27-55 行， 附图 5. US 2008/0119421 A1,2008.05.22,说明书第 420-423 段 . US 4798206 ,1989.01.17, 全文 . US 5431694 A,1995.07.11, 全文 . WO 2007/068284 A1,2007.06.21, 全文 . (54) 发明名称 用于医疗设备

3、的能量采集装置 (57) 摘要 本发明的实施方案提供用于从生物动力学事 件中采集能量， 从而为各种植入的医疗设备提供 动力的器械、 系统和方法。一个实施方案提供用 于心脏起搏器的能量采集装置， 其包括能量转换 器和信号路径组件。所述能量转换器可定位在 人体内， 并且被配置为响应人体的生物动力学事 件例如心跳、 呼吸或动脉脉动产生电功 率信号。 所述转换器可包括压电材料， 该材料响应 所述转换器的机械变形产生电力。所述转换器还 可具有匹配所述生物动力学事件频率的功率产生 特性。 对于心跳动力应用， 所述功率产生特性可以 匹配生理范围的脉动速率。 (30)优先权数据 (85)PCT国际申请进入国家

4、阶段日 2011.04.21 (86)PCT国际申请的申请数据 PCT/US2009/057855 2009.09.22 (87)PCT国际申请的公布数据 WO2010/039497 EN 2010.04.08 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 胡亚婷 权利要求书 1 页 说明书 8 页 附图 12 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书1页 说明书8页 附图12页 (10)授权公告号 CN 102202563 B CN 102202563 B 1/1 页 2 1. 一种用于心脏起搏器的能量采集装置， 所述装置包括 ： 能量转换器， 可定位在人体

5、内， 以响应所述人体的生物动力学事件产生电功率信号， 所 述人体直接导致所述转换器的机械变形， 所述转换器直接将所述机械变形转换成所述电功 率信号 ； 所述能量转换器包括能量转换纤维束， 所述能量转换纤维束被布置为围绕核心导 体并与所述核心导体接触， 该布置允许所述能量转换器以在所述生物动力学事件的正常生 理范围内的频率在所述束的任何变形平面内产生足够的电功率为所述起搏器提供动力 ； 以 及 信号路径组件， 其结构被设计为使得所述功率信号能够从所述能量转换器传输到所述 心脏起搏器。 2. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所述频率为 40 至 180 次每分。 3. 根据权利要求 1 所述的

6、装置， 其中所述信号路径组件包括电缆， 该电缆提供起搏信 号到心脏。 4. 根据权利要求 3 所述的装置， 其中所述能量转换器被定位在所述电缆内。 5. 根据权利要求 4 所述的装置， 其中所述能量转换器具有不改变未带所述能量转换器 的电缆的形状因数的形状因数。 6. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所述能量转换器被定位以响应所述生物动力学事 件而变形， 从而产生所述电功率信号。 7. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所述能量转换纤维包括压电材料。 8. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所述生物动力学事件是心脏跳动、 呼吸或动脉脉 动。 9. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所

7、述能量转换器用作传感器以感测心脏的属性。 10. 根据权利要求 9 所述的装置， 其中所述属性是心率、 心律、 心律不齐、 心脏壁运动或 心脏壁运动异常之一。 11. 根据权利要求 1 所述的装置， 还包括 ： 可再充电电源， 其被联接到所述信号路径组件， 以接收能量采集设备产生的电能。 12. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所述能量转换器产生 AC 信号。 13. 根据权利要求 1 所述的装置， 其中所述能量转换器从跳动的心脏的运动中产生足 够的功率， 以自发地为所述起搏器提供动力。 权 利 要 求 书 CN 102202563 B 2 1/8 页 3 用于医疗设备的能量采集装置 背景

8、技术 0001 相关申请 0002 本申请要求于2008年9月23日提交的标题为 “ENERGY HARVESTINGMECHANISM FOR MEDICAL DEVICES” 的美国临时专利申请第61/099,203号的优先权利益， 前述在先申请以引 用方式被完全纳入本文。 技术领域 0003 本发明的实施方案涉及能量采集装置。更具体地， 本发明的实施方案涉及用于 为植入的医疗设备例如起搏器、 除颤器和其他设备提供动力的能量采集装置的使 用。 0004 若干可植入的电子医疗设备例如心脏起搏器和可植入的除颤器利用电 池电源。许多这些设备的使用期限被电池的寿命所限制。虽然在便携式电池技术上已经

9、取 得许多进步， 但是目前大部分的设备仍不能维持超过 10 年， 10 年后起搏器必须被移走。许 多电池还经历一定量的自放电， 所以即使起搏器或其他设备没有消耗电， 电池故障也会时 有发生。电池故障可以是突然的， 或者发生在电池电压的下降中。无论是何种原因， 电池故 障可危及生命， 该故障事件需要立即加以干预包括进行外科手术。 因此， 需要一种改进 的用于心脏起搏器和其他植入的医疗设备的电源。 发明内容 0005 本发明的实施方案提供用于从生物动力学事件中采集能量， 从而为各种植入的医 疗设备提供动力的器械、 系统和方法。 一个实施方案提供用于心脏起搏器的能量采集装置， 其包括能量转换器和信号

10、路径组件。所述能量转换器可定位在人体内， 并且被配置为响应 人体的生物动力学事件例如心跳、 呼吸或动脉脉动产生电功率信号。所述转换器 还可具有产生的峰值电压或其他功率产生特性 ( 例如产生的均方根电压、 或电压 )， 所述特 性匹配所述生物动力学事件频率。对于心跳动力应用， 所述功率产生特性可以匹配典型生 理范围的脉动速率， 例如每分钟 40 到 180 跳。所述功率产生特性还可以匹配特定病人的脉 动范围。如下文解释的， 所述转换器还可以被配置为因任意轴线或所有三个轴线上的变形 而产生电力。 0006 通常， 所述转换器的变形产生的电流是 AC， 但是该 AC 可以被整流产生 DC。所述转 换

11、器可以被设计大小， 或者被配置为产生足够的电功率为整个起搏器 ( 或其他设备 ) 提供 动力， 或者补充起搏器电池的电流， 从而允许更长的电池寿命， 并在电池失效时提供备用。 功率管理电路可以被用于在将电池功率作为电源或将转换器作为电源之间进行切换， 并通 过涓流充电规则或其他充电规则为电池充电。在特定实施方案中， 所述转换器可以被配置 为产生 20 至 40 微安之间的电流。 0007 在许多实施方案中， 所述能量转换器包括压电材料， 其响应所述转换器的机械变 形产生电力。理想的是， 所述转换器被定位成响应心跳或其他生物动力学事件的运动而变 说 明 书 CN 102202563 B 3 2/

12、8 页 4 形， 以使得在每次心跳下， 所述转换器产生电功率以向所述起搏器提供动力。 所述转换器的 厚度和材料属性可以被配置为具有刚度 / 挠性， 以容许 ： 对生理范围的脉动速率内的转换 器变形频率， 产生峰值电压、 电流等。 所述转换器的厚度和材料属性还可以被配置为使所述 转换器具有在这些脉动速率范围内的谐振频率。 0008 在许多实施方案中， 所述压电材料包括压电纤维束， 其被布置围绕核心导体。 所述 压电纤维数量足够， 并且被布置为使得当所述压电纤维束在给定方向变形时， 至少一个纤 维会充分变形， 从而为起搏器或选择的其他设备产生足够的能量。 因此， 不同于仅在一个方 向或限制数量的方

13、向上产生电压， 所述压电纤维束可以从任意方向的变形中产生电压。 0009 所述信号路径组件的结构被设计为使得所述功率信号能够从所述能量转换器传 输到所述心脏起搏器。在许多实施方案中， 所述信号路径组件包括传输起搏信号到心脏的 电缆或电极线。 通常， 所述能量转换器会被定位在所述电缆中， 以使得来自跳动的心脏的所 述电缆的运动为能量转换提供动力学能量。也可以预期其他配置， 例如将所述转换器附接 到所述电缆， 或者附接到装有起搏器电子设备的容器。 0010 所述电缆或电极线可以包括至少一个用于传输起搏信号到心脏的第一线和至少 一个用于传输功率信号到起搏器的第二线。通常， 所述能量转换器被成形为适合

14、安置在电 缆内。 所述转换器可以相对于所述电缆同轴， 并可以具有不改变所述电缆的形状因数(form factor) 的形状因数或形状。按此方式， 不要求额外的用于将转换器集成到电极线中的体 积。 0011 在优选实施方案中， 所述转换器在非变形状态时可以具有杆形或圆柱形。在这些 实施方案中， 所述杆的弯曲或挠曲提供了导致能量产生的变形。所述杆的刚度可以被配置 为使得针对心跳或其他生物动力学事件所致的给定的形变频率， 产生可选择量的弯曲， 以 及产生特定的最大电压。所述杆状或其他形状的转换器还可以被配置为从多种类型的变 形例如弯曲扭转、 拉、 压缩和这些的组合中产生电压。 0012 所述杆还可以

15、是锥形的、 关节式的、 有褶皱的、 或者被配置为在所述杆上的一个或 多个特定位置弯曲， 以产生最大量的电压。在特定实施方案中， 所述杆具有刚度曲线， 其被 配置为取决于所述电极线在心脏中的位置、 所述转换器在电极线中的位置、 心率或其他因 素而优化电流的产生。可以针对可能产生更大量变形的位置选择刚度曲线， 反之亦然。所 述杆的全部或一部分可以被预成形， 以具有带有弹力记忆的弯曲形状或其他形状， 从而使 得杆在心脏的运动或其他生物动力学事件下弯曲并随后弹回到其原始形状。 所述弯曲形状 可对应于心室在其收缩状态或膨胀状态下的形状， 以使得电能可以在心脏收缩、 心脏舒张 或者二者期间产生。 0013

16、 理想的是， 包含所述能量转换器的所述电缆或电极线部分放置在心脏上、 心脏中 或者靠近心脏， 以使得其被心脏的运动所折曲或者移动。所述能量转换器还可以被放置在 电极线中的一个所选择的位置， 以从所述电极线的变形中产生可选择量的电流。 例如， 所述 转换器可以被放置在被定位在心脏顶尖上或靠近心脏顶尖的电缆电极线的一部分中。 所述 电极线还可以包括多个能量转换器部分， 其被定位在所述电极线中的多个可选择的位置， 以具有多个能量产生位置。所述电极线可以是锥形的或关节式的， 以在所述能量转换器所 放置的那些特定位置处弯曲或变形。在一些实施方案中， 所述能量转换器甚至可以被嵌入 心脏壁 ( 例如使用螺旋

17、锚或其他锚 )， 以在心脏的运动期间被变形。 说 明 书 CN 102202563 B 4 3/8 页 5 0014 在本发明的另一方面中， 可再充电电源可被联接到线、 电缆或其他信号路径组件， 并且被配置为接收所述能量转换器产生的电能。在不同实施方案中， 所述电源可以包括可 再充电电池、 电容器或其他电存储设备。 在这些以及相关实施方案中， 所述电源可以被配置 为在病人的心脏万一停止或开始心律不齐、 其他心律异常(例如纤维性颤动)的情况下， 或 者在不能产生充足的功率用于起搏或其他功能的情况下， 在一可选定的期间内提供功率。 所述可再充电电源也可以被用于执行第二功能， 例如除颤。功率管理电路

18、和功率管理规则 可以被用于再充电所述电源， 同时为起搏保持充足的电流和电压。 在一个实施方案中， 可以 使用涓流充电规则。占空比 (duty cycle) 方法也可被用于在心动周期的不要求起搏的一 部分期间转移功率。在其他实施方案中， EKG 监测电路可以被用于确定何时不需要起搏， 并 随后向所述功率管理电路发送信号， 以将功率转移到可再充电的电源。还可以使用这些方 法的组合。 0015 在本发明的又一个方面中， 所述能量转换器的实施方案还可以被用作传感器， 以 感测心脏的多种机械属性和电属性， 包括心率、 心律 ( 例如正常窦性心律、 心律不齐、 室性 早搏等)、 壁运动异常、 肌病、 心室

19、肥大以及相关状况。 这些状况中的一个或多个可以通过算 法手段来检测， 所述算法分析所述能量转换器产生的电压、 电流或功率波形中的一个或多 个。尤其是， 所述算法可以被配置为检测波形的幅度、 频率或两者的变化。当幅度 ( 电压或 电流 ) 或频率落在阈值以下时， 一信号可以被发送到控制器、 功率管理电路或遥测电路， 以 警告病人或医学专业人员。还可以使用导函数或整函数检测波形中的变化。例如， 导函数 可以被用于寻找幅度变化的速率。整函数可以被用在一个或多个曲线上， 例如寻找所做总 功随时间的变化。所述能量转换器还可以被配置或定位以感测其他生物动力学数据， 例如 呼吸速率、 血压、 心瓣功能和其他

20、相关功能。 0016 所述能量转换器的实施方案可以被配置为同时执行能量采集和感测。 多个转换器 可以被放置在一个或多个起搏器电极线上， 以感测一个或多个位置， 从而产生心壁运动、 节 律或其他心脏功能或属性的图。 类似的方法可以被用于对其他生物动力学事件例如呼 吸、 蠕动波或其他消化运动、 动脉脉动等的运动进行绘图。 本发明的这些和其他实施方 案以及各方面的细节将在下文参考附图做更完整的描述。 附图说明 0017 图 1a 是示出了用于起搏器或其他心脏设备的能量采集系统的实施方案的侧视 图。 0018 图 1b 是示出了用于心脏设备能量采集系统的电连接和信号方向的侧视图。 0019 图 1c

21、是示出了能量转换器的杆形实施方案的刚度分布曲线的图。 0020 图 1d 是示出了定位在心室中的弯曲的能量转换器的实施方案的侧视图。 0021 图 2 是示出了由压电纤维束构成的能量转换器的实施方案的透视图。 0022 图 3a 是示出了用于心脏起搏器的能量采集系统的实施方案的侧视图， 其中能量 由包含能量转换器 / 能量采集设备的心脏起搏器电极线的变形所产生。 0023 图 3b 是图 3a 的实施方案的放大图， 该图示出了能量采集起搏器电极线在心脏心 室的定位。 0024 图 3c 是图 3a 的实施方案的放大图， 该图示出了由心室收缩引起的起搏器电极线 说 明 书 CN 10220256

22、3 B 5 4/8 页 6 和能量转换器的变形。 0025 图 3d 是示出了能量采集设备的实施方案的侧视图， 该实施方案包括被定位在邻 近心室壁的片或层或者被定位在心脏起搏器电极线上的远离心室壁的滑片 (vane)。 0026 图 4 是示出了用于转换来自能量采集设备的功率信号以供心脏起搏器使用的电 路架构的实施方案的示意图。 0027 图 5 是示出了用于为心脏起搏器提供动力的能量采集电路架构的实施方案的示 意图， 其中所述架构包括可再充电的电池。 0028 图 6 是示出了用于转换来自能量采集设备的功率信号以供心脏除颤器使用的电 路架构的实施方案的示意图。 0029 图 7 是示出了使用

23、能量采集设备作为传感器以检测心脏状况的侧视图。 0030 图8示出了EKG和由联接到心脏中起搏器电极线的能量采集设备所产生的对应的 电波形。 具体实施方案 0031 本发明的实施方案提供用于使用能量采集材料例如压电材料为各种植 入的电子医疗电子设备例如可植入的心脏起搏器设备提供动力的器械、 系统和方 法。现参考图 1a-1b， 用于为植入的心脏起搏器或者其他电子医疗设备 20 提供动力的能量 采集系统 10 的一个实施方案包括电缆 30， 电缆 30 具有能量转换器 40， 该能量转换器 40 经 由信号路径组件 60例如线发送电功率信号 50。在不同实施方案中， 设备 20 可包 括可植入的

24、心脏除颤器、 心脏遥测设备、 心脏辅助设备和 / 或可植入泵 ( 例如胰岛素泵 )。 为了讨论的方便， 系统 10 的不同实施方案的下文描述会把设备 20 称作植入的心脏起搏器 20。这些实施方案也将电缆 30 称作起搏器电极线 30。然而应理解， 系统 10 可以容易地适 合与一个或多个其他设备 20 和电缆 30 一同使用。 0032 电极线30具有包括电极32的远端端部31， 用于经电极线30内的一个或多个专用 起搏器线 34 提供起搏信号 33。电极线 30 还具有一根或多根作为信号路径组件 60 的线， 用 于发送功率信号 50 到起搏器或其他设备 20。在具体实施方案中， 电极线可

25、包括第一线 61 和第二线 62， 用于发送第一功率信号 51 和第二功率信号 52， 例如一个是高电压， 一个是低 电压， 从而为设备 20 或其他设备 ( 未示出 ) 的不同组件提供动力。线 60 还可以被用于发 送信号 50 到转换器 40， 例如， 为了激活转换器内的一个或多个开关 ( 未示出 )， 从而动态地 重新配置转换器的功率产生特性。线 60 的一部分可以包括下文描述的纤维束 42 的核心导 体。 0033 能量转换器 40 将机械能转换成电能， 当它被放置在不同的运动的身体组织或结 构附近时， 可以被用来从生物动力学事件例如心脏跳动所导致的这些组织 / 结构 的运动中采集能量

26、 ( 因此， 本文中能量转换器 40 也被描述为能量采集设备 40)。转换器 40 通常包括将机械能转换成电能的跨导材料(transconductive material)。 在许多实施方案 中， 能量转换器 40 包括压电材料， 该压电材料响应转换器的机械变形产生电能。理想的是， 转换器 40 被定位在电极线 30 中， 以响应心跳的动作而变形， 从而在每次心跳下， 转换器变 形以产生电功率为起搏器 20 提供动力。因此， 在这些以及相关实施方案中， 转换器 40 具有 变形状态和非变形状态。 说 明 书 CN 102202563 B 6 5/8 页 7 0034 转换器40可以被设计大小，

27、 或者被配置以产生足够的电功率， 以满足起搏器20的 所有功率需要或者补充起搏器电池或其他电源的电流， 从而允许更长的电池寿命以及在起 搏器电池万一失效时提供备用。取决于电池的电量水平和 / 或起搏器或其他设备 20 的功 率要求， 功率管理电路 ( 下文描述 ) 可以被用于在电池功率的使用或转换器的使用之间进 行切换。在不同实施方案中， 转换器可以被配置为产生 10 到 100 微安的电流， 特别是范围 在 20 到 40 微安的电流 ； 也可以预期更大或更小的范围的电流。 0035 转换器40的厚度以及材料属性可以被配置为具有刚性/挠性， 其容许产生的峰值 电压或者其他功率产生特性与正常生

28、理范围的脉冲速率例如40至180(也对应于转换 器变形的速率 )相匹配。其他可以非常匹配的功率产生特性包括 ： 产生的均方根电压、 产生的峰值电流或产生的均方根电流。 按此方式， 转换器的功率产生特性可以被优化， 以在 起搏和各种其他心脏应用中使用。在其他非心脏实施方案中， 功率产生特性可以匹配其他 生物动力学事件的频率， 例如呼吸速率。 0036 对于转换器 40 放在电极线 30 上或放在电极线 30 中的实施方案， 相对于电极线， 转换器 40 可以具有多种形状和空间布置。例如， 转换器可以具有相对于电极线 30 的纵向 轴线 30a 同轴的圆柱形或矩形形状。也可以预期其他形状和布置。例

29、如， 转换器可包括被 定位在电极线 30 上方或电极线 30 内的管或层。转换器还可以具有没有明显地改变电极 线 30 的形状因数或形状 30s 的形状因数或形状 40s。按此方式， 不要求额外的用于将转换 器集成到电极线中的体积。在优选的实施方案中， 转换器 40 在非变形状态下可以具有杆形 40r。在这些实施方案中， 杆的弯曲或挠曲提供了导致电能产生的变形。杆的刚度可以被配 置为导致可选择量的弯曲， 并从心跳或其他生物动力学事件中为给定的形变频率产生特定 的最大电压。杆 40r 或其他形状的转换器 40 还可以被配置为从多种类型的变形例如 弯曲扭转、 拉、 压缩和这些的组合中产生电能。 0

30、037 杆 40r 还可以是锥形的、 关节式的、 有褶皱的、 或者被配置为在特定的一个位置或 多个位置弯曲， 以产生最大量的电压。如图 1c 示出的， 杆 40r 或其他转换器 40 的不同实施 方案可以具有刚度曲线 40s， 其被配置为取决于电极线在心脏中的位置、 转换器在电极线中 的位置、 心率或其他因素而优化电压的产生。在图 1c 示出的实施方案中， 刚度曲线被配置 为靠近转换器杆的中部产生变形。也可以预期其他曲线， 例如在杆的中心具有最大刚度并 且朝着两个端部曲线下降的刚度曲线， 以沿着转换器的整个长度产生弯曲变形。在另一个 实施方案中， 转换器被配置为沿着其长度具有正弦状刚度曲线，

31、以产生弯曲运动和变形的 驻波。一些刚度更强的曲线可以被用于一些可能产生更大量变形的位置， 反之亦然。刚度 曲线可以被选择为产生在病人或病人所属的病人人群的生理心率范围内的谐振频率。 0038 在不同实施方案中， 杆 40r 的全部或一部分可以被预成形， 以具有带有弹力记忆 的弯曲形状或其他形状 40s， 以使得杆在心脏运动或其他生物动力学事件下弯曲并随后弹 回到其原始形状。 如图1d示出的， 弯曲形状可对应于心室壁VW在其收缩状态或膨胀状态下 的形状 Vs， 以使得电能可以在心脏收缩、 心脏舒张或者二者期间产生。在特定实施方案中， 超声或其他医学成像方法可以被用于确定病人心室壁的形状和弯曲程度

32、， 并且该图像随后 可以被用于使用本领域公知的医疗制品制造技术定制转换器 40 的形状 40s。在使用中， 这 些实施方案容许转换器变形的量的增加， 并由此容许电压和功率产生的量的增加。也可以 选择其他形状将转换器定位在身体的不同位置。 说 明 书 CN 102202563 B 7 6/8 页 8 0039 在许多实施方案中， 转换器 40 包括压电纤维 43 束 42， 其被布置为围绕核心导体 44。 所述压电纤维数量足够， 并且被布置为 ： 使得当束42在给定方向变形时， 至少一个纤维 43 会充分变形， 从而为起搏器 20 产生足够的能量。在不同实施方案中， 数量在 4 到 20 个之

33、间的纤维可以围绕核心导体 44 对称分布， 在特定实施方案中数量是 6、 8、 10、 12、 14 和 16。 在一个优选实施方案中， 束 42 具有绕核心导体 44 对称分布的六个纤维 43。还优选地是纤 维 43 的直径等于或小于核心导体 44 的直径。在使用中， 束 42 的实施方案容许通过转换器 在任意方向上的变形而产生电压和功率。 压电纤维束作为能量转换器的使用的进一步描述 在标题为 “ENERGY HARVESTING MECHANISM” 的美国临时专利申请第 61/095,619 号中， 和标 题为 “ENERGY HARVESTINGMECHANISM” 的美国专利申请第

34、12/556,524 号中获得 ； 上述两个 申请以参引方式被全部纳入本文。其他材料也可被用于纤维 43， 包括本领域公知的各种静 电和帕尔贴材料。 0040 现参考图 3a-3d， 电极线 30 通常被定位在心室 V， 以使得远端端部 31 与心室壁 VW 的心内膜表面 ES 接触。这允许电极 32 与表面 ES 呈电导， 以将信号 33 引导至心脏的心室 ( 电极线 30 也可被定位在心脏的心房， 以接触心房壁 )。在许多情况中， 电极线的远端端部 可包括固定设备 ( 未示出 )， 例如允许电极线固定在心室壁、 或者心脏壁的其他部分的螺旋 端 ( 如在图 3b 中示出 )。理想的是， 包含

35、能量转换器 40 的电极线 30 的一部分 35 放置在 心室 V 内的一个位置或者心脏 H 的其他部分， 以使得它被心脏的运动所折曲或者变形。例 如， 在图 3b 示出的实施方案中， 转换器被放置在电极线部分 35， 电极线部分 35 被定位在靠 近心脏的顶尖 Ax。这允许转换器在心室的每次收缩下弯曲或者变形， 如图 3c 示出的。电极 线 30 还可以包括被定位在电极线中的多个可选择位置的多个能量转换器 40， 从而具有多 个用于产生电能的位置。能量转换器 40 甚至可以被嵌入心室壁本身 ( 例如使用螺旋锚或 其他锚 )， 以使其直接被心脏的运动所变形。在这些实施方案中， 理想的是， 转换

36、器 40 由挠 性材料制造， 从而不会机械妨碍心脏的收缩运动。转换器 40 可以被配置为具有某一刚度曲 线， 该刚度曲线容许在心脏跳动的过程期间转换器的最大量的变形， 同时最小化任何妨碍 心脏腔室 ( 例如左心室 ) 的收缩的力。这可以通过将转换器的弯曲刚度配置为小于收缩的 心脏腔室所产生的力来实现。在特定实施方案中， 弯曲刚度可以小于心脏特定腔室 ( 例如 左心室)的收缩力， 是其1/20到2/3范围， 其中特定实施方案中为1/2、 1/4、 1/6、 1/8、 1/10、 1/14、 1/16 和 1/18。其他比例也是可以预期的。 0041 现参考图 3d， 在其他实施方案中， 转换器

37、40 可包括薄片或层 47， 其被附接到电极 线 30 的远端端部 31 并且也靠着心室壁 VW。理想的是， 层 47 由非常薄的挠性材料制成， 并 且在心室每次收缩和舒张时变形。层 47 可以具有多种形状， 但是理想的是， 是圆形或椭圆。 在另一个实施方案中， 转换器40可以包括被附接到电极线30的滑片或叶片(blade)48。 滑 片 48 的形状和大小被配置为被心室 ( 或心房 ) 中流动的血液所变形， 同时最小化血液细胞 的裂解。在不同实施方案中， 滑片 40 可包括圆形或椭圆形形状。滑片还可以被一个或多个 本领域公知的非形成血栓 (non-thrombogenic) 的涂层 ( 例如

38、硅树脂等 ) 所涂覆， 所述涂层 包括各种药物淋洗涂层。 0042 现参考图 4-6， 可以采用不同的电路架构来用于利用来自本文描述的采集能量设 备的各个实施方案的能量， 从而为心脏设备例如植入的心脏起搏器或心脏除颤器 提供动力。用于使用能量采集设备或转换器 40 为心脏起搏器 20 提供动力的电路架构 70 说 明 书 CN 102202563 B 8 7/8 页 9 的一个实施方案在图 4 中示出。在该实施方案以及相关的实施方案中， 架构 70 可包括转换 器 40、 用于将 AC 电压整流到 DC 电压的整流电路 80、 第一电容器 90、 第二高值电容器 100、 DC 到 DC 转换

39、器 110 和起搏设备 20。在许多实施方案中， 由转换器 40 变形所产生的电压是 AC 并且可以使用整流电路 80 整流产生 DC。在优选实施方案中， 电路 80 可包括使用一个或 多个肖特基二极管 82 的桥电路 110。DC 到 DC 转换器 110 还可被用于对起搏器进行升压或 降压。转换器可以是线性、 开关模式或者有磁性的。电容器 100 可以具有足够的电容， 从而 在较短的时间内为起搏器提供动力。在示出的实施方案中， 起搏器 20 具有 50 至 100w 的 功率要求。转换器 40 可被配置为符合该功率要求的全部或一部分。架构 70 的所有或一部 分组件可以被包含在专用集成电路

40、或 ASIC 中。 0043 在图5示出的另一个实施方案中， 架构70可包括可再充电电源120， 例如可再充电 电池 121 或者类似设备， 以及充电电路 130。合适的可再充电电池包括镍镉电池、 锂电池、 锂离子电池、 铅酸电池以及类似的化学电池。电源 120 可以被配置为在病人的心脏万一停 止或开始心律不齐的情况下， 或者在转换器 40 被妨碍不能产生充足的功率用于起搏或其 他功能的情况下， 在一可选择的期间内提供功率。充电电路 130 可包括或者被联接到功率 管理电路 135， 功率管理电路 135 采用一个或多个功率管理规则或算法 136( 经由硬件或软 件 )。功率管理电路 135(

41、 见图 7) 和规则 136 可以被用于重新充电电源 120， 同时保持足够 的电流和电压用于起搏。在一个实施方案中， 可以使用涓流充电规则。占空比方法也可被 用于在心脏周期的不要求起搏的一部分期间转移功率。在其他实施方案中， EKG 监测电路 可以被用于确定何时不需要起搏， 并随后向功率管理电路发送信号， 以将功率转移到可再 充电的电源。还可以使用这些方法的组合。 0044 在图 6 示出的能量采集电路架构 70 的另一个实施方案中， 架构 70 可以被配置为 符合可植入的心脏除颤器 (ICD) 设备 220 的功率需要。在这些以及相关的实施方案中， 架 构 70 可包括高电压架构 270

42、和低电压架构 370。高电压架构 270 被用于为除颤器 220 的高 电压电路 221 提供动力， 而高电压电路 221 进而被用于对除颤器电容器 222 充电。架构 270 可包括充电电路 230 和可再充电电池 220。低电压架构 370 被用于为除颤器 220 的低电压 电路 371 提供动力， 并且可包括桥电路 380、 直流到直流转换器 390 和大值电容器 400 以及 电容器 410。 0045 现参考图 7-8， 在不同实施方案中， 能量转换器 40 还可以被用作传感器 340， 以感 测心脏或其他器官或其他组织的属性。 传感器340产生电压或其他电波形350， 波形350由

43、 心脏的运动导致传感器变形所产生。波形 350 被心脏运动的不同特性包括心率和壁的 运动所影响。这些特性影响所述波形的频率、 幅度和形状中的一个或多个。相应地， 除 了用于为心脏起搏器或其他心脏设备20提供动力， 波形350可以被用于分析和测量心脏的 不同属性。这些属性可包括心率、 心律 ( 例如正常窦性心律 (NSM) 心律不齐、 室性早搏等 ) 和壁运动异常、 肌病、 心室肥大以及相关状况。在图 8 示出的实施方案中， 波形 350 可以与 病人的EKG 355相关联， 并且被用于分析EKG中的变化， 以确认心脏是否处于正常窦性心律 356， 或者已经变成纤维性颤动357。 在后一种情况中

44、， 纤维性颤动或其他运动异常可以由电 压波形 350 的幅度的突然减小来被检测出， 如曲线 350 的拐折点 350i 所指示的。 0046 在不同实施方案中， 传感器 340 可以包括多个传感器 ( 如 341 所示 )340， 传感器 340 沿着电极线 30 被放置在多个不同位置。传感器 340 可以呈图形 342 状放置， 以产生心 说 明 书 CN 102202563 B 9 8/8 页 10 脏壁运动的图343。 图343可以被用于分析心脏壁运动， 包括沿着心室或心房的整个部分的 心脏壁收缩和舒张的波形的传播。图 343 还可以被用于产生心室成像区域的壁运动计分指 数。在一个实施方

45、案中， 多个传感器 ( 如 341 所示 )340 可包括至少三个被定位在电极线 30 中的传感器， 这些传感器位于心脏的顶部部分、 中间部分和顶尖部分。 这容许对心室壁收缩 波进行检测当该波从心室的顶尖经心室的上部部分 / 上方部分移动时。在所述图形中 的每个传感器 340 处产生的各波形 350 之间的时间和 / 或相位延迟还可以被用于推断出各 种壁运动异常， 例如区域运动不能。 0047 传感器 340 可以被联接到监测设备 360， 监测设备 360 包括控制器 370 和显示器 380。传感器 340 发送波形信号 351 到设备 360 和控制器 370。控制器 370 可包括保存

46、在存 储资源 376 中的一个或多个算法 375， 存储资源 376 被联接到控制器用于分析信号 351。合 适的存储资源包括 RAM、 ROM、 DRAM 和本领域公知的其他电子存储资源。算法 375 可以分析 传感器 340 产生的电压、 电流或功率波形中的一个或多个。算法 375 的具体实施方案可以 被配置为检测波形 350 的幅度、 频率或二者的变化。这些变化的检测和分析可以被用于病 人诊断和功率管理目的。例如， 当波形的幅度 ( 例如电压 ) 或频率落在阈值以下， 则可以向 控制器或联接到设备 20 或者在设备 20 内的遥测电路发送信号， 以向病人或医学专业人员 发出警告。 信号还

47、可以被发送到功率管理电路135， 以切换至来自电池120的电池功率或其 他电源。还可以使用导函数或整函数检测波形 350 中的变化。例如， 导函数可以被用于寻 找幅度变化的速率。整函数可以被用在一个或多个曲线上， 例如寻找所做总功随时间的变 化。也可以采用本领域公知的其他数值算法和图形识别算法 ( 例如傅里叶分析、 模糊逻辑 算法等 )。 0048 在不同实施方案中， 传感器 340 和 / 或设备 20 可包括 RF 通信芯片或类似器件， 其 使用蓝牙或其他 RF 通信协议向设备 360 无线发送信号。也可以预期本领域公知的其他医 疗遥测手段。在这些以及相关实施方案中， 监测设备 360 可

48、以由病人所佩戴， 或者被放置在 靠近病人处。还可以被集成到各种便携式通信设备， 例如移动电话、 PDA 以及病人佩戴或者 放置在其附近的类似设备。在这些以及相关实施方案中， 当检测到病人警报状况 ( 例如心 律不齐)时， 一信号被发送到设备360， 设备360可以同时发出警报， 并且还在无线电话或其 他网络 ( 例如互联网 ) 上发送信号， 以警告病人医生、 护士或其他医疗保健提供者。 0049 结论 0050 本发明不同实施方案的前文描述是为了说明和描述的目的而呈现。 前文描述不意 在将本发明限制在所公开的精确形式。许多修改、 变型和改进对本领域的技术实践人员是 显而易见的。 例如， 不同实

49、施方案的能量采集装置可以被设计大小， 并适合于放置在身体的 多个位置包括但不限于腹腔、 胸腔和四肢， 并且适合于利用所述这些位置中的特定生 物动力学事件例如蠕动波、 呼吸 / 隔膜运动或任意数量的肌肉收缩或肢体运动。各种 实施方案还可以被配置为放置在心脏或动脉系统中， 以利用动脉脉动产生能量转换器的变 形。各实施方案的能量采集装置还可以被设计大小， 或者适合于各种儿科和新生儿应用。 0051 一个实施方案中的元件、 特性或行为可以容易地与其他实施方案的一个或多个元 件、 特性或行为重新组合或被替代， 以形成在本发明范围内的各种额外的实施方案。再者， 在不同实施方案中与其他元件组合示出或描述的元件可以作为独立的元件存在。因此， 本 发明的范围不限于具体描述的实施方案， 而是仅由附加权利要求所限制。 说 明 书 CN 102202563 B 10 1/12 页 11 图 1a 说 明 书 附 图 CN 102202563 B 11 2/12 页 1