Имплантируемый медицинский прибор

Полезная модель предназначена для создания имплантируемых медицинских приборов с интегрированным узлом приема индукционной энергии. Узел приема состоит из электрического экрана, магнитного экрана, диэлектрической прокладки, приемной катушки и защитного покрытия, при этом совместное применение магнитного и электрического экранов способствует уменьшению рассеяния энергии и увеличению коэффициента полезного действия системы передачи индукционной энергии. Интегрированный узел приема энергии имеет улучшенные показатели по эффективности приема индукционной энергии, снижению температуры корпуса имплантата в процессе передачи энергии, а также высокую технологичность изготовления и небольшие габариты. 3 з.п.ф., 1 ил.

Полезная модель относится к медицинской технике, а именно касается чрезкожной беспроводной передачи энергии для заряда аккумулятора имплантата и может быть использована для электропитания или заряда аккумуляторов любых имплантируемых приборов - кардиостимуляторов, кардиовертеров-дефибрилляторов, нейростимуляторов, дозаторов лекарств и т.п.

Известны устройства чрезкожной передачи энергии, состоящие из внешнего (носимого) блока передачи энергии по индукционному каналу и внутреннего (имплантируемого) блока приема энергии. Блок передачи энергии состоит из передающей катушки индукционного канала, преобразователя энергии постоянного тока в энергию переменного тока индуцируемой высокой частоты, модуля приемопередатчика данных между внешним и внутренним блоками, модуля индикации позиционирования передающей и приемной катушек, модуля управления. Блок приема энергии состоит из приемной индукционной катушки, преобразователя индуцированной высокой частоты в напряжение постоянного тока, модуля приемопередатчика данных между внешним и внутренним блоками, модуля зарядного устройства, модуля управления.

Известно множество устройств, построенных по данному принципу. Главное различие между ними состоит в способах физической реализации индукционного канала, т.е. конструкции передающей и приемной катушек. Оптимизация системы катушек нужна для увеличения эффективности передачи энергии. Де-факто стандартом является устройство, описанное в публикации US 5,279,292 A61N 1/00, в котором используются передающая и приемная катушки, настроенные в резонанс на одной частоте.

Кроме необходимости получения резонанса, высокую эффективность передачи энергии можно получить только при полной соосности (аксиальности) катушек. В патенте US 5,314,453 A61N 1/08 для индикации достижения соосности в центре передающей катушки установлен датчик магнитного поля, а внутри приемной катушки соосно установлен магнит из керамики. В патенте US 6,212,430 В1 и других подобных фирмы Abiomed (US) для эффективной передачи энергии в тело человека во время сна или во время процедур используется система из нескольких передающих катушек, расположенных в матраце кровати и размещенных под разными углами. Подобные решения значительно усложняют и удорожают устройство. Как правило, о достижении соосности судят по максимуму тока в передающей катушке, возникающего при настройке передающего контура в резонанс, или по величине индуцированного напряжения в приемной катушке, при достижении им максимума во время перемещения передающего блока относительно имплантата.

Кроме того, на эффективность передачи оказывает большое воздействие материал, из которого выполнен имплантат. Это, как правило, биоинертный металл - титан или его сплавы. Приемная катушка, для уменьшения габаритов устройства в целом, должна располагаться как можно ближе к корпусу имплантата. Она может находиться перед ним и при этом иметь внешний размер, равный максимальному размеру корпуса, либо находиться вокруг него, при этом иметь внутренний размер, равный внешнему размеру корпуса. В обоих случаях металл корпуса оказывает шунтирующее действие на поле, индуцируемое в катушке, и уменьшает ее добротность. В результате форма резонансной кривой в приемном контуре становится пологой, и эффективность передачи энергии падает. Для устранения этого эффекта используют передачу энергии на частотах, где шунтирующее действие проводимости титана не так сказывается - 810 кГц (патент US 7,167,756 В1). Однако габаритные размеры резонансных элементов приемного контура на таких частотах становятся больше размеров самого имплантата.

Ослабить влияние металлического корпуса имплантата на приемную катушку иначе можно установкой между ними прокладки из материала с большой магнитной проницаемостью - магнитного экрана. Такой экран фокусирует в себе магнитное поле, уменьшая напряженность поля за своими пределами и, тем самым, уменьшая влияние проводимости корпуса имплантата. Чем выше относительная магнитная проницаемость материала экрана, тем лучше концентрация магнитного поля и качество экранирования. В патенте US 2005/0075693 А1 таким магнитным материалом является феррит. Лучшими характеристиками обладает материал из аморфного магнитомягкого сплава CoBSiCrFe, который имеет самую высокую магнитную проницаемость среди магнитных материалов, низкую коэрцитивную силу и малые потери при перемагничивании в широком диапазоне частот. Подобный материал используется в патенте US 2007/0167997 А1 для создания магнитного экрана.

При расположении приемной катушки перед корпусом имплантата магнитное поле приложено перпендикулярно поверхности корпуса и индуцирует в нем аксиальные (кольцевые) вихревые токи. Поскольку титан не идеальный проводник (его удельная электрическая проводимость _ti=3.6·10⁶ Cм/м), эти токи приводят к возникновению потерь в корпусе имплантата и его нагрев. По медицинским требованиям температура любого имплантата не должна превышать 40°C, поэтому передача больших мощностей в такой конструкции невозможна.

Таким образом, изготовление корпуса имплантата из титана приводит к двум отрицательным последствиям - с одной стороны, электропроводность титана шунтирует приемную катушку и этим уменьшает эффективность передачи энергии, с другой стороны, из-за низкой проводимости титана возникают тепловые потери в корпусе, что дополнительно ухудшает коэффициент полезного действия индукционной передачи энергии.

Наиболее близка к заявляемой полезной модели публикация US 6,850,803 B1 A61N 1/40 (прототип). В данном патенте сделана попытка уменьшить влияние обоих отрицательных составляющих влияния титана -уменьшения добротности приемной катушки и возникновения тепловых потерь за счет индуцируемых вихревых токов.

Для уменьшения шунтирования приемной катушки в данном патенте использован магнитный экран - фольга из аморфного сплава. Этот экран отделен от приемной катушки и от титанового корпуса имплантата изоляторами из диэлектрика. Для улучшения магнитного экранирования может быть использован многослойный экран, состоящий из чередующихся слоев фольги из аморфного сплава и диэлектрика.

Для того, чтобы уменьшить тепловые потери в титановом корпусе из-за возникновения аксиальных вихревых токов, в данном патенте в магнитном экране сделаны радиальные прорези от центра к краям. Такие прорези уменьшают амплитуду индуцируемых вихревых токов и, как следствие, тепловые потери.

Недостатком данного патента является недостаточное подавление индуцируемых вихревых токов, даже при использовании многослойного экрана. Максимальный КПД, достигнутый авторами публикации, составил 28%.

Недостаток узла приема энергии, предложенного в данном патенте, заключается также в больших габаритах, соизмеримых с размерами самого имплантата. Структура узла, состоящая из корпуса приемной катушки, самой приемной катушки с проволочными выводами, чередующихся слоев фольги из аморфного сплава и диэлектрических пластин, заключенная в отдельный корпус, имеет толщину, практически равную толщине имплантата.

Кроме того, недостаток патента заключается в низкой технологичности изготовления узла приема энергии. Данная структура узла сложна в изготовлении и монтаже на корпус имплантата, и, соответственно, имеет низкую технологичность и высокую стоимость.

Задачей создания полезной модели является повышение эффективности беспроводной передачи энергии в имплантируемые приборы, а также повышение технологичности изготовления узла приема индукционной энергии имплантата.

Поставленная задача достигается тем, что имплантируемый медицинский прибор, включающий электронную схему и узел приема индукционной энергии, состоящий из приемной катушки индуктивности, магнитного экрана, выполненного из аморфного сплава и установленного между приемной катушкой и корпусом имплантата, причем в магнитном экране выполнены прорези, расположенные радиально от центра экрана к его периферии, согласно заявляемому техническому решению, узел приема дополнительно содержит электрический экран, выполненный из металла с высокой электропроводностью, установленный между магнитным экраном и корпусом имплантата, диэлектрическую подложку, расположенную между магнитным экраном и приемной катушкой, и защитный слой биоинертного диэлектрического материала, покрывающий приемную катушку, кроме того, электрический экран, магнитный экран и приемная катушка индуктивности выполнены в виде металлических покрытий, последовательно наносимых на боковую стенку имплантата, обращенную к приемной катушке.

Электрический экран может быть выполнен из серебра или меди как металлов с самой высокой электропроводностью. Экран может быть нанесен на боковую стенку корпуса имплантата любым химическим или механическим способом.

Приемная катушка может быть выполнена из серебряных, медных, или посеребренных медных проводников, расположенных на диэлектрической подложке. Подложка может быть выполнена из любого изолирующего материала и нанесена на магнитный экран любым химическим или механическим способом. Токоведущие проводники приемной катушки на поверхности диэлектрической подложки также могут быть изготовлены любым химическим или механическим способом.

Сущность полезной модели поясняется чертежом, где на фиг.1 изображен имплантируемый прибор с интегрированным узлом приема энергии в разрезе.

Имплантат содержит: корпус 1 с электронной схемой, электрический экран 2, выполненный из металла с высокой электропроводностью, магнитный экран 3, выполненный из аморфного сплава с прорезями, изолирующую диэлектрическую подложку 4, приемную катушку 5, покрытие из биоинертного медицинского диэлектрика 6.

Общая толщина всех покрытий, нанесенных на корпус имплантата, составляет доли миллиметра, и примерно равна толщине стенки корпуса. Толщина каждого покрытия выбирается, исходя из рабочей частоты передачи энергии и значения передаваемых мощностей, а также технологических возможностей производства.

Передача энергии в имплантируемый прибор происходит следующим образом: в передающей катушке возбуждается переменное магнитное поле, это поле проникает через кожу пациента и наводит переменное напряжение в приемной катушке 5, далее это напряжение выпрямляется в электронной схеме имплантата и служит для питания электрических узлов или для зарядки аккумулятора имплантата. При этом магнитный экран 3 фокусирует в себе магнитное поле, уменьшая проникновение данного поля в металл корпуса имплантата 1 и уменьшая этим рассеивание индукционной энергии, приводя к повышению амплитуды напряжения, наводимого в приемной катушке 5. Прорези в магнитном экране 3 уменьшают амплитуду индуцируемых полем вихревых токов, приводя к уменьшению тепловых потерь в корпусе имплантата 1. Электрический экран 2 отражает остаточное магнитное поле и уменьшает тепловые потери от вихревых токов за счет высокой электропроводности.

Положительный эффект в предлагаемой полезной модели основан на комбинации физических принципов взаимодействия электромагнитных полей с материалами разных электрических и магнитных свойств.

Применение электрического экрана вместе с магнитным экраном, имеющим радиальные прорези, значительно понижает тепловые потери в корпусе имплантата и рассеяние индукционной энергии, что повышает эффективность передачи энергии и снижает температуру корпуса имплантата.

В предлагаемой полезной модели достигается дополнительный положительный эффект, состоящий в том, что при повышении эффективности передачи энергии становится возможным передача больших мощностей, что ведет к уменьшению времени процедуры для пациента, подвергающегося вредному воздействию электромагнитного поля.

Кроме того, предлагаемая конструкция имплантата позволяет отказаться от автономного узла приема энергии и значительно упростить технологию его изготовления.

1. Имплантируемый медицинский прибор, включающий электронную схему и узел приема индукционной энергии, состоящий из приемной катушки индуктивности, магнитного экрана, выполненного из аморфного сплава и установленного между приемной катушкой и корпусом имплантата, причем в магнитном экране выполнены прорези, расположенные радиально от центра экрана к его периферии, отличающийся тем, что узел приема дополнительно содержит электрический экран, выполненный из металла с высокой электропроводностью, установленный между магнитным экраном и корпусом имплантата, диэлектрическую подложку, расположенную между магнитным экраном и приемной катушкой, и защитное покрытие из биоинертного медицинского диэлектрического материала, покрывающее приемную катушку, причем электрический экран, магнитный экран и приемная катушка индуктивности выполнены в виде металлических покрытий, последовательно наносимых на боковую стенку имплантата, обращенную к приемной катушке.

2. Имплантируемый медицинский прибор по п.1, отличающийся тем, что электрический экран выполнен из серебра или меди.

3. Имплантируемый медицинский прибор по п.1, отличающийся тем, что приемная катушка выполнена из серебряных, медных, или посеребренных медных проводников, расположенных на диэлектрической подложке.