电感组件的定向和放置以最小化对植入式医疗设备中的通信线圈的噪声耦合的制作方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及例如植入式脉冲发生器等植入式医疗设备中的无线通信的改善。
【背景技术】
[0002]植入式刺激设备将电刺激递送到神经和组织以用于各种生物失常的治疗，例如，用于治疗心律失常的起搏器，用于治疗心脏纤维颤动的去颤器，用于治疗耳聋的耳蜗激励器，用于治疗失明的视网膜激励器，用于产生协调肢体运动的肌肉激励器，用于治疗慢性疼痛的脊髓激励器，用于治疗运动和心理失常的皮质和深脑激励器以及用于治疗尿失禁、睡眠呼吸暂停、肩部半脱位等的其它神经激励器。下文的描述一般将集中于本发明在脊髓刺激(SCS)系统中的使用，例如公开于美国专利6，516，227中。然而，本发明可适用于任何植入式医疗设备或任何植入式医疗设备系统。
[0003]典型地，SCS系统包括植入式脉冲发生器(IPG)，例如，描述于2013年9月5日提交的题为“采用内部支撑结构的植入式医疗设备的构造”的美国临时专利申请号61/874,194中。图1以俯视图和横截面图示出申请案‘194中的IPG 10，所述IPG 10包括生物相容设备外壳30，其容纳有所述IPG运行所必须的电路27和电池34 <JPG 10通过形成电极阵列12的一个或多个电极引线14耦合到电极16。电极16由柔性体18承载，所述柔性体18还容纳耦合到各个电极16的单个信号线20。信号线20还耦合到邻面触点22，其可插入固定在IPG 10上的头部28中的引线连接器24中，其中所述头部可包含，例如，环氧树脂。一旦插入，则邻面触点22就连接到引线连接器24中的头部触点26，所述头部触点26又通过馈通引脚48(图2)耦合到外壳30内的电路。在所示实施例中，十六个电极16分裂在两个引线14之间，但是引线和电极的数量对于特定应用是特定的并且能够变化。在SCS应用中，电极引线14典型地植入患者脊髓内硬脊膜的左右侧。随后，邻面触点22穿过患者组织到达植入IPG外壳30的远端位置，在该点处其耦合到引线连接器24。
[0004]图2示出移除外壳30后的IPG10的底侧和顶侧的透视图，从而可看到内部组件，包括电池34、通信线圈(天线)40和印刷电路板(PCB)42。如申请案‘194中所解释，这些组件固定到刚性(例如，塑料)支撑结构38并使用刚性(例如，塑料)支撑结构38进行集成。在本示例中，电池34为永久性、非无线可再充电电池。(电池34也可为可再充电电池，在这种情况下，可使用通信线圈40或另一再充电线圈无线接收经被整流以对电池34进行充电的充电场)。通信线圈40通过磁感应实现IPG 1和患者外部设备(图3)之间的双向通信。通信线圈40的末端焊接到被模制入支撑结构38中的线圈引脚44以便于通信线圈40至PCB 42的最后连接。PCB 42集成有IPG 10的运行所需的各种电路27。通信线圈40在平面40p内紧邻IPG 10的底侧，而PCB 42在平面42p内紧邻顶侧，如图1的横断面中所示。
[0005]图3示出具有线圈108的外部控制器100，所述线圈108用于通过磁感应链路90与IPG 10的通信线圈40通信。优选地，外部控制器100是手持式的和便携式的，并且包括用户界面(显示器、按钮等)以允许用户调节IPG 10所提供的治疗电流(例如，以增大或减小所提供的刺激，以改变哪个电极提供刺激，等等)并回顾IPG 10所报告的状态信息。
[0006]在传统的SCS系统中，使用频移键控(FSK)协议沿链路90双向传输数据，其中，以中心频率(例如，f c = 125kHz)周围的不同频率无线传输连续的位串。例如，若‘ O ’位要被传输至IPG 1，则外部控制器100 (例如，微控制器)中的控制电路1 2向外部控制器1 O中的调制器/发送器电路104数字地提供该位。调制器/发送器104调谐线圈108以在例如121kHz下谐振一个比特持续时间(例如，250微秒)。通过链路90将此频率传输到IPG 10中的通信线圈40，通信线圈40的解调器/接收器电路49根据其频率将其解码为数字‘0’，并且将其报告给IPG的控制电路50(例如，微控制器)以进行译码。将类似地传输‘I’位，但是以不同的频率，例如129kHz。类似地，通过IPG 10中的调制器/发送器电路47和外部控制器100中的解调器/接收器电路106进行从IPG 1到外部控制器100的数据传输。
[0007]能够以不同方式进行外部控制器100和IPG 10之间的无线通信，并且能够不同地配置外部控制器，如2013年9月6提交的美国专利申请案第61/874，863号中所解释。
[0008]图4A示出美国专利申请公开案2013/0331910中所描述的IPG10的构造。尤其着重示出IPG 10中的各个电源，其以粗线示出。初级电池34提供主电源电压Vbat，从其衍生出IPG 1中的所有其它电源电压。因为Vbat相对较小(例如，大约3伏，但是随其在IPG 1的使用寿命内被耗尽而降低)，并且因为IPG 10中的特定电路要求可提供高于Vbat的电源电压，因此IPG 10包括升压电路。尤其，IPG 10包括第一升压式转换器52和第二升压式转换器70，其两者均包含用于将Vbat转换成不同的电源电压(S卩Vup和V+)的DC-DC转换器，如下文将进一步解释。
[0009]第一升压式转换器52生成电源Vup，其包含用于IPG 10中的大多数电路的电源，包括模拟电路62、数字电路64(包括微控制器50)以及存储器60。可调整Vup(根据调节器54、56和58)以衍生出这些电路中的每一个所专用的独立的电源电压Va、Vd和Vf。在一个示例中，Vup可近似等于3.2伏，通过低压差调整器54、56和58产生近似2.8伏的电源Va、Vd和Vf。因为模拟电路62、数字电路64和存储器64的细节描述于上文引用的申请案‘510中，此处不再对其进行详细说明。通过监测和调节块53监测Vup，其将Vup与参考电压Vref进行比较以确定Vup是否过低。若过低，则此块53通过控制信号boost I指示第一升压式转换器53运行，如下文将进一步解释。
[0010]第二升压式转换器70用于生成不同的电源电压V+，称为顺从电压，以向在电极16中的一个或多个处产生治疗电流脉冲(1ut)的电流生成电路74供电。在图4A中，此电流生成电路包含一个或多个数字-模拟转换器(DAC)74，其根据数字控制信号(CNTR)提供指定量值、频率和持续时间的电流脉冲。因为指定电流脉冲能够对于给定患者在不同的时间而不同，或对于不同的患者而不同，因此V+不是固定的，而是被设定为最佳电平，其非过低而不能提供指定的电流脉冲，亦非过高而浪费电池34的电力。具体地，V+监测和调节电路76监测DAC 74上的电压降，其使用该电压降以根据控制信号boost 2来控制第二升压式转换器70生成适当量值的电源电压V+。再次，可在上文引用的申请案‘510中找到关于顺从电压生成的进一步的细节。
[0011]第一升压式转换器52(产生Vup)和第二升压式转换器70(产生V+)两者均可包含如图4B所示的相同基本电路，其包含熟知的基于电感器的升压式转换器。当通过控制信号boost I或boost 2启动时，脉冲宽度调制器80调制被发送到晶体管84的栅极的时钟信号(CLK)的脉冲宽度(PW)。当晶体管84接通时，电流(I)流过电感器82。当晶体管84断开时，电感器82中的电流通过二极管86对电容器88放电，其中电容器88的顶板包含第一升压式转换器52中的Vup或第二升压式转换器70中的顺从电压V+。因为电容器88已被充电到电池电压Vbat，所以来自电感器82的额外电荷使Vup或V+升压到高于Vbat的值，其中二极管86防止此剩余电荷反向消散入电路。除了存储电荷之外，电容器88还对Vup和V+进行滤波和稳定化。因此，当晶体管84的栅极在接通和断开之间振荡时，Vup或V+以由栅极脉冲串的占空度确定的速率继续升压。当控制信号boost I或boost 2禁用时，晶体管84的栅极处的振荡暂停，其导致当电荷被这些电源所连接的电路消耗时Vup或V+下降。当然，用于第一和第二升压式转换器52和70的电路值的细节将根据其不同的功能及其必须产生的电压而不同。控制信号boost I和boost 2可为数字或模拟信号，并且可包含数字或模拟值，其指示出升压式转换器必须如何“艰苦”工作以产生希望的电源电压。
[0012]已知升压式转换器具有干扰可在IPG中运行的遥测电路的可能性。参看美国专利申请公开案2010/0211132号，其在产生顺从电压V+的第二升压式转换器70的上下文中论述了此问题。这是因为，通过流经其电感器82的电流I，升压式转换器在运行时将产生磁场85，所述磁场85可耦合到IPG中的通信线圈40。即使通信线圈40具有较高的品质因数和良好的频带外噪声抑制，电感器82产生的磁场85仍可具有通常处于通信线圈频带(例如，从10kHz到150kHz)内的频率分量。此外，存在于磁场85中的频率分量难以控制，这是因为其取决于升压式转换器在任何给定时间产生的