与经皮供电的医疗植入物一起使用的天线的制作方法

本发明大体上涉及经皮供电的医疗植入物。

背景技术：

感应链路通常用于将电力和数据传输到植入的医疗装置，植入的医疗装置诸如是包括耳蜗植入物和视网膜植入物的假体装置、心脏起搏器、可植入除颤器、记录装置以及神经肌肉刺激器。植入的装置包括(或连接到)内部天线线圈，并且外部天线线圈位于内部天线线圈上方。电力以及在某些情况下数据通过天线线圈之间的感应链路被供应给植入的装置。

在包括外部声音处理器以及在耳蜗内带有电极阵列的耳蜗植入物的可植入耳蜗刺激(“ics”)系统的示例性背景下，外部天线线圈可由连接到外部声音处理器的头戴耳机承载。声音处理器通过功率调制方案通过感应链路将电力和刺激数据(例如具有不同的脉冲宽度和/或幅度的脉冲序列)传输到耳蜗植入物的天线线圈。然后电刺激电流被施加到电极阵列中的不同的电极组合以产生声音感知。替代地，电极阵列可直接插入到耳蜗神经中而不需要驻留在耳蜗中。美国专利no.5,824,022、名称为“cochlearstimulationsystememployingbehind-the-earsoundprocessorwithremotecontrol”中公开了一种代表性的ics系统，其全部内容结合在此引作参考。市售的ics声音处理器的实例包括但不限于高级bionics^tmharmony^tmbte声音处理器，高级bionics^tmnaida^tmbte声音处理器以及高级bionics^tmneptune^tm身体佩戴的声音处理器。

一个常规天线线圈是三匝感应器，其包括在非导电载体内的导体。导体包括由金、铂或钛导线形成的生物相容性多导线金属缆线。缆线的直径非常小(例如约0.014英寸)，这是因为人工耳蜗植入物必须是细小的。聚乙烯增强纤维有时用于增加缆线的拉伸强度。本发明人已经确定常规天线线圈易于改进。在机械方面，细的多导线生物相容性金属缆线相对昂贵且制造复杂，并且具有相对低的拉伸强度。转向电性能，在天线线圈中使用多导线生物相容性金属缆线(和聚乙烯纤维)通常会导致大约一欧姆或更大的电阻值和小于75的q因子值，这小于用于植入装置的最优值。

技术实现要素：

一种具有感应器组件的天线，感应器组件包括至少两个导体以及非导电载体，至少两个导体均限定导体直径dc，非导电载体限定至少两个内腔，至少两个导体分别位于至少两个内腔中。载体维持至少两个导体之间的导体间隔s，并且感应器组件限定至少一匝，但可根据设计呈现所需的数量。导体间隔s和导体直径dc一起限定范围从约0.5至约1.2的s/dc比。

因为当结合附图考虑时，通过参考以下详细描述可以更好地理解本发明，本发明的上述和许多其他特征将变得显而易见。

附图说明

将参考附图对示例性实施例进行详细描述。

图1是根据本发明的一个实施例的天线的立体图。

图2是沿着图1中的线2-2截取的单个匝的截面图。

图3是图1所示的天线的一部分的立体图。

图4是图1所示的天线的一部分的截面图。

图5是根据本发明的一个实施例的另一个天线的一部分的截面图。

图6是示例性ics系统的示意图。

图7是示例性可植入人工耳蜗刺激器的平面图。

图8是示例性声音处理器的立体图。

具体实施方式

以下是实施本发明的当前已知的最佳方式的详细描述。该描述不被认为是限制性的，而是仅仅是为了说明本发明的一般原理的目的。

一个示例性的线圈天线大体上由图1中的附图标记100表示。线圈天线100由感应器组件102形成，感应器组件包括多个相对于彼此定位的金属导体104，使得在导体间隔和导体直径之间存在预定的关系，如在下面更详细描述。在所示的实施方案中，存在四个金属导体104并且金属导体位于载体106内，载体维持金属导体相对于彼此的位置。金属导体104的端部被暴露以便有利于连接到耳蜗植入物或其他装置的接收器电路。金属导体104在下面参考图3和图4更详细地描述。感应器组件102限定一个或多个匝(或“环”)108，其数量由预期应用确定，并且在所示实施例中有三匝。

如例如在图2中所示，示例性载体106包括用于金属导体104中的每一个的内腔110。载体106可由诸如硅橡胶的致密的弹性体非导电材料形成。转到图3和图4，导体104可由多个多导线缆线112(有时称为“litz导线”)形成。缆线112中的每根导线114可以是拉伸填充管(“dft”)的形式，可从fortwaynemetals作为导线获得，每根导线包括外管118(例如镍氢合金管)，外管填充有内芯116(例如银或银合金芯)。dft是fortwaynemetalsresearchproductscorp.的注册商标，mp35n是spstechnologies的注册商标。在所示的实施例中，导体104包括七根多导线缆线112，其以六边形结构布置，其中六根缆线112围绕中心缆线扭绞。缆线112包括以六边形结构布置的七根导线114，其中六根导线围绕中心导线扭绞。与常规缆线相比，这种构造改进拉伸强度。

存在与使用具有litz导线构造的多缆线导体104以及多导线缆线112相关的多个优点。例如，导线114在多导线导体104中缠绕的模式减少了在无线电频率下承载交流电的导体中出现的趋肤效应和邻近效应损耗。简单地说，携带交流电的导线的电阻是导线横截面面积和电流频率的函数。电阻随着横截面面积的减小而增加。随着电流的频率增加电阻也增加，这是因为有效的横截面面积由于趋肤效应而降低，这导致大部分电流在导线表面附近发生。litz缆线构造中的各个导线114具有小于一个外皮深度的直径，这消除了每根导线的趋肤效应损失。此外，缆线112内的每根导线114的(以及导体104内的每根缆线112的)径向位置沿着缆线112(和导体104)向内移动，其中磁场引起较大的阻力；以及向外移动，其中磁场引起较小阻力。结果，针对导体104作为整体，电流均匀地分布于导体104从导线114到导线114以及从缆线112到缆线112，并且在高频应用中减少了趋肤效应和相关的电力损耗。相对于实心导体，导体104的分布电感与分布电阻的比也增加，这导致在谐振频率下的较高的q因子。q因子是效率的无单位指标，较高的q值表示导体的较低能量损失率。特别地，q＝ωl/r，其中ω＝弧度工作频率，l＝电感以及r＝感应器的有效串联电阻。

除了使用诸如那些上述的多导线导体之外，简单地增加导体的横截面面积是降低串联电阻以获得较高q因子的另一种方法。然而，本发明人确定，因为在柔性方面的相关的降低，增加导体的横截面面积不是使植入的线圈天线的情况下的q因子最大化的适当方式。本发明人还确定，降低串联电阻以获得较高q因子的较好方法是从诸如图2所示的示例性组件的多缆线感应器组件形成天线。本发明人进一步确定在多缆线感应器内的导体直径和导体间隔之间存在结果有效的关系。

再次参考图2，因为导体的扭转六边形形状在其长度上接近圆柱体，所以导体104限定最大横截面尺寸，并且导体104的最大横截面尺寸在本文和本领域中被称为直径dc。所示实施方案中的四个导体104被排列成两行两列，其中成对的导体(沿图示的定向)水平和竖直对齐。在竖直和水平对齐的导体对104之间存在间隔s。换句话说，匝108限定穿过载体106的中心的环平面，并且导体104平行于环平面间隔开并垂直于环平面。

本发明人已经确定导体间隔与导体直径比(“或s/dc比”)应范围从约0.5至约1.2，此外，超过比率1.2的间隔不能提供进一步的益处。所示实施方案中s/dc比为约1.0。如本文所用导体间隔与导体直径比的上下文，术语“约”意指±1％。本发明人已经确定，导体间隔和导体直径之间的该关系降低了邻近效应，而不产生并联感应器。关于邻近效应，当紧密相邻的导体承载交流电时，每个导体内的电流分布将被与另一个导体相关的磁场约束到较小的区域中，从而以随着电流的频率增加的方式增加有效电阻。在本天线100中，通过简单地增加导体104之间的水平和竖直间隔无法解决该问题，这是因为在某种情况下，导体将用作四个并联感应器而不是单个四缆线感应器。作为四个并联感应器的操作使最终电感的总体值变化，并降低了litz效应的效应/效果。本发明人已经确定，在30至300mhz的范围内(包括例如45至55mhz的范围和49mhz的示例值)的频率，从0.5到1.2的范围的导体间隔与导体直径比最大化邻近效应方面的降低而不产生并联感应器。

在一个示例性实施方案中，各个缆线导线114由银合金芯116(至少20％银)和镍合金管118组成，各个缆线导线提供优良的拉伸强度以及增强的导电性。每根导线114的直径约为0.001英寸。在所示的六边形结构中，以六根0.001英寸的导线114围绕中心导线扭绞以形成缆线112，并且六根缆线112围绕图示的六边形结构的中心缆线扭绞以形成导体104，示例性导体的直径约为0.009英寸。如本文所用，直径导体104和导线114的上下文，术语“约”意指±0.001英寸。具有上述构造的一个市售的多缆线导体可从fortwaynemetals获得，并且包括具有合金外管和银内芯116的导线，其中银芯占导线的28％的横截面面积。

如上所指出的载体106可以由诸如硅橡胶的致密的弹性体非导电材料形成，被构造成维持导体104相对于彼此的位置。合适的硬度为60-80肖氏a。在所示实施方案中，每个内腔110具有约0.009英寸的直径dl，相邻腔110之间的水平和竖直间隔s为约0.009英寸。限定导体104和组织之间的距离的壁厚t也约为0.009英寸。因此，感应器组件102的总高度h约为0.045英寸。所示实施方案中的三个环108的相应直径为0.8英寸、0.9英寸和1.0英寸。如本文所用的水平和竖直间隔s的上下文，术语“约”意指±0.1％。

还应注意，本发明的线圈天线不限于图1-4所示的四导体实施方案。转到图5，所示天线100a基本上与天线100相同，并且相同的元件由相同的附图标记表示。然而，这里，感应器组件102a仅具有两个导体104，因此，载体106a仅包括两个内腔110。上述尺寸、导体间隔和比率是相同的。

本天线具有比具有类似总体构造和常规导体的天线相关的q因子值大致更好的q因子值。作为示例，可以将天线100(图1和图2)和天线100a(图5)与常规的三匝天线进行比较，常规的三匝天线包括在非导电载体内的导体并且具有相同的总体大小和形状。常规的导体包括四根围绕彼此扭绞的缆线，每根缆线包括六根围绕中心导线扭绞以形成缆线的金导线，每根缆线直径为0.012英寸。通过测量特定频率的电感l和有效串联电阻r然后计算q值，将天线100和100a与常规天线进行比较。天线100的q值比常规天线高出约百分之65，天线100a的q值比常规天线高出约百分之30。还应该注意的是，常规天线和本天线之间的q值的差异的可归因于导线材料和缆线构造方面的微小差异(即导线的数量和直径)的部分可忽略不计。

本发明可应用于各种系统，包括但不限于向听力障碍者提供声音(即声音或声音感知)的系统。该系统的一个示例是ics系统，其中外部声音处理器与耳蜗植入物通信，因此，本发明可在ics系统的情况下讨论。然而本发明并不限于此。ics系统的一个示例是用图6中的附图标记10大体上表示的系统。示例性ics系统10包括可植入耳蜗刺激器(或“耳蜗植入物”)200(图7)和声音处理器300(图8)。

图7所示的示例性耳蜗刺激器200包括由硅胶弹性体或其它合适材料形成的柔性壳体202、刺激处理器204、具有电极阵列208的耳蜗引线206和定位元件(即磁体或其它铁磁材料)210。耳蜗刺激器200还包括在所示实施方案中由上述天线100和接收器(未示出)组成的数据和电力接收器设备。刺激处理器204和接收器可位于共同的电路板上，或位于单独的板上。

参考图8，示例性声音处理器300包括壳体302、麦克风304和306、处理器设备308以及保持构件310。处理器设备308可包括任何硬件、计算机实施的指令(例如软件)、固件或它们的组合。例如，处理器设备308可包括一个或多个处理器、数字信号处理器(“dsp”)、滤波器、可编程存储器单元和/或存储介质。位于壳体302的外部的控制面板312具有音量按钮和程序选择开关。声音处理器300还包括向声音处理器的处理器设备308和其它耗电部件供电的主电池或次级电池或其他电源(未示出)。在所示的实施方案中，电源由固定到壳体302的可拆卸的电池保持器314承载。可以通过缆线318和缆线端口320连接声音处理器300的头戴耳机316包括壳体322、被吸附到耳蜗刺激器200的定位元件210的定位磁体324、线圈天线326(其与天线100电相似)以及发射器(未示出)。头戴耳机300和相关的声音处理器之间的无线连接可在其他实施方案中采用。电力和刺激数据可以通过感应链路从天线326经皮地传输到天线100。

虽然已经根据上述优选实施例描述了本文公开的发明，但是对于本领域技术人员来说，对上述优选实施例的多种改型和/或附加方案将是显而易见的。作为示例而非限制，本发明适用于带有身体磨损的声音处理器以及bte声音处理器的ics系统。本发明还适用于带有声音处理器的ics系统，其通过内部天线(即没有头戴耳机)和声音处理器直接与可植入耳蜗刺激器通信，其中声音处理和头戴耳机功能被并入到单个结构中(参见例如美国专利nos.8,515,112和8,811,643，其结合在此引作参考)。本发明还包括尚未描述的来自说明书中公开的各种类型和实施例的元件的任何组合。意图是本发明的范围扩展到所有这样的改型和/或附加方案，并且本发明的范围仅由下面提出的权利要求限制。