本申請要求于2014年4月15日提交的美國臨時專利申請No.61/979,835的申請日的權(quán)益，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

技術(shù)領(lǐng)域

本發(fā)明涉及經(jīng)皮能量傳輸（TET）系統(tǒng)及其操作方法。

背景技術(shù)：

經(jīng)皮能量傳輸（TET）系統(tǒng)用于向諸如植入人體內(nèi)部的泵這樣的裝置提供電力。由身體外部的發(fā)射線圈產(chǎn)生的磁場可以穿過皮膚屏障向植入身體內(nèi)的磁性接收線圈傳輸電力。然后，接收線圈可以將接收到的電力傳送到植入式泵或其他內(nèi)部裝置，以及傳送到植入體內(nèi)的一個或多個電池以對電池進行充電。

這樣的系統(tǒng)應(yīng)當(dāng)有效地產(chǎn)生并無線地傳輸足夠量的能量，以便為一個或多個植入的裝置進行供電，同時保持系統(tǒng)的效率、安全性和整體使用方便性。

關(guān)于系統(tǒng)的效率，目前TET系統(tǒng)所存在的一個缺點源自于由發(fā)射線圈產(chǎn)生的磁場的性質(zhì)。根據(jù)其性質(zhì)，該磁場從發(fā)射線圈沿各個方向延伸。因此，由發(fā)射線圈所發(fā)射的電磁場的大部分能量沒有被有效地或最佳地聚焦在接收線圈處。這限制了無線能量傳輸?shù)男剩瘩詈舷禂?shù)）。另一個挑戰(zhàn)來源于植入式裝置的功率和/或電流需求不是恒定而是易于變化的這一事實。因此，需要有效地適應(yīng)功率和/或電流需求的這種變化，以便最有效地為植入式裝置供電。

關(guān)于系統(tǒng)的方便性，目前TET系統(tǒng)的一個挑戰(zhàn)在于難以保持發(fā)射線圈和接收線圈之間的最佳軸向?qū)R（接近患者皮膚的表面）和徑向?qū)R（穿過患者皮膚的表面）以提高電力傳輸效率并且使導(dǎo)致發(fā)熱的發(fā)射線圈損耗最小化。首先，佩戴在身體外部的發(fā)射線圈容易受到諸如佩戴者移動的影響而產(chǎn)生位置的改變。此外，一旦發(fā)射線圈產(chǎn)生位置的改變，如果缺乏某種形式的指引，重新定位線圈（例如確定沿哪個方向移動線圈）以便重新建立對齊會是困難的。因此，需要一種輔助佩戴者定位或重新定位發(fā)射線圈的系統(tǒng)。

此外，佩戴在身體外部的發(fā)射線圈的位置改變也會對該系統(tǒng)的佩戴者的健康和安全造成問題。如果線圈在以全功率操作時偏離其正確對齊的位置，則不僅會減小電力傳輸?shù)鸟詈舷禂?shù)，而且還會對佩戴者造成不需要的過熱，并且這種過熱可能對皮膚或周圍組織有害。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本公開的一個方面提供了一種經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)，包括：內(nèi)部元器件，包括電力消耗裝置和電連接至所述電力消耗裝置的內(nèi)部線圈，所述內(nèi)部元器件適于安裝在動物的身體內(nèi); 適于安裝在所述身體外部的外部線圈; 電流監(jiān)視器，其用于測量所述外部線圈中的電流并且基于所測量的電流而提供所述外部線圈是否電磁耦合至所述內(nèi)部線圈的指示; 以及驅(qū)動電路，用于響應(yīng)于來自所述電流監(jiān)視器的外部線圈已電磁耦合至內(nèi)部線圈的指示，向所述外部線圈施加功率電平交變電勢。當(dāng)不施加所述功率電平交變電勢時，驅(qū)動電路還可用于將小于所述功率電平交變電勢的測試電平交變電勢施加到所述外部線圈。所述驅(qū)動電路可以進一步用于響應(yīng)于來自所述電流監(jiān)視器的所述外部線圈沒有電磁耦合至所述內(nèi)部線圈的指示，而停止對所述外部線圈施加所述功率電平交變電勢。當(dāng)所述驅(qū)動電路不施加功率電平交變電勢時，驅(qū)動電路可以進一步用于間歇地施加測試電平交變電勢。在另外的示例中，電流監(jiān)視器可用于提供表示耦合度的信息，并且當(dāng)耦合度超過閾值時，驅(qū)動電路可用于施加功率電平交變電勢。

本公開的另一方面提供了一種經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)，其包括適于安裝在動物的身體內(nèi)的內(nèi)部元器件和適于安裝在所述身體外部的外部元器件。所述內(nèi)部元器件包括內(nèi)部線圈，電連接至內(nèi)部線圈以從內(nèi)部線圈接收電力的內(nèi)部裝置，以及遙測發(fā)射器，其可用于發(fā)送表示與內(nèi)部元器件的運行相關(guān)的一個或多個參數(shù)的遙測信號。所述外部元器件包括：外部線圈；適于從遙測發(fā)射器接收遙測信號的遙測接收器；電流監(jiān)視器，其用于測量外部線圈中的電流并且基于所測量的電流而提供外部線圈是否電磁耦合至內(nèi)部線圈的指示；以及驅(qū)動電路，其當(dāng)遙測接收器接收遙測信號時在正常模式下運行，而當(dāng)遙測接收器沒有接收遙測信號時在安全模式下運行。所述驅(qū)動電路可以用于在正常模式下比在安全模式下向外部線圈施加更多的電力。在安全模式中，驅(qū)動電路可以向外部線圈施加足以為內(nèi)部裝置和遙測發(fā)射器供電的電力量。在一些示例中，驅(qū)動電路被配置為僅當(dāng)遙測接收器不接收遙測信號并且電流監(jiān)視器指示外部線圈電感耦合至內(nèi)部線圈時才運行在安全模式下。此外，在一些示例中，外部線圈、電流監(jiān)控器和驅(qū)動電路可以設(shè)置在共同殼體內(nèi)。此外，在一些示例中，驅(qū)動電路可用于驅(qū)動外部線圈，以便向內(nèi)部裝置提供至少約20瓦特的功率。

本公開的另一方面提供了一種無線能量傳輸系統(tǒng)的植入式元器件，包括：次級線圈，其具有次軸線和圍繞次軸線以螺旋形延伸的次級導(dǎo)體；次屏蔽件，其由可磁化的電絕緣材料構(gòu)成，所述次屏蔽件在所述次級線圈附近和次級線圈的后部橫向于所述次軸線延伸;以及電連接至次級線圈的電力消耗裝置。次級導(dǎo)體可以具有基本上設(shè)置在垂直于次軸線的共同徑向線上的內(nèi)端和外端。次屏蔽件可具有與次軸線對齊而延伸穿過該次屏蔽件的圓孔。在一些示例中，植入式元器件還可包括具有生物相容性外表面的可植入式線圈殼體，其容納次級線圈并具有前側(cè)和后側(cè)。次級線圈的前側(cè)可面向線圈殼體的前側(cè)。另外，線圈殼體可以包括區(qū)分殼體的前側(cè)和后側(cè)的一個或多個視覺可感知的標記。

本公開的又一方面提供了一種用于無線能量傳輸系統(tǒng)的驅(qū)動器，包括：外部線圈，其具有主軸線和繞主軸線延伸的初級導(dǎo)體；驅(qū)動電路，用于驅(qū)動外部線圈，使得施加到外部線圈的電力將被耦合至內(nèi)部線圈；以及由具有小于約0.3×10^6 σ的電導(dǎo)率的鐵磁性或亞鐵磁材料構(gòu)成的屏蔽件，其橫向于所述主軸線延伸，所述屏蔽件包括多個板狀段，所述板狀段大體上彼此邊緣對邊緣地布置，相鄰板狀段的邊緣之間具有間隙。在一些示例中，屏蔽件可以由鐵氧體組成。此外，在一些示例中，至少一些間隙可以相對于主軸線基本上徑向地延伸。

本公開的又一方面涉及一種用于無線能量傳輸系統(tǒng)的驅(qū)動器，包括：初級線圈，其具有主軸線和圍繞主軸線以螺旋形延伸的初級導(dǎo)體；驅(qū)動電路，用于驅(qū)動所述初級線圈；主屏蔽件，由可磁化的電絕緣材料構(gòu)成，主屏蔽件橫向于靠近初級線圈的主軸線延伸;由可磁化的電絕緣材料構(gòu)成的屏蔽壁。屏蔽壁圍繞主軸線延伸并且從主屏蔽件的背離初級線圈的后表面突出，使得屏蔽壁和主屏蔽件協(xié)同地限定大致呈杯狀的結(jié)構(gòu)。驅(qū)動電路的至少一部分可設(shè)置在屏蔽壁內(nèi)。

在一些示例中，驅(qū)動電路還可以包括在諧振電路中與初級線圈連接的一個或多個電容器以及連接到諧振電路以便向諧振電路供電的一個或多個功率半導(dǎo)體。電容器和功率半導(dǎo)體可以設(shè)置在屏蔽壁內(nèi)。

本公開的另一方面提供了一種用于無線能量傳輸系統(tǒng)的驅(qū)動器，包括：初級線圈，其具有主軸線和圍繞主軸線以螺旋形延伸的初級導(dǎo)體；驅(qū)動電路，用于驅(qū)動所述初級線圈;以及由可磁化的電絕緣材料構(gòu)成的主屏蔽件，主屏蔽件橫向于接近初級線圈的主軸線延伸。主屏蔽件可具有與主軸線對齊而延伸穿過主屏蔽件的孔。延伸穿過主屏蔽件的孔可以是正方形的。

附圖說明

圖1是根據(jù)本公開一個方面的經(jīng)皮能量傳輸（TET）系統(tǒng)的示意圖。

圖2是根據(jù)本公開一個方面的用于圖1所示TET系統(tǒng)的電力系統(tǒng)電路的示意圖。

圖3是根據(jù)本公開一個方面的用于圖1所示TET系統(tǒng)的通信系統(tǒng)電路的示意圖。

圖4是根據(jù)本公開一個方面的如圖1所示TET系統(tǒng)的外部模塊的分解圖。

圖5A-5C是根據(jù)本公開一個方面的包含在圖4所示外部模塊中的印刷電路板、屏蔽元件和外部線圈的俯視圖。

圖6是根據(jù)本公開一個方面的如圖1所示TET系統(tǒng)的植入式元器件的示意圖。

圖7是根據(jù)本公開一個方面的如圖1所示TET系統(tǒng)的植入式線圈模塊的分解圖。

圖8A和8B是根據(jù)本公開一個方面的包含在圖7所示植入式線圈模塊中的電路板的實施方式的俯視圖。

具體實施方式

圖1示意性地示出了用于向體內(nèi)的內(nèi)部腔體（即，患者104的皮膚下方）中的植入式治療性電氣裝置102供應(yīng)電力的經(jīng)皮能量傳輸（TET）系統(tǒng)100。該植入式電氣裝置102可以包括例如作為心室輔助裝置（“VAD”）的用于泵送血液的泵。內(nèi)部或植入式電氣裝置102可以包括例如用于控制泵的控制電路。

如圖1所示，TET系統(tǒng)100包括安裝在患者104的身體外部的外部電子器件120以及安裝在患者104的身體內(nèi)的內(nèi)部或植入式電子器件150。外部電子器件電耦合至一個或多個電源，例如包括外部電池125和建筑物電源112（例如，由建筑物的電源插座所供應(yīng)的AC電源或轉(zhuǎn)換后的DC電源）。外部電源可以提供在約20V至約250V之間任何數(shù)值的輸入電壓。外部電子器件120還電耦合至外部初級線圈130，并且植入式電子器件150電耦合至內(nèi)部或植入式次級線圈140。外部線圈130和植入式線圈140通過電磁感應(yīng)相互電感耦合以便在它們之間無線地傳輸電能。如圖1所示，外部線圈130與外部電子器件120一起容納在共同的外部模塊110中，而植入式線圈140和植入式電子器件150則沒有容納在一起。

植入式電子器件150電耦合至植入式電池155和植入式電氣裝置102。在植入式線圈140處接收的能量經(jīng)由植入式電子器件150存儲在植入式電池155中和/或提供給植入式醫(yī)療裝置102。另外，存儲在植入式電池當(dāng)中的能量可以經(jīng)由植入式電子器件150提供給植入式醫(yī)療裝置102。

該系統(tǒng)100的外部電子器件120可以包括控制電路122、射頻（RF）遙測電路124、電源選擇電路126、驅(qū)動電路128和用戶接口129。電源選擇電路126被配置為用于選擇向外部線圈130提供電力的外部電源（例如電池125、墻壁電源112）。驅(qū)動電路128被配置為驅(qū)動外部線圈130，使得能量通過電磁感應(yīng)從外部線圈130傳輸?shù)街踩胧骄€圈?？刂齐娐?22被配置為確定和執(zhí)行用于控制電源電路126和驅(qū)動電路128的指令，以便控制外部線圈與植入式線圈之間的無線能量傳輸。這種控制可以包括設(shè)置傳輸?shù)拿}沖寬度和/或頻率，控制由電源電路126選擇哪個電源，指示驅(qū)動電路128驅(qū)動外部線圈130等。由控制電路120進行的確定可以基于從遙測電路124接收的信號、從外部傳感器115接收的信息和/或來自用戶接口129的輸入信息。

系統(tǒng)100的植入式電子器件可以包括植入式控制電路152和RF遙測器154，以及整流器電路156、電壓調(diào)節(jié)器電路158和電源選擇電路159。整流器電路156可以被配置為將植入式線圈140處產(chǎn)生的交流電轉(zhuǎn)換成直流電。電壓調(diào)節(jié)器電路被配置成在提供給植入式醫(yī)療裝置102之前調(diào)整轉(zhuǎn)換的直流電和來自植入式電池155的電力的電壓電平。植入式電源切換電路159被配置為控制植入式醫(yī)療裝置102是由植入式電池155供電，還是由植入式線圈140供電，或者由兩者一起供電。類似于外部控制電路122的目的，植入式控制電路152可以用于確定和執(zhí)行控制電壓調(diào)節(jié)器電路158的電壓調(diào)節(jié)設(shè)置、由植入式電源切換電路159進行的電源選擇以及植入式醫(yī)療裝置102的整體電源傳輸?shù)闹噶?。在一些示例中，植入式控制電?52可以進一步控制外部線圈130和植入式線圈140之間的電感耦合的效率，例如通過指示對植入式線圈140中的諧振電路組件145的諧振頻率進行調(diào)整。與外部電路120一樣，在植入式電路處的這種確定可以基于RF遙測器154的信號以及從內(nèi)部傳感器165接收的其他信息。

根據(jù)需要，該TET系統(tǒng)100可以包括臨床監(jiān)視器160，用于收集例如由患者104或醫(yī)院臨床工作人員所要監(jiān)視的系統(tǒng)參數(shù)（例如植入式電池壽命、存儲在植入式電池中的電量以及警報等）。該臨床監(jiān)視器可以包括內(nèi)部或外部存儲器，用于存儲所收集的參數(shù)，以及用于記錄患者104的事件歷史（例如低流量狀況、無流量狀況、中斷等）。臨床監(jiān)視器160還可以耦合至TET系統(tǒng)以外的單元，以及從/向TET系統(tǒng)以外的單元接收信息/發(fā)送信息，諸如患者的手表或智能手機，或醫(yī)院的計算機數(shù)據(jù)庫。臨床監(jiān)視器160還可以由其自己的專用電源或電池170供電。

在一些示例中，臨床監(jiān)視器160除了接收和監(jiān)視來自TET系統(tǒng)100的其他元器件的數(shù)據(jù)之外，還可以傳送與系統(tǒng)100的期望操作有關(guān)的設(shè)定點或參數(shù)（例如流速）。這些設(shè)定點可以作為用于操作該系統(tǒng)100的指令傳送到外部電子器件120、植入式電子裝置150或兩者，并且由此用于設(shè)置系統(tǒng)操作的其它參數(shù)，例如用于驅(qū)動無線能量傳輸以便為植入式醫(yī)療裝置102供電的脈沖寬度和/或頻率。

圖2示意性地示出了圖1的TET系統(tǒng)100的電源系統(tǒng)電路，用于向植入式醫(yī)療裝置102供電。如圖2所示，外部電子器件120的電源選擇電路126包括分別電耦合至外部電池125和建筑物電源112的兩個輸入端。基于來自控制電路122的指令，電源選擇電路126將來自其中一個外部電源的電力輸出到驅(qū)動電路128的輸入端。驅(qū)動電路128放大輸出的電力。然后將放大的電力提供給外部線圈130。外部線圈耦合至附加電路，例如與外部線圈形成諧振電路的一個或多個電容器135。電容可以在大約50nF至200nF之間。外部線圈130產(chǎn)生磁場，其以諧振電路的諧振頻率電感耦合至植入式線圈140。

如上所述，外部電源選擇電路126可以由外部控制電路122控制。例如，如果外部控制電路122確定外部電子器件120未連接到建筑物電源112，則外部控制電路122可以指示外部電源選擇電路126從外部電池電源125向外部線圈130提供電力。對于另外的示例，如果外部控制電路122確定外部電子器件120連接到建筑物電源112，外部控制電路122可以指示外部電源選擇電路126從建筑物電源112向外部線圈130提供電力。

驅(qū)動器電路128還可以由外部控制電路122控制。例如，外部控制電路122可以確定驅(qū)動外部線圈130的適當(dāng)設(shè)置（例如電壓、電流、脈沖寬度）以便在植入式線圈140處感應(yīng)地產(chǎn)生足夠的電力，從而能夠向植入式醫(yī)療裝置102供應(yīng)足夠量的電力。植入式裝置的電力需求將取決于裝置的性質(zhì)，并且還可能在裝置的操作期間發(fā)生變化。例如，用于與典型的VAD一起使用的系統(tǒng)可以設(shè)置成向植入式裝置102傳輸至少5瓦特、至少10瓦特、至少15瓦特或至少20瓦特的連續(xù)電力。

在植入式電子器件150處，整流器電路156接收在植入式線圈140處產(chǎn)生的交流電，并且對該交流電進行整流以提供直流電。整流器電路156可以包括二極管電橋、同步整流器或本領(lǐng)域中已知的用于交流到直流的整流的其他元器件。然后，整流器電路156的直流輸出進而輸入到電壓調(diào)節(jié)器電路158，其中通過電壓限制器（例如擊穿二極管）將其限制在預(yù)定電壓極限或閾值（例如60V）。使用降壓型直流轉(zhuǎn)直流（DC-DC）轉(zhuǎn)換器252（例如降壓開關(guān)控制器，單端初級電感轉(zhuǎn)換器（SEPIC）或本領(lǐng)域已知的其它元器件）將電壓進一步調(diào)節(jié)到為植入式醫(yī)療裝置102供電所需的電壓和電流電平（例如，約18V）。根據(jù)需要，在一些系統(tǒng)中，整流器電路和電壓調(diào)節(jié)器的順序可以顛倒。例如，DC-DC轉(zhuǎn)換器可以采用用于轉(zhuǎn)換交流電的電壓電平的變壓器來替換，然后轉(zhuǎn)換的交流電可以由整流器電路轉(zhuǎn)換成直流電。電壓調(diào)節(jié)器電路158的輸出被提供給植入式電源選擇電路159的一個輸入端。植入式電源選擇電路159的第二輸入端電耦合至植入式電池155。如圖2所示，植入式電池155輸出的直流電耦合至DC-DC升壓或增壓轉(zhuǎn)換器254的輸入端。升壓轉(zhuǎn)換器254將植入式電池155輸出的電力的電壓和電流電平調(diào)節(jié)到為植入式醫(yī)療裝置102供電所需的水平。例如，升壓轉(zhuǎn)換器254可以將植入式電池155輸出的電力的電壓從大約12V升高到大約18V。植入式電源選擇電路159包括輸出端，其電耦合至植入式醫(yī)療裝置102。

植入式電源選擇電路159被配置為在植入式電池155和植入式線圈140之間進行切換，以便向植入式醫(yī)療裝置102提供電力。以類似于外部電路120的切換調(diào)節(jié)的方式，這樣的內(nèi)部切換可以基于提供給植入式控制電路152的輸入來確定。植入式控制電路152的輸入還可以指示在植入式線圈140處接收的電壓的量和植入式電子器件150的溫度。例如，如果植入式控制電路152確定在植入式線圈140處沒有接收到足夠的能量，或者一個或多個內(nèi)部元器件的溫度太高而不能安全操作，則植入式控制電路152可以指示植入式電源選擇電路159從植入式電池155向植入式醫(yī)療裝置102供電。

除了用于向植入式醫(yī)療裝置供應(yīng)電力的電路之外，植入式電子器件150還包括用于使用所產(chǎn)生的無線能量對植入式電池155進行充電的充電電路256。該充電電路可以設(shè)置為即使在無線能量被提供給植入式醫(yī)療裝置102時也允許對植入式電池155進行充電。充電電路256可以包括由植入式控制電路152控制的一個或多個開關(guān)。

在一些示例中，可以對提供給植入式電池155的電力進行控制，以避免植入式電池的持續(xù)放電和充電（通常稱為“微斷開”），這種持續(xù)放電和充電會影響向VAD系統(tǒng)供電的TET的電池壽命，例如歸因于來自植入式醫(yī)療裝置102的電力需求的波動。例如，共同擁有的美國專利No.8608635描述了一種TET系統(tǒng)，其基于植入式VAD的電力需求動態(tài)地調(diào)節(jié)發(fā)射線圈所發(fā)射的能量，其公開內(nèi)容通過引用并入本文。

圖3示意性地示出了用于實現(xiàn)TET系統(tǒng)100的電子元器件之間的通信的通信電路。虛線312、314和316中的每一個分別表示兩個元器件之間的無線通信信道。實線322、324和326中的每一個分別表示有線通信信道。

從外部電子器件120開始，該外部電子器件通信地耦合至外部線圈130（經(jīng)由信道322）、外部電池125（經(jīng)由信道324）、臨床監(jiān)視器160（經(jīng)由信道312）和植入式電子器件150（經(jīng)由信道314）中的每一個。外部電子器件120可以布線至與其共享殼體的那些元器件（例如本示例中的外部電池125，與其一起容納在模塊110中），并且無線地耦合至單獨封裝的元器件（例如本示例中的單獨封裝的臨床監(jiān)視器160）。外部電子器件120和任何植入式元器件（例如植入式電子器件150）之間的通信是無線的。

在圖3的示例中，與外部電子器件相聯(lián)的傳感器115被配置為用于測量所連接的電源（包括墻壁電源112和外部電池電源125）的電源電壓和電源電流中的每一個。附加傳感器被配置為測量提供給外部電源選擇電路（圖1和圖2中的126）的電流的量以及外部線圈130和相關(guān)聯(lián)電子器件的溫度。除了這些感測值之外，外部電子器件120可以從植入式電子裝置150接收指示與TET系統(tǒng)100相關(guān)聯(lián)的其他值的信息信號，諸如植入式線圈140的負載處的電壓和電流，植入式整流器電路156的電壓等。

除了收集來自通信耦合的元器件和傳感器115/165的數(shù)據(jù)，外部電子器件120還可以與TET系統(tǒng)100的其他元器件（例如與臨床監(jiān)視器160和植入式電子器件150）共享收集的數(shù)據(jù)。例如，外部電子器件120可以將所有接收到和測量到的值傳送到臨床監(jiān)視器160，用于進一步監(jiān)視、記錄、處理和/或分析。與臨床監(jiān)視器的通信可以是間歇性的。

植入式電子器件150負責(zé)收集測量到TET系統(tǒng)100的植入式元器件的傳感器數(shù)值和數(shù)據(jù)。例如，植入式電子器件150可以接收關(guān)于植入式線圈140的負載處的電壓和電流的信息。如上所述，該數(shù)據(jù)可以被中繼到外部電子器件150和/或臨床監(jiān)視器160，以進一步協(xié)調(diào)控制和優(yōu)化系統(tǒng)100的發(fā)射器（外部）側(cè)和接收器（植入）側(cè)之間的效率。

外部電子器件120、植入式電子器件150和臨床監(jiān)視器160可以全部通過具有射頻發(fā)射器和/或接收器的射頻遙測模塊進行通信，例如共同擁有的美國專利No.8608635中描述的那些模塊。例如，外部電子器件可以使用醫(yī)療藍牙通信信道與臨床監(jiān)視器（經(jīng)由信道312）通信。植入式電子器件可以使用醫(yī)療植入通信服務(wù)（MICS）與外部電子器件（經(jīng)由信道314）和臨床監(jiān)視器（經(jīng)由信道316）通信。

外部模塊110的一種結(jié)構(gòu)如圖4和圖5A-5C中示出的模塊。圖4示出了外部模塊110的分解圖。外部模塊110包含外部電子器件120和完全設(shè)置在承載系統(tǒng)或殼體405內(nèi)的初級線圈（外部線圈130）中的每一個。外部模塊的效率通過將電力電子器件和初級線圈集成在共同殼體內(nèi)而得以提高。在具有獨立封裝的初級線圈和驅(qū)動電子器件的TET系統(tǒng)中，線圈與驅(qū)動電子器件之間的距離（通常為1米）可導(dǎo)致電纜損耗和系統(tǒng)的整體弱化。驅(qū)動電子器件和初級線圈的共同定位消除了這種電纜損耗，并且實現(xiàn)了高品質(zhì)因數(shù)和更高的效率。

在圖4的示例中，殼體405由耐用的非導(dǎo)電材料例（如塑料）制成。殼體包括背離患者104的“面向外”的蓋407和當(dāng)模塊110在使用時面向患者104的“面向內(nèi)”的基部406中的每一個。蓋407和基部406可以通過任何合適的緊固方式彼此緊固，例如壓裝、旋轉(zhuǎn)焊接、超聲波焊接、粘合劑等。在圖4所示的例子中，模塊110是圓形的，然而模塊還可以采取不同的形狀，例如正方形、長方形、長橢圓形等。隔熱層409集成到殼體405的基部406中，或作為附加層添加在殼體405的面向內(nèi)側(cè)的表面上，以在初級線圈與患者皮膚之間提供附加的熱障。隔熱層可以由聚合物材料（例如硅樹脂）制成，并且可以為患者的皮膚毛孔提供可透氣的表面。

外部電子器件120布置在設(shè)置在模塊的“面向外”的一端附近（例如，在蓋407內(nèi)）并且橫向于或垂直于模塊110的主軸線A延伸的印刷電路板（PCB）420。主軸線A沿向外的方向延伸，即從基部406的中心延伸到蓋407的中心。初級線圈430設(shè)置在模塊的“面向內(nèi)”的另一端附近（例如，在基部406內(nèi)）。這種布置確保模塊的電子器件不干擾TET系統(tǒng)100的外部線圈130和植入式線圈140之間的電感耦合。

PCB板420可以被成形為適配于模塊110的殼體405。在圓形模塊110的示例中，PCB板420可以是圓形或環(huán)形的形狀。圖5A描繪了具有缺口的環(huán)形PCB板420的俯視圖，所述缺口位于PCB板420的中心且位于主軸線A上，該缺口具有約20mm至約35mm之間的直徑。在缺口的周圍布置有電子電路元器件，可以包括一個或多個電容器135和耦合至外部線圈130以形成諧振電路的其他元器件。 位于PCB板420中心的缺口允許或至少簡化了電子電路元器件與初級線圈130的連接，然而該缺口可以例如從圓形PCB板當(dāng)中省略，這時初級線圈130可以經(jīng)由不同的路徑進行連接。此外，如下面更詳細地描述，PCB板420包括連接點436和438，以便于將初級線圈130連接到其他電子電路元器件。

模塊110的殼體405可以足夠?qū)捯匀菁{直徑為70mm或更大的初級線圈130。例如，圖4的殼體具有約90mm或更大的外徑。同樣，PCB板420可以足夠?qū)捯园惭b在殼體405內(nèi)部，而不必將電容器物理地堆疊在設(shè)置于PCB板上的其它元器件的上方或下方。如圖5A所示，電容器135可以設(shè)置PCB上的其他電路的旁邊。進而，圖4所示的殼體相對于類似設(shè)計的較小直徑殼體可以制造得更?。矗刂鬏S線）。在圖4的示例中，殼體405可以具有約10mm至20mm之間（例如，15mm）的厚度（在主軸線A處）。

初級線圈430是由以圍繞主軸線A的平面螺旋圖案纏繞的單根連續(xù)導(dǎo)線（例如，利茲線）構(gòu)成的基本上呈平面的線圈。如本公開中所使用的，術(shù)語“螺旋”應(yīng)當(dāng)理解為既包括從主軸線處開始并圍繞該軸線纏繞的曲線，也包括從徑向偏離該軸線的位置處開始并圍繞該軸線纏繞的曲線，從而在線圈的中心留下間隙或開口。線圈130可以纏繞5至15匝之間的匝數(shù)?；诮o定的數(shù)值范圍，并且基于用于計算空心電感器的公式L=(d^2*n^2)/(18*d +40*l)（其中d是線圈直徑，l是線圈長度，n是線圈中的匝數(shù)），線圈130可以具有在15μH和25μH之間任何數(shù)值的電感。

圖5C示出了初級線圈430的俯視圖。初級線圈的導(dǎo)線具有內(nèi)端432和外端434。在如圖5C所示的例子中，導(dǎo)線端部432和434中的每個基本上設(shè)置在從主軸線A徑向延伸的共同徑向軸線B上。如圖4所示，導(dǎo)線端部432和434中的每個可以向上且遠離線圈430的平面并朝向PCB板420卷曲。每個導(dǎo)線端部可以焊接或以其它方式連接到PCB板420上的相應(yīng)連接點436和438。

為了將PCB板420的電子器件與初級線圈130產(chǎn)生的磁場屏蔽，模塊110包括設(shè)置在PCB板420和初級線圈130之間的屏蔽件450。屏蔽件450包括環(huán)形盤453，其以主軸線A為中心并且橫向于主軸線A延伸，一對同心環(huán)457和458限定具有圍繞主軸線A的旋轉(zhuǎn)表面的壁，所述壁分別從環(huán)形盤453的內(nèi)邊緣和外邊緣沿向外的方向平行于主軸線A延伸。

環(huán)457和458可以沿著主軸線A延伸等于或大于PCB板420的電子器件高度的長度，使得電子器件（包括電容器）完全設(shè)置在由屏蔽件450所形成的半環(huán)形腔體內(nèi)。

盤453和環(huán)457、458都由鐵磁性或亞鐵磁性材料（例如，鐵氧體）構(gòu)成，所述鐵磁性或亞鐵磁性材料具有小于約0.3×10^6 σ的電導(dǎo)率和在約2000和約12000之間的相對磁導(dǎo)率。盤453可以是具有約1mm至約2mm之間厚度（在主軸線A方向上）的剛性板，并且環(huán)457/458可以由柔性箔制成，每個具有約0.5mm至約1mm之間的厚度（在徑向軸線B方向上）。其它示例模塊（例如，具有無間隙的圓形PCB板的模塊）可以包括在中心沒有孔的圓形屏蔽件和從盤的外邊緣延伸的單個環(huán)。在這樣的示例中，PCB板420電子器件（包括電容器）可以完全設(shè)置在由屏蔽件450形成的規(guī)則形狀的腔內(nèi)。另外的示例可以包括由單片鐵磁性或亞鐵磁性材料制成的屏蔽件，并且取決于模塊110是包括圓形還是環(huán)形PCB板而分別模制形成規(guī)則形狀或半環(huán)形形狀。

屏蔽件450沿著主軸線A設(shè)置在PCB板420和外部線圈430之間。屏蔽件450的盤453將初級線圈所發(fā)射的磁場重新定向或聚焦到植入在患者體內(nèi)的次級線圈140。這種聚焦增加了TET系統(tǒng)100的耦合系數(shù)，并且進一步保護PCB板420的電子器件免于不期望的電感耦合。內(nèi)環(huán)457和外環(huán)458提供進一步的保護，有效地引導(dǎo)磁場環(huán)繞（而不是穿過）環(huán)形PCB板420。

盤453可以由多個段或部分組成。圖5B示出了具有四個節(jié)段502-508的盤453的俯視圖，然而其他盤可以具有不同數(shù)量的節(jié)段（例如，2-8段）。每個節(jié)段具有約20mm至約35mm之間的半徑。間隙512-518存在于相互鄰近的節(jié)段的邊緣之間。間隙512-518可以通過在裝配期間通過切割盤而形成，并且可以從盤453的中心處的主軸線A大致徑向地延伸。間隙范圍從0mm到0.5mm。在圖5B的示例中，每個節(jié)段為約1.5mm厚（即，沿著主軸線A）。以上述方式對盤453進行分段據(jù)認為可提高TET系統(tǒng)的效率。在盤453的中心具有內(nèi)孔525。在圖5B的示例中，內(nèi)孔525是正方形的，因為這種形狀據(jù)認為可實現(xiàn)用于耦合初級線圈130和次級線圈140的最佳散射場特性。內(nèi)部孔525的尺寸可以在從20mm到35mm的范圍內(nèi)，在一些示例中可以成形為不同的形狀（例如圓形、矩形、三角形等）。

環(huán)457和458中的每一個可以包括小狹縫（未示出），以允許初級線圈導(dǎo)線穿過環(huán)，以便將初級線圈430的導(dǎo)線端432和434連接到PCB板420的相應(yīng)的連接點436和438。在初級線圈130的內(nèi)周邊處的內(nèi)導(dǎo)線端432可以穿過內(nèi)環(huán)457的狹縫到達內(nèi)連接點436，并且在初級線圈130的外周邊處的外導(dǎo)線端434可以穿過外環(huán)458的狹縫到達外連接點438。狹縫可以彼此徑向?qū)R，使得導(dǎo)線端在PCB板420的基本相同的區(qū)域處連接到PCB板420。在替代示例中，環(huán)457和458可以不包括狹縫，并且每個導(dǎo)線端432和434可以在相應(yīng)的環(huán)上方和周圍卷曲，以便連接到PCB板420的連接點436和438。

圖4中還示出了設(shè)置在盤453和PCB板420之間的間隔件440。間隔件440在PCB板420和盤453之間提供足夠的距離，以防止由于盤453的導(dǎo)電性而可能產(chǎn)生的短路。間隔件優(yōu)選地采用諸如塑料這樣的不導(dǎo)電的非磁性材料制成，并且可以具有在約1毫米至約10毫米之間的厚度（例如，約6毫米厚）。圖4的示例性模塊描繪了四個間隔件，每個間隔件設(shè)置在盤453的相應(yīng)節(jié)段502-508上。其它實例可包括更多或更少的間隔件（例如，2個間隔件，8個間隔件等）。

又如圖4所示，在蓋407的面向外的一側(cè)具有包含多個發(fā)光二極管（LED）481-486的視覺指示器480。如下所述，LED 481-486被配置為指示外部初級線圈130相對于植入式次級線圈140的位置，并且進一步指示植入式線圈140須要移動的方向和/或距離，以便更好地與植入式線圈140對齊。圖4的示例性模塊描繪了一排六個的LED，但是其他示例可以是本領(lǐng)域已知的其他顯示技術(shù)，也可以包括更多或更少的燈（例如，5個LED，8個LED等），并且燈可以布置成其他結(jié)構(gòu)（例如，柵格、圓形等）。

現(xiàn)在轉(zhuǎn)到TET系統(tǒng)100的植入式元器件，圖6為植入患者140體內(nèi)的元器件的示例性布置的示意圖。如圖6所示，植入式線圈140、植入式電池155、植入式醫(yī)療裝置102和植入式電子器件150中的每一個被布置在單獨的殼體中并且分散在患者的整個身體中，以適應(yīng)患者的解剖構(gòu)造。植入式線圈140、電池155和醫(yī)療裝置102中的每一個經(jīng)由單獨的電力電纜電耦合至植入式電子器件150。

如上所述，次級線圈140可感應(yīng)地耦合至初級線圈130。次級線圈140在患者體內(nèi)可定位成使得患者易于將外部模塊110安裝在次級線圈140附近。例如，次級線圈140可以定位在患者皮膚的附近。此外，次級線圈140可以定位成靠近患者身體的相對平坦的部分，以使得外部模塊110的安裝更為容易。在圖6的示例中，次級線圈140被定位成靠近患者胸部的前部，使得外部模塊110能夠容易地安裝到患者胸部，并且使外部模塊110緊密靠近次級線圈140。

圖7示出了包含次級線圈140的植入式線圈模塊700的分解圖。如圖7所示，次級線圈140設(shè)置在模塊700的殼體705內(nèi)，該殼體705具有裝配在一起的蓋710和基部720?？梢圆捎帽绢I(lǐng)域中已知的任何合適的方式來使蓋710和基部720配合在一起，諸如上面針對外部模塊110所描述的那些方式，并且可以與外部模塊110的蓋408和基部406的裝配方式相同或不同。殼體705可以由具有適于避免使模塊700或周圍組織過熱的耗散因數(shù)的生物相容性材料制成。優(yōu)選地，在初級線圈130和次級線圈140之間的感應(yīng)充電所產(chǎn)生的熱量，不會使殼體增加大于約兩度（℃）的溫度。

保持一個或多個電容器745（例如，共同用作高壓大容量電容器）的電路板740，屏蔽件730和次級線圈140中的每一個都完全設(shè)置在殼體705內(nèi)，并橫向于或垂直于模塊700的次軸線C。次軸線C沿向內(nèi)方向延伸，即從基部710的中心延伸到蓋720的中心。次級線圈140優(yōu)選地設(shè)置為靠近殼體705的基部720，其適于植入為更靠近患者的皮膚（因此更靠近外部模塊110），并且具有電容器745的電路板740優(yōu)選地設(shè)置成靠近殼體705的蓋710，該蓋710距離患者皮膚較遠。另外，殼體705的蓋710和/或基部720可以包括一個或多個視覺上可感知的標記，以指示或區(qū)分殼體705的哪一側(cè)是朝前側(cè)（即，次級線圈140設(shè)置在該側(cè)）以及哪一側(cè)是朝后側(cè)（即，與朝前側(cè)相對）。該標記能夠輔助該次級線圈模塊800以正確的方位植入，以使外部線圈130和次級線圈140之間的耦合系數(shù)最大化。

電容器745環(huán)繞電路板740均勻分布，以便將熱損失分布在更大更一致的區(qū)域上。圖8A和8B示出了電路板和電容器的替代布置。如圖8A所示，電容器745位于環(huán)形電路板740的外周邊810，該環(huán)形電路板740的中心具有開口820。每個電容器通過引腳（例如，812、814）電連接至環(huán)。如圖8B所示，電容器745以圓形圖案設(shè)置在實心（中心沒有開口）電路板740上。由于電容器的均勻分布，這兩種布置都使得熱損失能夠均勻分布。

屏蔽件730設(shè)置在板740和次級線圈140之間。與外部模塊110的屏蔽件450一樣，屏蔽件730有益于對板740進行屏蔽以免電感耦合，同時能夠改善初級線圈130處產(chǎn)生的磁場的聚焦，從而增加初級線圈130和次級線圈140之間的耦合系數(shù)。

在圖7的示例中，植入式線圈140是基本上平面的線圈，包括圍繞次軸線C以螺旋圖案纏繞的單根連續(xù)導(dǎo)線（例如，利茲線）。線圈140可以纏繞成5至15圈之間的任何圈數(shù)，且其直徑可以基本上等于初級線圈130的直徑，例如大約80mm或更大。導(dǎo)線可以通過內(nèi)部線端部742和外部線端部744中的每一個電耦合至電容器745。為了將線端部742和744連接到電容器745，線端部可以遠離線圈740的平面（其橫向于次軸線C）向上并且大致沿軸向地朝向板740而卷曲。線端部742、744與電容器745之間的電連接可以通過將每個線端焊接到保持電容器745的板740上的相應(yīng)連接點746和748而實現(xiàn)。如圖7所示，線端部742、744以及連接點746、748中的每一個可以基本上設(shè)置在從次軸線C徑向延伸的公共軸線D上。

板740可以是具有直徑在約30mm至約70mm之間（例如，17.5mm）的圓形內(nèi)孔和約1mm的厚度（沿次軸線C的方向）的環(huán)形形狀。如上所述，板740可以包括耦合至次級線圈140并具有大約100nF至150nF之間的電容的一個或多個電容器745。次級線圈140和電容器745一起形成諧振電路。諧振電路具有設(shè)置在殼體705內(nèi)的一對負載端子（其可以是連接點846和848）。在一些示例中，該板可以視需要包括用于調(diào)節(jié)諧振電路的諧振頻率的附加電路，例如通過電容器的選擇性耦合，并且還可以視需要包括一個或多個溫度傳感器，用于監(jiān)測植入式線圈模塊700的溫度。圖7示出的板740在環(huán)中保持有9個電容器，但是其他的示例性的板（諸如具有相似形狀和尺寸的板）可以安裝更多（例如10個）或更少（例如2或3個）的電容器，且電容器可以按不同的方式排布（例如，以柵格的方式）。

另外在圖7中還示出了構(gòu)造在殼體705的蓋710和基部720中的端口715。該端口適于供一根或多根電力電纜或電線（未示出）穿過，使得電纜或電線將設(shè)置在殼體705內(nèi)的元器件電連接至植入式電子器件150。例如，具有導(dǎo)體的電纜可以穿過端口715，以便將設(shè)置在殼體705內(nèi)的負載端子電連接至植入式電子器件150。優(yōu)選地，電容器755包含在電纜的植入式線圈140側(cè)（即，在植入式線圈模塊700中），以減小與植入式線圈140和負載端子的距離。這進而使電纜上的任何功率損耗減到最少。再如圖6所示，植入式電子器件150電耦合至植入式線圈140，但是與植入式線圈140分開地容納。植入式電子器件150可以分開在兩個或更多個電路板上，例如電壓整流器板和控制板。電壓整流器板可包括上面結(jié)合圖1和2描述的電壓整流器電路156，其將在植入式線圈處產(chǎn)生的交流電整流為直流電。電壓整流器板還可包括上述的電壓調(diào)節(jié)器電路158，其將提供給植入式醫(yī)療裝置102的電壓調(diào)節(jié)到所需的水平，以及包括植入式電源選擇電路159，用于在植入式電池155和植入式線圈140之間切換向植入式醫(yī)療裝置102供電的電源。

控制板將包括負責(zé)驅(qū)動植入式醫(yī)療裝置102的電路（例如MOSFET逆變器）以及負責(zé)指示植入式電源選擇電路159的電源選擇的控制電路152。控制電路152可以確定植入式線圈140的適當(dāng)?shù)倪\行參數(shù)（例如，諧振頻率），以及確定使用來自植入式線圈140的電能、或者來自植入式電池155的電能、抑或是兩者的電能來對植入式醫(yī)療裝置102進行供電。此外，控制板還可以收集和傳送關(guān)于TET系統(tǒng)100的各種數(shù)據(jù)。例如，控制板可以被配置為接收、解釋、存儲和/或中繼關(guān)于電源選擇電路159的溫度的信息。對于另外的示例，當(dāng)植入式醫(yī)療裝置102是可植入泵（例如圖7的VAD）時，該控制板可以配置為處理從泵的傳感器165傳送的信息，例如由泵所呈現(xiàn)的反電動勢，以及泵的定子處的電流。可以由包括在控制板上的存儲器進行這種信息的存儲，并且可以使用以上所討論的RF遙測電路154將該信息傳送到TET系統(tǒng)100的其它元器件，諸如外部電子器件120和臨床監(jiān)視器160。

在替代實施例中，電壓整流器板和控制板可以單獨容納。在這樣的示例中，從植入式線圈模塊700的殼體705（上面結(jié)合圖7所描述）延伸的電纜電連接至整流器殼體的輸入端子，并且從那里連接到整流器電路156的輸入端子。這樣，整流器電路電耦合在植入式線圈140和植入式醫(yī)療裝置102之間，使得只有流自電容器845的負載電流沿著電纜的導(dǎo)體傳輸?shù)秸髌麟娐?56而到達植入式醫(yī)療裝置102。在其他示例中，電壓整流器板和控制板可以容納在一起，其中電纜從植入式線圈140的殼體705延伸并電連接至共同殼體的輸入端子。

植入式電池155可以是容納在鈦或醫(yī)療級塑料殼體內(nèi)的鋰離子電池。在為VAD供電的情況下，電池可以配置為存儲約12伏特至16.8伏特之間的電荷。如上所述，植入式電池耦合至植入式醫(yī)療裝置102，以便響應(yīng)于植入式控制電路152的確定而對植入式醫(yī)療裝置102供電。植入式電池155還可以通過植入式電路150的電壓整流器板電耦合至植入式線圈140，以臨時存儲在植入式線圈140處產(chǎn)生的超出植入式醫(yī)療裝置102所需的電能。該多余的電能可用于為植入式電池155充電，以便后續(xù)用于植入式醫(yī)療裝置102的運行。

在圖6的示例性布置的替代實施例中，植入式線圈可以設(shè)置在安裝至植入式醫(yī)療裝置的殼體中。例如，圖9示出了植入式醫(yī)療裝置102（在該示例中是用于輔助患者的心臟功能的心室輔助裝置或VAD）的立體圖，該植入式醫(yī)療裝置102具有安裝到VAD 102的平坦端部902的植入式線圈殼體905。 VAD 102的平坦端部902優(yōu)選地定位成背離心臟并且朝向患者的胸部，使得植入式線圈定位成靠近患者的皮膚。此外，植入式線圈殼體905優(yōu)選地安裝成使得設(shè)置在其中的植入式線圈140面向患者的胸部，使得線圈屏蔽件位于植入式線圈和VAD 102之間。這使得植入式線圈140被定位成靠近安裝至患者胸部的外部模塊110，使外部線圈和植入式線圈之間的耦合最大化，同時進一步將VAD的磁性元器件和導(dǎo)電表面與電磁TET場屏蔽。圖9的替代性布置還有利于提供用于VAD的散熱器。植入式電子器件也安裝到VAD 102上。這使得VAD和TET系統(tǒng)的植入明顯地更簡單，因為在植入式線圈殼體905、植入式電子器件907和VAD 102之間沒有附加的裝置腔（device pockets）和布線。

以上整體描述的TET系統(tǒng)可以包括在系統(tǒng)運行的幾個方面進一步改進的附加特征。一個這樣的特征是用于運行的正常、啟動和安全模式例程的實現(xiàn)，以及用于確定以哪種模式運行的測試例程。測試例程提供TET系統(tǒng)100使用不同量的電流來驅(qū)動外部線圈130。在正常模式運行下，當(dāng)TET系統(tǒng)100的外部元器件與植入式元器件以適當(dāng)?shù)姆绞酵ㄐ艜r，驅(qū)動電路128施加功率電平交變電勢（例如，最大電流量）以驅(qū)動外部線圈130。如上所述，在正常運行時，TET系統(tǒng)可以產(chǎn)生至少5瓦特、至少10瓦特、至少15瓦特或至少20瓦特的連續(xù)電力。該電力可以用于滿足植入式醫(yī)療裝置的運行、RF遙測的需要、主要和備用電子系統(tǒng)的要求、以及進一步用于為植入式電池進行充電的所有電力需求。然而，如果諸如無線能量傳輸線圈或RF遙測線圈這樣的外部元器件中的一個或多個沒有與一個或多個對應(yīng)的植入式元器件適當(dāng)?shù)伛詈?，則可能會施加較少的電流來驅(qū)動外部線圈130。電流的減少量可以是基于未被適當(dāng)耦合的特定元器件。

啟動例程可以在啟動模式和正常模式之間確定TET系統(tǒng)100的一種運行模式，并且可以由外部控制電路122控制。在啟動例程中，TET系統(tǒng)100在開始時可以先運行啟動模式，通過施加測試電平交變電勢來驅(qū)動外部線圈130，以便測試外部線圈130和植入式線圈140之間的耦合度。測試電平交變電勢產(chǎn)生足夠的功率以感測植入式系統(tǒng)或線圈，但沒有足夠的功率來操作植入式裝置。例如，測試電平交變電勢可以產(chǎn)生約250mW或更小。外部控制電路122的傳感器115可以包括耦合檢測電路，其用于檢測外部線圈130和植入式線圈140之間的電感耦合的程度。該檢測可以至少部分地采用測量外部線圈130電流的電流監(jiān)測器來執(zhí)行。關(guān)于檢測到的耦合的信息可以從耦合檢測電路提供到外部控制電路122。然后，外部控制電路122可以基于所提供的耦合信息來確定是否繼續(xù)運行該啟動模式或轉(zhuǎn)換到正常模式。

如果外部控制電路122處于正常模式并且沒有接收到外部線圈130與植入式線圈140被適當(dāng)?shù)伛詈系闹甘荆ɑ蛞云渌绞酱_定），則外部控制電路122可以指示驅(qū)動電路128停止施加驅(qū)動外部線圈130的功率電平交變電勢，并且可以進一步轉(zhuǎn)變到啟動模式并將測試電平交變電勢施加到外部線圈130?？梢蚤g歇地施加測試電平交變電勢以確定外部線圈130與植入式線圈140是否適當(dāng)?shù)鼗虺浞值伛詈?。測試電平交變電勢可以提供足夠的電流以確定電感耦合的存在，而不會產(chǎn)生足夠強的磁場而傷害患者（諸如使患者的皮膚或組織過熱），盡管外部線圈130與植入式線圈140之間缺乏電感耦合。另外，測試電平交變電勢避免了不必要的功率消耗，同時仍然使外部控制電路122能夠繼續(xù)監(jiān)視和評估線圈130和140之間的耦合。

在安全模式例程中，可以基于外部電子裝置124和植入式電子裝置154的RF遙測電路是否恰當(dāng)?shù)乇舜送ㄐ艁泶_定所傳輸?shù)臒o線電力的水平。例如，如果外部控制電路122確定外部RF遙測電路124的接收器沒有從植入式RF遙測電路154的發(fā)射器接收RF遙測信號，則外部控制電路122可以指示驅(qū)動電路128向外部線圈130施加相對低的功率電平交變電勢。換句話說，與正常運行模式相比，驅(qū)動電路128將在安全模式下向外部線圈130施加更少的電流（更短的脈沖寬度）。低功率電平交變電勢將足夠強，以驅(qū)動外部線圈130產(chǎn)生足夠的電力以運行植入式醫(yī)療裝置102。例如對于VAD，VAD的功率需求可以由患者的血流量需求進行確定（其進而可以由臨床工作人員進行編程）。這種功率需求可以在約2瓦特到約5瓦特的范圍內(nèi)。

外部控制電路可以配置為實現(xiàn)啟動和安全模式例程。在這種情況下，驅(qū)動電路128僅在耦合檢測電路確定線圈被適當(dāng)?shù)伛詈希⑶彝獠靠刂齐娐反_定外部RF遙測電路124不從植入式電子器件接收RF遙測信號時，才將低功率電平交變電勢施加到外部線圈130。

TET系統(tǒng)的另一個特征是用于幫助用戶適當(dāng)校準外部線圈和植入式線圈的校準規(guī)程，以便使它們之間能量傳輸?shù)男首畲蠡?/p>

外部控制電路122可以基于從傳感器115接收的信息來確定外部線圈130和植入式線圈140之間的當(dāng)前耦合度?？梢砸暂斎胄盘柕男问浇邮招畔?。一個這樣的信號可以由耦合至外部線圈130的電壓或電流監(jiān)視器提供，并且可以指示外部線圈130處的電壓和/或電流量。另一個這樣的信號可以由外部RF遙測電路提供，并且可以表示線圈之間的電力傳輸（例如，耦合系數(shù)或電流效率）。遙測信號可以從植入式RF遙測電路154接收，其本身耦合至植入式傳感器165，該植入式傳感器165測量植入式線圈140中的電流。

外部控制電路122向患者發(fā)出關(guān)于外部線圈130和植入式線圈140之間的耦合度的警報。

這種警報可以通過視覺的方式傳達，諸如通過激活人類可感知的信號，諸如利用視覺或聽覺指示器。在視覺指示器的示例中，指示器可以包括多個燈或LED（例如，在圖4所示外部模塊420的面向外的蓋407上的LED 481-486）。例如，被激活的燈的數(shù)量可以指示耦合的程度?？梢詫θ魏谓o定耦合度的激活的燈的數(shù)量進行預(yù)配置，例如使得耦合度越大，被激活的燈越多（或者作為一種選擇，越少）。

以上的公開內(nèi)容總體地描述了用于具有植入式VAD的用戶的TET系統(tǒng)。然而，本公開同樣能夠適用于具有無線功率傳輸?shù)慕?jīng)皮階段的任何系統(tǒng)。同樣地，本公開同樣適用于驅(qū)動植入任何人類或其他動物體內(nèi)的任何電力消耗裝置（例如，助聽器、起搏器、人造心臟等）。

雖然本發(fā)明已經(jīng)通過參考特定實施例進行描述，但是應(yīng)當(dāng)理解，這些實施例僅僅是本發(fā)明的原理和應(yīng)用的說明。因此，應(yīng)當(dāng)理解，可以對說明性實施例進行多種修改，并且可以在不脫離由所附權(quán)利要求限定的本發(fā)明的精神實質(zhì)和范圍的情況下設(shè)計出其他布置。