ES2950171T3

ES2950171T3 - Control de transferencia de energía adaptado a un sistema de dispositivos médicos

Info

Publication number: ES2950171T3
Application number: ES21157616T
Authority: ES
Inventors: Peter Forsell
Original assignee: Implantica Patent Ltd
Current assignee: Implantica Patent Ltd
Priority date: 2007-11-27
Filing date: 2008-11-27
Publication date: 2023-10-05
Anticipated expiration: 2028-11-27
Also published as: EP2214780A4; BR122019005760B8; EP4283825A2; US20180133488A1; US8600517B2; AU2008330254B2; US20140155959A1; US20210038903A1; US11896837B2; US10549107B2; BRPI0819622B8; EP2214780B1; EP3855598A1; CA2739853A1; US9808634B2; EP2214780A1; BRPI0819622B1; BR122019005760B1; EP4283825A3; EP3855598B1

Abstract

Se proporciona un método para transmitir energía inalámbrica desde un dispositivo transmisor de energía externo colocado externamente a un cuerpo humano a un receptor de energía interno colocado internamente en el cuerpo humano. El método comprende aplicar al dispositivo transmisor externo pulsos eléctricos desde un primer circuito eléctrico, que comprende un generador de pulsos y una unidad de control de longitud e intervalo de pulso, para transmitir la energía inalámbrica, teniendo los pulsos eléctricos bordes delantero y trasero, variando las longitudes de los primeros intervalos de tiempo entre los sucesivos bordes anterior y posterior de los impulsos eléctricos y/o las longitudes de segundos intervalos de tiempo entre los sucesivos bordes posterior y anterior de los impulsos eléctricos, y transmitir energía inalámbrica, teniendo la energía transmitida generada a partir de los impulsos eléctricos una potencia variada, la variación de la potencia dependiendo de la duración del primer y/o segundo intervalos de tiempo. en el que, en la etapa de aplicar al dispositivo transmisor externo impulsos eléctricos desde el primer circuito eléctrico, la energía inalámbrica se transmite suministrando dos o más trenes de impulsos en fila, en el que suministrar cada tren de impulsos comprende suministrar un tren de dos o más de los impulsos eléctricos en una fila, teniendo dicho tren un primer impulso eléctrico al inicio del tren de impulsos y teniendo un segundo impulso eléctrico al final del tren de impulsos, y variando las longitudes de los segundos intervalos de tiempo entre el borde posterior sucesivo del segundo impulso eléctrico en el primer tren de impulsos y borde anterior del primer impulso eléctrico del segundo tren de impulsos. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN

Control de transferencia de energía adaptado a un sistema de dispositivos médicos

La presente invención se refiere en general a un procedimiento y a un sistema para suministrar energía inalámbrica a un dispositivo médico implantado en un paciente. En particular, la invención se refiere a controlar la cantidad de ener gía transferida desde un dispositivo de transmisión de energía dispuesto fuera del paciente a un receptor de energía dentro del paciente.

ANTECEDENTES

Los dispositivos médicos diseñados para ser implantados en el cuerpo de un paciente suelen funcionar mediante energía eléctrica. Estos dispositivos médicos incluyen estimuladores eléctricos y mecánicos, motores, bombas, etc., diseñados para apoyar o estimular diversas funciones corporales. La energía eléctrica puede suministrarse a un dis positivo médico de este tipo implantado desde una batería implantada de forma similar o desde un transmisor de energía externo que puede suministrar cualquier cantidad necesaria de energía eléctrica de forma intermitente o con tinua sin necesidad de operaciones quirúrgicas repetidas.

Un transmisor de energía externo puede transferir energía inalámbrica a un receptor interno de energía implantado que se encuentra situado en el interior del paciente y está conectado al dispositivo médico para suministrarle la energía recibida. Se conocen los denominados dispositivos de la TET (Transcutaneous Energy Transfer, Transferencia Trans cutánea de Energía) que pueden transferir energía inalámbrica de este modo. Por lo tanto, no es necesario utilizar cables o similares que penetren en la piel para conectar el dispositivo médico a una fuente externa de energía, tal como una batería.

Un dispositivo de la TET comprende normalmente una fuente externa de energía, que en esta Solicitud es parte de un transmisor de energía externo, que incluye una bobina primaria adaptada para transferir inductivamente cualquier cantidad de energía inalámbrica, induciendo un voltaje en una bobina secundaria de un receptor interno de energía que se implanta preferentemente justo debajo de la piel de un paciente. La mayor eficiencia de transferencia se obtiene cuando la bobina primaria se coloca cerca de la piel, adyacente a la bobina secundaria y alineada con ella, es decir, cuando un eje de simetría de la bobina primaria es paralelo al de la bobina secundaria.

Típicamente, la cantidad de energía necesaria para hacer funcionar un dispositivo médico implantado puede variar con el tiempo en función de las características operativas del dispositivo. Por ejemplo, el dispositivo puede estar dise ñado para conectarse y desconectarse a determinados intervalos, o cambiar su comportamiento de otro modo, con el fin de proporcionar una estimulación eléctrica o mecánica adecuada, o similar. Tales variaciones operativas darán lugar naturalmente a las variaciones correspondientes con respecto a la cantidad de energía requerida.

Además, la posición de la fuente externa de energía con relación al receptor interno de energía implantado es un factor que afecta a la eficiencia de la transferencia de energía, que depende en gran medida de la distancia y del ángulo relativo entre la fuente y el receptor. Por ejemplo, cuando se utilizan bobinas primaria y secundaria, los cambios en la separación de las bobinas dan lugar a una variación correspondiente del voltaje inducido. Durante el funcionamiento del dispositivo médico, los movimientos del paciente suelen modificar arbitrariamente la distancia relativa entre la fuente externa y el receptor interno, de modo que la eficiencia de la transferencia varía considerablemente.

Si la eficiencia de la transferencia es baja, la cantidad de energía suministrada al dispositivo médico puede ser insufi ciente para que funcione correctamente, de modo que su acción debe detenerse momentáneamente, lo que altera naturalmente el efecto médico previsto del dispositivo.

Por otra parte, la energía suministrada al dispositivo médico también puede aumentar drásticamente si las posiciones relativas de la fuente externa y el receptor interno cambian de una manera que aumente involuntariamente la eficiencia de la transferencia. Esta situación puede causar graves problemas, ya que el implante no puede "consumir" la cantidad repentinamente muy elevada de energía suministrada. La energía excesiva no utilizada debe ser absorbida de alguna manera, lo que resulta en la generación de calor, lo cual es altamente indeseable. Por lo tanto, si se transfiere un exceso de energía de la fuente externa de energía al receptor interno de energía, la temperatura del implante aumen tará, lo que puede dañar el tejido circundante o tener otros efectos negativos en las funciones corporales. En general, se considera que la temperatura del cuerpo no debe aumentar más de tres grados para evitar estos problemas. Por lo tanto, se necesita un sistema de transferencia muy eficiente.

Por lo tanto, es muy deseable suministrar siempre la cantidad adecuada de energía a un dispositivo médico implan tado, con el fin de garantizar un funcionamiento correcto y/o evitar el aumento de la temperatura. Se conocen varios procedimientos para controlar la cantidad de energía transferida en respuesta a diferentes condiciones en el implante receptor. Sin embargo, las soluciones actualmente disponibles para controlar la transferencia inalámbrica de energía a los dispositivos médicos implantados carecen de precisión en lo que a esto se refiere.

Por ejemplo, el documento US 5.995.874 describe un sistema de la TET en el que la cantidad de energía transmitida desde una bobina primaria se controla en respuesta a una indicación de las características medidas de una bobina secundaria, tales como la corriente y el voltaje de carga. La energía transmitida puede controlarse variando la corriente y el voltaje en la bobina primaria, la frecuencia de la transmisión o las dimensiones de la bobina. En particular, se efectúa un cambio en el punto de saturación del campo magnético entre las bobinas, con el fin de ajustar la eficiencia de la transferencia de energía. Sin embargo, no es probable que esta solución funcione bien en la práctica, ya que no se produciría un punto de saturación en el tejido humano, dados los niveles de campo magnético que es posible utilizar. Además, si la transmisión de energía debe aumentarse considerablemente, por ejemplo para compensar las pérdidas debidas a variaciones en la alineación y/o la separación entre las bobinas, la radiación relativamente alta generada puede ser perjudicial o insalubre o desagradable para el paciente, como es bien conocido. Otro ejemplo del estado de la técnica, considerado como el estado de la técnica más próximo, se describe en el documento US 5.702.431, que se refiere a un sistema de recarga subcutánea para un dispositivo médico implantable alimentado por batería.

Por lo tanto, se necesita una solución efectiva para controlar con precisión la cantidad de energía transferida a un dispositivo médico implantado con el fin de garantizar su correcto funcionamiento. Además, se debe evitar una trans ferencia de energía excesiva que provoque un aumento de la temperatura del dispositivo médico o subidas de voltaje, con el fin de evitar daños en los tejidos y otras consecuencias perjudiciales o desagradables para el paciente.

RESUMEN DE LA INVENCIÓN

La invención se define por las características de las reivindicaciones independientes 1 y 11. Las realizaciones preferi das se definen en las reivindicaciones dependientes.

La presente divulgación por el contrario varía la anchura de los impulsos de energía con frecuencia constante y am plitud constante. La anchura del impulso se consigue con una técnica de modulación, (en la presente memoria des criptiva y en lo que sigue, la PWMT) (en un ejemplo de la presente divulgación muchas veces por segundo), para controlar la cantidad de energía transferida desde la bobina externa de transmisión de energía en el sistema al receptor implantado. la PWMT se utiliza para variar digitalmente la cantidad de potencia del amplificador de potencia que opera la bobina de transmisión. En comparación con los sistemas análogos anteriores, un sistema PWM es mucho más eficiente y se puede controlar fácilmente desde un sistema de dominio digital, tal como un microprocesador.

Hay varias maneras diferentes de lograr que la PWMT controle la cantidad de energía de salida del amplificador de potencia a la bobina de transmisión. Generalmente la modulación del ancho de impulso puede ser creada con un sistema que controla la potencia usando una señal de impulso de onda cuadrada continua con una frecuencia cons tante en la que el ciclo de trabajo de los impulsos son variados o un sistema que controla la potencia usando una señal de tren de impulsos de onda cuadrada continua con frecuencia constante y un ancho de impulso constante y por lo tanto ajustando el ancho del ciclo de trabajo del tren de impulsos. Estas dos técnicas básicas, así como la mayoría de sus modificaciones, se pueden utilizar para controlar la potencia de salida de la bobina de transmisión.

La transmisión de energía inalámbrica desde el dispositivo externo de transmisión de energía puede ser controlada aplicando al dispositivo externo de transmisión de impulsos eléctricos desde un primer circuito eléctrico para transmitir la energía inalámbrica, los impulsos eléctricos tienen bordes de entrada y salida, variando las longitudes de los prime ros intervalos de tiempo entre los bordes de entrada y salida sucesivos de los impulsos eléctricos y/o las longitudes de los segundos intervalos de tiempo entre los bordes de entrada y salida sucesivos de los impulsos eléctricos, y transmitiendo energía inalámbrica, la energía transmitida generada a partir de los impulsos eléctricos tiene una poten cia variable, dependiendo la variación de la potencia de las longitudes de los intervalos de tiempo primero y/o segundo.

De esta manera, se proporciona un procedimiento de transmisión de energía inalámbrica desde un dispositivo externo de transmisión de energía colocado externamente a un cuerpo humano, a un receptor interno de energía colocado internamente en el cuerpo humano, como en la reivindicación de procedimiento independiente 1.

También se proporciona un sistema como se reivindica en la reivindicación 11 del sistema independiente.

El procedimiento y el aparato pueden ser implementados de acuerdo con diferentes realizaciones y características. Los siguientes aspectos no se reivindican necesariamente como la invención.

En ese caso, la frecuencia de los impulsos eléctricos puede ser sustancialmente constante al variar los intervalos de tiempo primero y/o segundo. Al aplicar los impulsos eléctricos, éstos pueden permanecer invariables, excepto al variar los intervalos de tiempo primero y/o segundo. La amplitud de los impulsos eléctricos puede ser sustancialmente cons tante al variar los intervalos de tiempo primero y/o segundo. Además, los impulsos eléctricos pueden ser variados variando únicamente las longitudes de los primeros intervalos de tiempo entre los bordes inicial y final sucesivos de los impulsos eléctricos.

Se puede suministrar un tren de dos o más impulsos eléctricos en fila, en el que al aplicar el tren de impulsos, el tren que tiene un primer impulso eléctrico al comienzo del tren de impulsos y que tiene un segundo impulso eléctrico al final del tren de impulsos, se pueden suministrar dos o más trenes de impulsos en fila, en los que se varían las longi tudes de los segundos intervalos de tiempo entre el bordes de seguimiento sucesivos del segundo impulso eléctrico en un primer tren de impulsos y el borde delantero del primer impulso eléctrico de un segundo tren de impulsos.

Cuando se aplican los impulsos eléctricos, éstos pueden tener una corriente y un voltaje sustancialmente constantes. Además, los impulsos eléctricos también pueden tener una frecuencia sustancialmente constante. Los impulsos eléc tricos dentro de un tren de impulsos también pueden tener una frecuencia sustancialmente constante.

Cuando se aplican impulsos eléctricos al dispositivo de transmisión de energía externo, los impulsos eléctricos pueden generar un campo electromagnético sobre la fuente externa de energía, variando el campo electromagnético al variar los intervalos de tiempo primero y segundo, y el campo electromagnético puede inducir impulsos eléctricos en el receptor interno de energía, llevando los impulsos inducidos energía transmitida al receptor interno de energía. La energía inalámbrica se transmite entonces de forma sustancialmente puramente inductiva desde el dispositivo externo de transmisión de energía al receptor interno de energía.

Los impulsos eléctricos pueden emitirse desde el primer circuito eléctrico con una frecuencia y/o un período de tiempo tales entre los bordes delanteros de los impulsos consecutivos, de modo que cuando varían las longitudes de los intervalos de tiempo primero y/o segundo, varía la energía transmitida resultante. Al aplicar los impulsos eléctricos, éstos pueden tener una frecuencia sustancialmente constante.

El circuito formado por el primer circuito eléctrico y el dispositivo externo transmisor de energía puede tener un primer período de tiempo característico o una primera constante de tiempo, y al variar con efectividad la energía transmitida, el citado período de tiempo de frecuencia puede estar en el rango del primer período de tiempo característico o cons tante de tiempo o ser más corto.

Se debe entender que todos los aspectos, no necesariamente reivindicados como la invención, que se han descrito más arriba principalmente como un procedimiento podrían utilizarse tanto como un aparato adaptado para realizar todo lo descrito más arriba y también como un procedimiento que realiza las diferentes tareas descritas más arriba.

Sistema de retroalimentación de energía

En un aspecto divulgado, la energía inalámbrica se transmite desde un dispositivo externo de transmisión de energía situado fuera del paciente y es recibida por un receptor interno de energía situado dentro del paciente, estando conec tado el receptor interno de energía al dispositivo médico para suministrarle directa o indirectamente la energía recibida. Se determina un balance energético entre la energía recibida por el receptor interno de energía y la energía utilizada para el dispositivo médico. La transmisión de energía inalámbrica desde la fuente externa de energía se controla en función del balance energético determinado.

Se describe un aparato adaptado para controlar o un procedimiento para controlar, no reivindicado, para controlar la transmisión de energía inalámbrica suministrada a un dispositivo médico eléctricamente operable implantado en un paciente. El aparato está adaptado para transmitir la energía inalámbrica desde un dispositivo externo de transmisión de energía situado fuera del paciente que es recibida por un receptor interno de energía situado dentro del paciente, estando el receptor interno de energía conectado al dispositivo médico para suministrarle directa o indirectamente la energía recibida. El aparato está adaptado además para determinar un balance de energía entre la energía recibida por el receptor interno de energía y la energía utilizada para el dispositivo médico, y controlar la transmisión de energía inalámbrica desde la fuente externa de energía, basándose en el balance de energía determinado. El procedimiento comprende los pasos de transmitir la energía inalámbrica desde un dispositivo externo de transmisión de energía situado fuera del paciente que es recibida por un receptor interno de energía situado dentro del paciente, estando conectado el receptor interno de energía al dispositivo médico para suministrarle directa o indirectamente la energía recibida. El procedimiento consiste en determinar un balance de energía entre la energía recibida por el receptor interno de energía y la energía utilizada para el dispositivo médico, y controlar la transmisión de energía inalámbrica desde la fuente externa de energía, basándose en el balance de energía determinado.

El procedimiento de control y el aparato adaptado para controlar pueden implementarse de acuerdo con diferentes realizaciones y características como se indica a continuación:

La energía inalámbrica puede transmitirse inductivamente desde una bobina primaria en la fuente externa de energía a una bobina secundaria en el receptor interno de energía. Puede detectarse un cambio en el balance energético para controlar la transmisión de energía inalámbrica basándose en el cambio detectado en el balance energético. También puede detectarse una diferencia entre la energía recibida por el receptor interno de energía y la energía utilizada por el dispositivo médico, para controlar la transmisión de energía inalámbrica basándose en la diferencia de energías detectada.

Cuando se controla la transmisión de energía, la cantidad de energía inalámbrica transmitida puede disminuir si el cambio detectado en el balance energético implica que el balance energético está aumentando, o viceversa. La disminución/aumento de la transmisión de energía puede corresponder además a un índice de cambio detectado.

La cantidad de energía inalámbrica transmitida puede disminuir aún más si la diferencia de energía detectada implica que la energía recibida es mayor que la energía utilizada, o viceversa. La disminución/aumento de la transmisión de energía puede corresponder entonces a la magnitud de la diferencia de energía detectada.

Como se ha mencionado más arriba, la energía utilizada para el dispositivo médico puede consumirse para hacer funcionar el dispositivo médico, y/o almacenarse en al menos un dispositivo de almacenamiento de energía del dispo sitivo médico.

En una alternativa, sustancialmente toda la energía utilizada para el dispositivo médico es consumida (por ejemplo, por la parte consumidora 200a de la figura 2) para operar el dispositivo médico. En ese caso, la energía puede consu mirse después de estabilizarse en al menos una unidad estabilizadora de energía del dispositivo médico.

En otra alternativa, la práctica totalidad de la energía utilizada para el dispositivo médico se almacena en al menos un dispositivo de almacenamiento de energía. En otra alternativa, la energía utilizada para el dispositivo médico se con sume en parte para hacer funcionar el dispositivo médico y en parte se almacena en al menos un dispositivo de almacenamiento de energía.

La energía recibida por el receptor interno de energía puede estabilizarse mediante un condensador, antes de que la energía se suministre directa o indirectamente al dispositivo médico.

La diferencia entre la cantidad total de energía recibida por el receptor interno de energía y la cantidad total de energía consumida y/o almacenada puede medirse directa o indirectamente a lo largo del tiempo, y el balance energético puede determinarse entonces en función de un cambio detectado en la diferencia de la cantidad total.

La energía recibida por el receptor interno de energía, además puede acumularse y estabilizarse en una unidad esta bilizadora de energía, antes de que la energía sea suministrada al dispositivo médico. En ese caso, el balance de energía puede determinarse basándose en un cambio detectado seguido en el tiempo en la cantidad de energía con sumida y/o almacenada. Además, el cambio en la cantidad de energía consumida y/o almacenada puede detectarse determinando a lo largo del tiempo la derivada de un parámetro eléctrico medido relacionado con la cantidad de ener gía consumida y/o almacenada, en el que la derivada en un primer momento dado corresponde a la tasa de cambio en el primer momento dado, en el que la tasa de cambio incluye la dirección y la velocidad del cambio. La derivada puede determinarse además basándose en una tasa de cambio detectada del parámetro eléctrico.

La energía recibida por el receptor interno de energía puede suministrarse al dispositivo médico con al menos un voltaje constante, en el que el voltaje constante se crea mediante un circuito de voltaje constante. En ese caso, la energía puede suministrarse con al menos dos voltajes diferentes, incluida el al menos un voltaje constante.

La energía recibida por el receptor interno de energía también puede suministrarse al dispositivo médico con al menos una corriente constante, en la que la corriente constante se crea mediante un circuito de corriente constante. En ese caso, la energía puede suministrarse con al menos dos corrientes diferentes, incluida la al menos una corriente cons tante.

El balance energético también puede determinarse basándose en una diferencia detectada entre la cantidad total de energía recibida por el receptor interno de energía y la cantidad total de energía consumida y/o almacenada, estando relacionada la diferencia detectada con la integral en el tiempo de al menos un parámetro eléctrico medido relacionado con el balance energético. En ese caso, los valores del parámetro eléctrico pueden representarse gráficamente a lo largo del tiempo en un diagrama parámetro - tiempo, y la integral puede determinarse a partir del tamaño del área bajo el gráfico representado. La integral del parámetro eléctrico puede relacionarse con el balance energético como una diferencia acumulada entre la cantidad total de energía recibida por el receptor interno de energía y la cantidad total de energía consumida y/o almacenada.

El dispositivo de almacenamiento de energía del dispositivo médico puede incluir al menos uno de los siguientes elementos: una batería recargable, un acumulador o un condensador. La unidad estabilizadora de energía puede incluir al menos uno de los siguientes elementos: un acumulador, un condensador o un semiconductor adaptado para estabilizar la energía recibida.

Cuando la energía recibida por el receptor interno de energía se acumula y estabiliza en una unidad estabilizadora de energía antes de suministrar energía al dispositivo médico y/o al dispositivo de almacenamiento de energía, la energía puede suministrarse al dispositivo médico y/o al dispositivo de almacenamiento de energía con al menos un voltaje constante, mantenido por un circuito de voltaje constante. En ese caso, el dispositivo médico y el dispositivo de alma cenamiento de energía pueden alimentarse con dos voltajes diferentes, en los que al menos uno de los voltajes es constante, mantenido por la circuitería de voltaje constante.

Alternativamente, cuando la energía recibida por el receptor interno de energía se acumula y estabiliza en una unidad estabilizadora de energía antes de suministrar energía al dispositivo médico y/o al dispositivo de almacenamiento de energía, la energía puede suministrarse al dispositivo médico y/o al dispositivo de almacenamiento de energía con al menos una corriente constante, mantenida por un circuito de corriente constante. En ese caso, el dispositivo médico y el dispositivo de almacenamiento de energía pueden alimentarse con dos corrientes diferentes en las que al menos una corriente es constante, mantenida por el circuito de corriente constante.

La energía inalámbrica puede transmitirse inicialmente de acuerdo con una tasa predeterminada de consumo de ener gía más almacenamiento. En ese caso, la transmisión de energía inalámbrica puede desactivarse cuando se haya transmitido una cantidad total predeterminada de energía. La energía recibida por el receptor interno de energía tam bién puede acumularse y estabilizarse en una unidad de estabilización de energía antes de consumirse para hacer funcionar el dispositivo médico y/o almacenarse en el dispositivo de almacenamiento de energía hasta que se haya consumido y/o almacenado una cantidad total predeterminada de energía.

Además, la energía inalámbrica puede transmitirse en primer lugar con la tasa de energía predeterminada y, a conti nuación, transmitirse en función del balance de energía, que puede determinarse detectando la cantidad total de ener gía acumulada en la unidad estabilizadora de energía. Alternativamente, el balance de energía puede determinarse detectando un cambio en la cantidad actual de energía acumulada en la unidad estabilizadora de energía. En otra alternativa, el balance de energía puede determinarse detectando la dirección y la tasa de cambio de la cantidad actual de energía acumulada en la unidad estabilizadora de energía.

La transmisión de energía inalámbrica puede controlarse de forma que la tasa de recepción de energía en el receptor interno de energía se corresponda con la tasa de consumo y/o de almacenamiento de energía. En ese caso, la trans misión de energía inalámbrica puede desactivarse cuando se haya consumido una cantidad total de energía predeter minada.

La energía recibida por el receptor interno de energía puede acumularse y estabilizarse en primer lugar en una unidad estabilizadora de energía y, a continuación, consumirse o almacenarse en el dispositivo médico hasta que se haya consumido una cantidad total de energía predeterminada. En ese caso, el balance de energía puede determinarse basándose en una cantidad total detectada de energía acumulada en la unidad estabilizadora de energía. Alternativa mente, el balance de energía puede determinarse detectando un cambio en la cantidad actual de energía acumulada en la unidad estabilizadora de energía. En otra alternativa, el balance de energía puede determinarse detectando la dirección y la tasa de cambio en la cantidad actual de energía acumulada en la unidad estabilizadora de energía.

Una descripción, no reivindicada como la invención, de un aparato o procedimiento que se utilizará con el sistema de control de la energía.

Se proporcionan un aparato adaptado para realizar o un procedimiento para controlar el flujo de fluidos y/u otra materia corporal en lúmenes formados por paredes tisulares de órganos corporales con el fin de eliminar al menos sustancial mente o incluso completamente los problemas de paredes tisulares lesionadas que han resultado por dispositivos implantados de la técnica anterior que constriñen tales órganos corporales.

De acuerdo con una descripción no reivindicada en la presente invención, se proporciona un aparato o un procedi miento en el que el aparato comprende un dispositivo de constricción implantable para constreñir suavemente una porción de la pared tisular para influir en el flujo en el lumen, un dispositivo de estimulación para estimular la porción de pared de la pared tisular, y un dispositivo de control para controlar el dispositivo de estimulación para estimular la porción de pared a medida que el dispositivo de constricción constriñe la porción de pared para causar la contracción de la porción de pared para influir aún más en el flujo en el lumen.

Esto proporciona una combinación ventajosa de dispositivos de constricción y estimulación, que da como resultado una influencia en dos etapas sobre el flujo de fluidos y/u otras materias corporales en el lumen de un órgano corporal. De esta manera, el dispositivo de constricción puede constreñir suavemente la pared del tejido aplicando una fuerza relativamente débil contra la porción de pared, y el dispositivo de estimulación puede estimular la porción de pared constreñida para lograr la influencia final deseada sobre el flujo en el lumen. La frase "constreñir suavemente una porción de la pared tisular" debe entenderse como constreñir la porción de pared sin obstaculizar sustancialmente la circulación sanguínea en la pared tisular.

Preferiblemente, el dispositivo de estimulación está adaptado para estimular diferentes áreas de la porción de pared a medida que el dispositivo de constricción constriñe la porción de pared, y el dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación para estimular intermitente e individualmente las áreas de la porción de pared. Esta estimulación intermitente e individual de diferentes áreas de la porción de pared del órgano permite que el tejido de la porción de pared mantenga una circulación sanguínea sustancialmente normal durante el funcionamiento del aparato.

La combinación de los dispositivos de constricción y estimulación permite la aplicación del aparato o procedimiento en cualquier lugar de cualquier tipo de órganos corporales, en particular, pero sin limitarse a ellos, los órganos corporales tubulares, lo que constituye un avance significativo en la técnica, en comparación con los dispositivos de estimulación anteriores que están confinados a la estimulación eléctrica de los esfínteres disfuncionales.

En algunas aplicaciones, habrá ajustes diarios de un dispositivo de constricción implantado. Por lo tanto, el dispositivo de constricción es ajustable para permitir el ajuste de la constricción de la porción de pared de acuerdo con lo que se desee, en el que el dispositivo de control controla el dispositivo de constricción para ajustar la constricción de la porción de pared. El dispositivo de control puede controlar los dispositivos de constricción y estimulación independientemente uno del otro, y simultáneamente. Opcionalmente, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para estimular o no estimular la porción de pared mientras que el dispositivo de control controla el dispositivo de constricción para cambiar la constricción de la porción de pared.

Inicialmente, el dispositivo de constricción puede calibrarse utilizando el dispositivo de control para controlar el dispo sitivo de estimulación para estimular la porción de pared, mientras se controla el dispositivo de constricción para ajustar la constricción de la porción de pared hasta obtener la restricción deseada del flujo en el lumen.

Restricción de flujo

El aparato o procedimiento de la realización que se ha descrito más arriba es muy adecuado para restringir el flujo de fluidos y/u otra materia corporal en el lumen de un órgano corporal. De esta manera, en un aspecto no reivindicado en la presente invención, el dispositivo de constricción está adaptado para constreñir la porción de pared para restringir al menos el flujo en el lumen, y el dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación para provocar la contracción de la porción de pared constreñida, de modo que el flujo en el lumen se restringe al menos adicionalmente. Específicamente, el dispositivo de constricción está adaptado para constreñir la porción de pared a un estado cons treñido en el que la circulación sanguínea en la porción de pared constreñida está sustancialmente no restringida y el flujo en el lumen está al menos restringido, y el dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación para provocar la contracción de la porción de pared, de modo que el flujo en el lumen está al menos más restringido cuando la porción de pared es mantenido por el dispositivo de constricción en el estado constreñido.

Los dispositivos de constricción y estimulación pueden controlarse para constreñir y estimular, respectivamente, en una medida que depende de la restricción de flujo que se desea conseguir en una Solicitud específica no reivindicada de la invención. De esta manera, de acuerdo con una primera opción de restricción de flujo, el dispositivo de control controla el dispositivo de constricción para constreñir la porción de pared, de tal manera que el flujo en el lumen se restringe o se detiene, y controla el dispositivo de estimulación para estimular la porción de pared constreñida para causar la contracción de la misma, de tal manera que el flujo en el lumen se restringe aún más o se detiene con mayor seguridad. Más precisamente, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación en un primer modo para estimular la porción de pared constreñida para restringir o detener aún más el flujo en el lumen y para: a) controlar el dispositivo de estimulación en un segundo modo para cesar la estimulación de la porción de pared para aumentar el flujo en el lumen; o b) controlar los dispositivos de estimulación y constricción en el segundo modo para cesar la estimulación de la porción de pared y liberar la porción de pared para restaurar el flujo en el lumen.

Movimiento de fluidos y/u otras materias corporales en el lumen

En un aspecto no reivindicado, el dispositivo de constricción está adaptado para constreñir la porción de pared para restringir o variar el flujo en el lumen, y el dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación para estimular progresivamente la porción de pared constreñida, en la dirección aguas abajo o aguas arriba del lumen, para causar la contracción progresiva de la porción de pared para mover el fluido y/u otra materia corporal en el lumen.

Estimulación

El dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para estimular una o más de las áreas de la porción de pared a la vez, por ejemplo, mediante la estimulación secuencial de las diferentes áreas. Además, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para propagar cíclicamente la estimulación de las áreas a lo largo de la porción de pared, preferiblemente de acuerdo con un patrón de estimulación determinado. Para lograr la reacción deseada de la pared tisular durante la estimulación de la misma, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para variar , preferiblemente de forma cíclica, la intensidad de la estimulación de la porción de pared.

En un aspecto no reivindicado de la invención, el dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación para estimular intermitentemente las áreas de la porción de pared con impulsos que preferentemente forman trenes de impulsos. Por lo menos una primera área y una segunda área de las áreas de la porción de la pared se pueden estimular repetidamente con un primer tren del impulsos y un segundo tren de impulsos, respectivamente, de tal ma nera que los trenes del impulsos primero y segundo en un cierto plazo se cambian de puesto el uno con respecto al otro. Por ejemplo, la primera área puede estimularse con el primer tren de impulsos, mientras que la segunda área no se estimula con el citado segundo tren de impulsos, y viceversa. Alternativamente, los trenes de impulsos primero y segundo pueden estar desplazados uno del otro, de forma que los trenes de impulsos primero y segundo se solapen al menos parcialmente.

Los trenes de impulsos pueden configurarse de muchas maneras diferentes. De esta manera, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para variar las amplitudes de los impulsos de los trenes de impulsos, el ciclo de trabajo de los impulsos individuales de cada tren de impulsos, la anchura de cada impulso de los trenes de impulsos, la longitud de cada tren de impulsos, la frecuencia de repetición de los impulsos de los trenes de impulsos, la frecuencia de repetición de los trenes de impulsos, el número de impulsos de cada tren de impulsos, y/o los periodos de tiempo de desconexión entre los trenes de impulsos. Pueden emplearse varios trenes de impulsos de diferentes configuraciones para lograr el efecto deseado.

En caso de que el dispositivo de control controle el dispositivo de estimulación para variar los periodos de tiempo de desconexión entre los trenes de impulsos que estimulan el área respectiva de la porción de pared, también es posible controlar cada periodo de tiempo de desconexión entre los trenes de impulsos para que dure lo suficiente como para restablecer la circulación sanguínea sustancialmente normal en el área cuando ésta no es estimulada durante los periodos de tiempo de desconexión.

Un dispositivo de estimulación eléctrica comprende adecuadamente al menos uno, preferiblemente una pluralidad de elementos eléctricos, tales como electrodos, para aplicarse y estimular la porción de pared con impulsos eléctricos. Opcionalmente, los elementos eléctricos pueden colocarse en una orientación fija unos de los otros. El dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación eléctrica para energizar eléctricamente los elementos eléctricos, uno a la vez, o grupos de elementos eléctricos a la vez. Preferiblemente, el dispositivo de control controla el dispositivo de estimulación eléctrica para energizar cíclicamente cada elemento con impulsos eléctricos. Opcionalmente, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para energizar los elementos eléctricos, de tal manera que los elementos eléctricos son energizados uno a la vez en secuencia, o de tal manera que un número o grupos de los elementos eléctricos son energizados al mismo tiempo. Además, los grupos de elementos eléctricos pueden ser energizados secuencialmente, ya sea al azar o de acuerdo con un patrón predeterminado.

Los elementos eléctricos pueden formar cualquier patrón de elementos eléctricos. Preferiblemente, los elementos eléctricos forman un patrón alargado de elementos eléctricos, en el que los elementos eléctricos son aplicables en la pared del órgano del paciente, de tal manera que el patrón alargado de elementos eléctricos se extiende longitudinalmente a lo largo de la pared del órgano, y los elementos se apoyen en las áreas respectivas de la porción de pared. El patrón alargado de elementos eléctricos puede incluir una o más filas de elementos eléctricos que se extienden longitudinalmente a lo largo de la pared del órgano. Cada fila de elementos eléctricos puede formar una trayectoria recta, helicoidal o en zig - zag de elementos eléctricos, o cualquier forma de trayectoria. El dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para energizar sucesivamente los elementos eléctricos longitudinalmente a lo largo del patrón alargado de elementos eléctricos en una dirección opuesta a, o en la misma dirección que la del flujo en el lumen del paciente.

De acuerdo con un aspecto no reivindicado en la invención, los elementos eléctricos forman una pluralidad de grupos de elementos, en los que los grupos forman una serie de grupos que se extienden a lo largo del órgano del paciente en la dirección de flujo en el lumen del paciente. Los elementos eléctricos de cada grupo de elementos eléctricos pueden formar una trayectoria de elementos que se extienden al menos en parte alrededor del órgano del paciente. En una primera alternativa, los elementos eléctricos de cada grupo de elementos eléctricos pueden formar más de dos trayectorias de elementos que se extienden en diferentes lados del órgano del paciente, preferiblemente de forma sustancialmente transversal a la dirección del flujo en el lumen del paciente. El dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para energizar los grupos de elementos eléctricos en la serie de grupos al azar, o de acuerdo con un patrón predeterminado. Alternativamente, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para energizar sucesivamente los grupos de elementos eléctricos en la serie de grupos en una dirección opuesta a, o en la misma dirección que la del flujo en el lumen del paciente, o en ambas direcciones a partir de una posición sustancialmente en el centro de la porción de pared constreñida. Por ejemplo, los grupos de elementos eléctricos energizados pueden formar ondas de avance de elementos eléctricos energizados, como se ha descrito más arriba; es decir, el dispositivo de control puede controlar el dispositivo de estimulación para energizar los grupos de elementos eléctricos, de modo que los elementos eléctricos energizados formen dos ondas de elementos eléctricos energizados que avancen simultáneamente desde el centro de la porción de pared constreñida en dos direcciones opuestas hacia ambos extremos del patrón alargado de elementos eléctricos.

Operación mecánica

Cuando el dispositivo de operación opera mecánicamente el dispositivo de constricción de la unidad de constricción/estimulación, puede ser no inflable. Además, el dispositivo de operación puede comprender un servosistema, que puede incluir una caja de cambios. El término "servosistema" abarca la definición normal de un servomecanismo, es decir, un dispositivo automático que controla grandes cantidades de potencia mediante cantidades muy pequeñas de potencia, pero puede abarcar alternativa o adicionalmente la definición de un mecanismo que transfiere una fuerza débil que actúa sobre un elemento móvil que tiene una carrera larga, en una fuerza fuerte que actúa sobre otro ele mento móvil que tiene una carrera corta. Preferiblemente, el dispositivo de operación opera el dispositivo de constric ción de forma no magnética y/o no manual. Un motor puede estar conectado operativamente al dispositivo de opera ción. El dispositivo de operación puede ser operable para realizar al menos una función reversible y el motor puede ser capaz de invertir la función.

Operación hidráulica

Cuando el dispositivo de operación opera hidráulicamente el dispositivo de constricción de la unidad de constricción/estimulación, incluye medios hidráulicos para ajustar el dispositivo de constricción.

En un aspecto no reivindicado en la invención, los medios hidráulicos comprenden un depósito y una cavidad expandible/contraíble en el dispositivo de constricción, en el que el dispositivo de operación distribuye fluido hidráulico desde el depósito para expandir la cavidad, y distribuye fluido hidráulico desde la cavidad al depósito para contraer la cavidad. La cavidad puede estar definida por un globo del dispositivo de constricción que hace tope con la porción de pared de tejido del órgano del paciente, de modo que la porción de pared del paciente se constriñe al expandirse la cavidad y se libera al contraerse la cavidad.

Alternativamente, la cavidad puede estar definida por un fuelle que desplaza un elemento de contracción relativamente grande del dispositivo de constricción, por ejemplo un globo grande que se apoya contra la porción de pared, de modo que la porción de pared del paciente se constriñe al contraerse el fuelle y se libera al expandirse el fuelle. De esta manera, una adición relativamente pequeña de fluido hidráulico al fuelle causa un aumento relativamente grande en la constricción de la porción de pared. Un fuelle de este tipo también puede ser reemplazado por un mecanismo adecuadamente diseñado de pistón/cilindro .

Cuando los medios hidráulicos comprenden una cavidad en el dispositivo de constricción, el aparato no reivindicado en la invención puede diseñarse de acuerdo con las opciones que se enumeran a continuación.

1) El depósito comprende unas porciones de pared primera y segunda , y el dispositivo de operación desplaza la primera y la segunda porciones de pared una de la otra para cambiar el volumen del depósito, de manera que el fluido se distribuya desde el depósito a la cavidad, o desde la cavidad al depósito. 1a) Las porciones de pared primera y segunda del depósito son desplazables una con respecto a la otra por medio de al menos un dispositivo magnético, un dispositivo hidráulico o un dispositivo de control eléctrico. 2) El aparato comprende un conducto de fluido entre el depósito y la cavidad, en el que el depósito forma parte del conducto. El conducto, el depósito y el aparato carecen de válvula antirretorno. El depósito forma una cámara de fluido con un volumen variable, y distribuye fluido de la cámara a la cavidad mediante una reducción del volumen de la cámara y extrae fluido de la cavidad mediante una expansión del volumen de la cámara. El aparato comprende además un motor para accionar el depósito, que comprende una pared móvil del depósito para modificar el volumen de la cámara.

En un aspecto especial no reivindicado en la invención, el dispositivo de operación comprende un servo inverso co nectado operativamente a los medios hidráulicos. El término "servo inverso" debe entenderse como un mecanismo que transfiere una fuerza fuerte que actúa sobre un elemento móvil que tiene una carrera corta a una fuerza débil que actúa sobre otro elemento móvil que tiene una carrera larga; es decir, la función inversa de un servo mecanismo normal. De este modo, los pequeños cambios en la cantidad de fluido en un depósito más pequeño podrían ser trans feridos por el servo inverso en grandes cambios en la cantidad de fluido en un depósito más grande. El servo inverso es especialmente adecuado para su operación manual.

Diseño del dispositivo de control

El dispositivo de control controla adecuadamente la unidad de constricción/estimulación desde fuera del cuerpo del paciente. Preferiblemente, el dispositivo de control puede ser accionado por el paciente. Por ejemplo, el dispositivo de control puede comprender un interruptor de operación manual para conectar y desconectar la unidad de constric ción/estimulación, en el que el interruptor está adaptado para la implantación subcutánea en el paciente para ser accionado manual o magnéticamente desde fuera del cuerpo del paciente. Alternativamente, el dispositivo de control puede consistir en un mando a distancia inalámbrico que el paciente puede accionar cómodamente para conectar y desconectar la unidad de constricción/estimulación. El mando a distancia inalámbrico también puede estar diseñado para aplicarse en el cuerpo del paciente como un reloj de pulsera. El citado mando a distancia de tipo reloj de pulsera puede emitir una señal de control que siga el cuerpo del paciente hasta los medios de respuesta de señal implantados en el aparato.

BREVE DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

La presente invención se describirá a continuación con más detalle y con referencia a los dibujos que se acompañan, en los que:

La figura 1 es un diagrama esquemático de bloques que ilustra una disposición para suministrar una cantidad precisa de energía a un dispositivo médico accionable eléctricamente.

La figura 2 es un diagrama de bloques más detallado de un aparato para controlar la transmisión de energía inalám brica suministrada a un dispositivo médico eléctricamente operable implantado en un paciente.

La figura 3a es un diagrama de bloques de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante en un cuerpo humano.

Las figuras 3b - 3i son diagramas de bloques de disposiciones alternativas para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante en un cuerpo humano.

La figura 4a es un diagrama que muestra un ejemplo de impulsos a modificar.

La figura 4b es un diagrama que muestra un ejemplo de un tren de impulsos a modificar.

La figura 5a es un diagrama de circuito que muestra el generador de ondas triangulares.

Las figuras 5b'y 5b'' son un diagrama de circuito que muestra un amplificador la PWMT.

Las figuras 5c - 5l son gráficos que muestran diferentes formas de onda de señales en el generador de ondas triangu lares y el amplificador la PWMT.

La figura 6a es un diagrama de circuito que muestra el amplificador la PWMT.

Las figuras 6b - 6f son gráficos que muestran diferentes formas de onda de señales en el amplificador la PWMT de la segunda realización.

La figura 7a es un diagrama de circuito que muestra una realización de un circuito de extremo receptor en un sistema de la TET.

Las figuras 7b - 7j son gráficos que muestran diferentes formas de onda de señales en el amplificador la PWMT de la figura 6a.

La figura 8a es un diagrama de circuito que muestra además otra realización de un amplificador la PWMT, en el que la energía se transfiere mediante ondas ultrasónicas.

Las figuras 8b' y 8b'' son un diagrama de circuito que muestra además otro amplificador la PWMT.

Las figuras 8c - d son gráficos que muestran diferentes formas de onda de señales en el amplificador la PWMT de la descripción ultrasónica.

Las figuras 9a - 9e ilustran esquemáticamente diferentes estados de operación de un aspecto general de un aparato no reivindicado en la presente invención.

Las figuras 9f - 9h ilustran diferentes estados de operación de una modificación de la realización general.

Las figuras 9i - 9k ilustran un modo alternativo de operación de la modificación de la realización general.

La figura 10 es una sección transversal longitudinal de una realización preferida del aparato que incluye un dispositivo de constricción y un dispositivo de estimulación eléctrica.

La figura 11 es una sección transversal a lo largo de la línea III - III de la figura 10.

La figura 12 es la misma sección transversal mostrada en la figura 11, pero con el aparato en un estado de operación diferente.

La figura 13 es un diagrama esquemático de circuito que ilustra una propuesta de diseño de un aparato para controlar la transmisión de energía inalámbrica, de acuerdo con un posible ejemplo de implementación.

Las figuras 14 - 22 son diagramas que ilustran diversas mediciones obtenidas al aplicar el procedimiento inventivo y el aparato de acuerdo con el diagrama de circuito de la figura 13.

DESCRIPCIÓN DETALLADA DE LAS REALIZACIONES PREFERIDAS JUNTO CON ASPECTOS QUE NO ESTÁN REIVINDICADOS

Brevemente descrito, la energía inalámbrica se transmite desde un dispositivo externo transmisor de energía situado fuera de un paciente y es recibida por un receptor interno de energía situado dentro del paciente. El receptor interno de energía está conectado a un dispositivo médico eléctricamente operable implantado en el paciente, para suministrar directa o indirectamente la energía recibida al dispositivo médico. Se determina un balance energético entre la energía recibida por el receptor interno de energía y la energía utilizada por el dispositivo médico, y la transmisión de energía inalámbrica se controla en función del balance energético determinado. De este modo, el balance de energía propor ciona una indicación precisa de la cantidad correcta de energía necesaria, que es suficiente para que el dispositivo médico funcione correctamente, pero sin causar un aumento indebido de la temperatura.

En la figura 1, se ilustra esquemáticamente una disposición para suministrar una cantidad precisa de energía a un dispositivo médico 100 operable eléctricamente implantado en un paciente, cuya piel está indicada por una línea ver tical S que separa el interior "Int" del paciente del exterior "Ext". El dispositivo médico 100 está conectado a un receptor interno de energía 102, situado igualmente en el interior del paciente, preferiblemente justo debajo de la piel S. En términos generales, el receptor de energía 102 puede colocarse en el abdomen, el tórax, la fascia muscular (por ejemplo, en la pared abdominal), por vía subcutánea o en cualquier otro lugar adecuado. El receptor de energía 102 está adaptado para recibir energía inalámbrica E transmitida desde una fuente externa de energía 104 situada fuera de la piel S en las proximidades del receptor de energía 102.

Como es bien conocido en la técnica, la energía inalámbrica E puede transferirse generalmente mediante cualquier dispositivo de la TET adecuado, tal como un dispositivo que incluya una bobina primaria dispuesta en la fuente de energía 104 y una bobina secundaria adyacente dispuesta en el receptor de energía 102. Cuando se alimenta una corriente eléctrica a través de la bobina primaria, se induce energía en forma de voltaje en la bobina secundaria, que puede utilizarse para hacer funcionar un dispositivo médico, por ejemplo, después de almacenar la energía entrante en un dispositivo o acumulador de almacenamiento de energía, tal como una batería o un condensador. Sin embargo, la presente invención no se limita en general a ninguna técnica de transferencia de energía, dispositivo de la TET o dispositivo de almacenamiento de energía en particular. Puede utilizarse cualquier tipo de energía inalámbrica.

La cantidad de energía transferida puede regularse mediante una unidad de control externa 106 que controla la fuente de energía 104 basándose en el balance energético determinado, como se ha descrito más arriba. Con el fin de transferir la cantidad correcta de energía, el balance energético puede determinarse mediante una unidad de control interna 108 conectada al dispositivo médico 100. De esta manera, la unidad de control 108 puede estar dispuesta para recibir diversas mediciones obtenidas por sensores adecuados o similares, no mostrados, que miden ciertas caracte rísticas del dispositivo médico 100, reflejando de alguna manera la cantidad requerida de energía necesaria para la correcta operación del dispositivo médico 100. Además, el estado actual del paciente también puede detectarse me diante dispositivos de medición o sensores adecuados, con el fin de proporcionar parámetros que reflejen el estado del paciente. Por lo tanto, tales características y/o parámetros pueden estar relacionados con el estado actual del dispositivo médico 100, tales como el consumo de energía, el modo de operación y la temperatura, así como el estado del paciente reflejado, por ejemplo, por la temperatura corporal, la presión sanguínea, los latidos del corazón y la respiración.

Además, un dispositivo de almacenamiento de energía o acumulador, que no se muestra en la presente memoria descriptiva, también puede estar conectado al receptor de energía 102 para acumular la energía recibida para su uso posterior por el dispositivo médico 100. Alternativa o adicionalmente, también pueden medirse las características del citado dispositivo de almacenamiento de energía, que también reflejan la cantidad de energía requerida. El dispositivo de almacenamiento de energía puede ser una batería, y las características medidas pueden estar relacionadas con el estado actual de la batería, tales como el voltaje, la temperatura, etc. Para suministrar suficiente voltaje y corriente al dispositivo médico 100, y también para evitar un calentamiento excesivo, se entiende claramente que la batería debe cargarse de forma óptima recibiendo una cantidad correcta de energía del receptor de energía 102, es decir, ni muy poca ni demasiada. El dispositivo de almacenamiento de energía también puede ser un condensador con las caracte rísticas correspondientes.

Por ejemplo, las características de la batería pueden medirse de forma regular para determinar el estado actual de la batería, que a continuación puede almacenarse como información de estado en un medio de almacenamiento ade cuado en la unidad de control interna 108. De esta forma, cada vez que se realicen nuevas mediciones, la información almacenada sobre el estado de la batería podrá actualizarse en consecuencia. De esta manera, el estado de la batería puede "calibrarse" mediante la transferencia de una cantidad correcta de energía, con el fin de mantener la batería en un estado óptimo.

De este modo, la unidad de control interna 108 está adaptada para determinar el balance de energía o la cantidad de energía requerida actualmente (ya sea energía por unidad de tiempo o energía acumulada) basándose en las medi ciones realizadas por los sensores o dispositivos de medición que se han mencionado más arriba en el dispositivo médico 100, o en el paciente, o en un dispositivo de almacenamiento de energía si se utiliza, o en cualquier combina ción de los mismos. La unidad de control interna 108 está conectada además a un transmisor de señales interno 110, dispuesto para transmitir una señal de control que refleja la cantidad de energía necesaria determinada, a un receptor de señales externo 112 conectado a la unidad de control externa 106. La cantidad de energía transmitida desde la fuente de energía 104 puede regularse entonces en respuesta a la señal de control recibida.

Alternativamente, las mediciones de los sensores pueden transmitirse directamente a la unidad de control externa 106, en la que la unidad de control externa 106 puede determinar el balance energético o la cantidad de energía requerida en ese momento, integrando de esta manera la función que se ha descrito más arriba de la unidad de control interna 108 en la unidad de control externa 106. En ese caso, la unidad de control interna 108 puede omitirse y las mediciones del sensor se suministran directamente al transmisor de señales 110, que envía las mediciones al receptor 112 y a la unidad de control externa 106. El balance energético y la cantidad de energía necesaria en ese momento pueden determinarse mediante la unidad de control externa 106. La unidad de control externa 106 puede determinar entonces el balance energético y la cantidad de energía necesaria en ese momento basándose en las mediciones de los sensores.

Sin embargo, es importante entender que este sistema de retroalimentación de energía es mucho más eficiente que los sistemas antiguos porque no está enviando retroalimentación relacionada con ningún parámetro específico, sino que es el uso real de la energía que se compara con la energía recibida, ya sea la cantidad de energía recibida y utilizada, la diferencia de energía, o la tasa de recepción de energía en comparación con la tasa de energía utilizada por el implante médico. El implante puede utilizar la energía para su consumo o para almacenarla en cualquier dispo sitivo de almacenamiento de energía. Todos los parámetros mencionados más arriba sólo se utilizarán si son perti nentes y necesarios, y únicamente como herramienta para determinar el balance energético real. Sin embargo, estos parámetros pueden ser una regla importante para otras acciones llevadas a cabo internamente por el dispositivo mé dico.

El transmisor de señales internas 110 y el receptor de señales externas 112 pueden implementarse como unidades separadas utilizando medios de transferencia de señales adecuados, tales como señales de radio, IR (infrarrojos) o ultrasónicas. Alternativamente, el transmisor de señales 110 y el receptor de señales 112 pueden estar integrados en el receptor interno de energía 102 y en la fuente de energía 104, respectivamente, para transmitir señales de control en sentido inverso a la transferencia de energía, utilizando básicamente la misma técnica de transmisión. Una señal de este tipo puede estar modulada en frecuencia, fase o amplitud.

Para concluir, la disposición de suministro de energía ilustrada en la figura 1 puede funcionar básicamente de la si guiente manera. En primer lugar, la unidad de control interna 108 determina el balance de energía. Una señal de control S que refleja la cantidad de energía requerida también es creada por la unidad de control interna 108, y la señal de control S es transmitida desde el transmisor de señal 110 al receptor de señal 112. Alternativamente, el balance de energía puede ser determinado por la unidad de control externa 106 en su lugar, dependiendo de la implementación, como se ha mencionado más arriba. En ese caso, la señal de control S puede contener los resultados de las medicio nes de varios sensores. A continuación, la unidad de control externa 106 puede regular la cantidad de energía emitida por la fuente de energía 104, basándose en el balance de energía determinado, por ejemplo, en respuesta a la señal de control recibida S . Este proceso puede repetirse de forma intermitente a determinados intervalos durante la trans ferencia de energía en curso, o puede ejecutarse de forma más o menos continua durante la transferencia de energía.

La cantidad de energía transferida puede regularse generalmente mediante una la PWMT en la fuente de energía 104, como el voltaje, la corriente, la amplitud, la frecuencia de onda y las características del impulso.

La figura 2 ilustra diferentes realizaciones de cómo la energía recibida puede ser suministrada y utilizada por un dis positivo médico 200. De forma similar al ejemplo de la figura 1, un receptor interno de energía 202 recibe energía inalámbrica E de una fuente externa de energía 204 que es controlada por una unidad de control de transmisión 206. El receptor interno de energía 202 puede comprender un circuito de voltaje constante, indicado como un recuadro discontinuo "V constante" en la figura, para suministrar energía a voltaje constante al dispositivo médico 200. El re ceptor interno de energía 202 puede comprender además un circuito de corriente constante, indicado como un recua dro de trazos "C constante" en la figura, para suministrar energía a corriente constante al dispositivo médico 200.

El dispositivo médico 200 comprende una parte consumidora de energía 200a que puede ser un motor, una bomba, un dispositivo de restricción o cualquier otro aparato médico que requiera energía para su operación eléctrica. El dispositivo médico 200 puede comprender además un dispositivo de almacenamiento de energía 200b para almacenar la energía suministrada desde el receptor interno de energía 202. De esta manera, la energía suministrada puede ser consumida directamente por la parte consumidora de energía 200a o almacenada por el dispositivo de almacena miento de energía 200b, o la energía suministrada puede ser consumida y almacenada parcialmente. El dispositivo médico 200 puede comprender además una unidad estabilizadora de energía 200c para estabilizar la energía sumi nistrada desde el receptor interno de energía 202. De este modo, la energía puede suministrarse de forma fluctuante, por lo que puede ser necesario estabilizar la energía antes de consumirla o almacenarla.

La energía suministrada desde el receptor interno de energía 202 puede ser acumulada y/o estabilizada por una unidad estabilizadora de energía 208 separada, situada fuera del dispositivo médico 200, antes de ser consumida y/o alma cenada por el dispositivo médico 200. Como alternativa, la unidad estabilizadora de energía 208 puede estar integrada en el receptor interno de energía 202. Alternativamente, la unidad estabilizadora de energía 208 puede estar integrada en el receptor interno de energía 202. En cualquier caso, la unidad estabilizadora de energía 208 puede comprender un circuito de voltaje constante y/o un circuito de corriente constante.

La figura 3a muestra una primera realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 302 y una fuente externa de energía 304. Además, el receptor interno de energía 302 comprende un elemento receptor interno 302a. La fuente externa de energía com prende un primer circuito eléctrico 304a; que comprende un generador de impulsos 304b y una unidad de control de inicio y fin de impulsos 304c; y un elemento de transmisión externo 304d.

La figura 3b muestra una segunda realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 402 y una fuente externa de energía 404. Además, el receptor interno de energía 402 comprende una bobina de recepción interna 402a. La fuente externa de energía comprende un primer circuito eléctrico 404a; que comprende un generador de impulsos 404b y una unidad de control de longitud e intervalo de impulsos 404c; y una bobina de transmisión externa 404d.

La figura 3c muestra una tercera realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 502 y una fuente externa de energía 504. Además, el receptor interno de energía 502 comprende un circuito receptor 502a y una bobina de recepción interna 502b.

La figura 3d muestra una cuarta realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 602 y una fuente externa de energía 604. Además, la fuente externa de energía 604 comprende una unidad de control de longitud e intervalo de impulsos 604a, un gene rador de impulsos 604b y un elemento de transmisión externo 604c.

La figura 3e muestra una quinta realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 702 y una fuente externa de energía 704. Además, el receptor interno de energía 702 comprende un circuito receptor 702a y un elemento receptor interno 702b.

La figura 3f muestra una sexta realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un im plante. La disposición comprende un receptor interno de energía 802 y una fuente externa de energía 804. Además, la fuente externa de energía 804 comprende una unidad de control de longitud e intervalo de impulsos 804a, un gene rador de impulsos 804b y un elemento de transmisión externo 804c.

La figura 3g muestra una séptima realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 902 y una fuente externa de energía 904. Además, la fuente externa de energía 904 comprende una unidad de control de longitud e intervalo de impulsos 904a, un gene rador de impulsos 904b, y un elemento de transmisión externo 904c. Además, el receptor interno de energía 902 comprende un circuito receptor 902a y un elemento receptor interno 902b.

La figura 3h muestra una octava realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 1002 y una fuente externa de energía 1004. Ade más, la fuente externa de energía 1004 comprende una unidad de control de constante de tiempo 1004a, un generador de impulsos 1004b y un elemento de transmisión externo 1004c.

La figura 3i muestra una novena realización de una disposición para transmitir energía de forma inalámbrica a un implante. La disposición comprende un receptor interno de energía 1102 y una fuente externa de energía 1104. Ade más, el receptor interno de energía 1102 comprende un circuito receptor 1102a, un elemento receptor interno 1102b, y una unidad de control de constante de tiempo 1102c.

La figura 4a muestra un ejemplo de impulsos transmitidos, de acuerdo con una primera realización de la presente invención. Los impulsos tienen una frecuencia y amplitud constantes. Sin embargo, la relación entre los tiempos t1 y t2 varía.

La figura 4b muestra otro ejemplo de impulsos transmitidos, de acuerdo con una segunda realización de la presente invención. Durante el tiempo t1 se transmite un tren de impulsos, y durante el tiempo t2 no se transmite ningún impulso. Los impulsos tienen una frecuencia y amplitud constantes. Sin embargo, la relación entre los tiempos t1 y t2 varía. Las figuras 5a y 5b muestran una solución con un circuito que emplea una señal de impulso de onda cuadrada continua con una frecuencia constante en la que varía el ciclo de trabajo de cada impulso. En este tipo de solución, la anchura de los impulsos de salida del amplificador la PWMT está regulada linealmente por el voltaje de la señal de entrada. La salida analógica del amplificador la PWMT depende del factor de amplificación del circuito.

Este tipo de amplificador puede producir de salida cualquier frecuencia dentro de su rango de frecuencias, desde CC hasta el ancho de banda del filtro de salida del amplificador, la energía emitida a la carga es una réplica del voltaje de entrada y no está fijada a ninguna frecuencia en particular. Sin embargo, en este ejemplo el amplificador de la PWMT se utiliza a 25 kHz, la misma frecuencia que en el ejemplo anterior. La señal de entrada al amplificador es una onda sinusoidal de 25 kHz y la salida alimenta un circuito de resonancia paralelo sintonizado a 25 kHz. La bobina del circuito resonante paralelo es la bobina de transmisión.

La potencia de salida del amplificador a la bobina de transmisión puede regularse linealmente ajustando la amplitud de la señal de onda sinusoidal de entrada, lo que difiere de la solución que se explicará posteriormente, en la que la regulación de potencia se producía conectando y desconectando la potencia muy rápidamente.

La figura 5a muestra el circuito generador de onda triangular cuya salida se conecta como entrada en la figura 5b del amplificador de la PWMT. En las figuras 5a y 5b los símbolos Y1, Y2, Y3 y así sucesivamente simbolizan puntos de prueba dentro del circuito. Las referencias a los puntos de prueba se encuentran en los gráficos de las figuras. Los componentes en los diagramas de circuito y sus valores respectivos son valores que funcionan en esta implementación particular que, por supuesto, es sólo una de un número infinito de posibles soluciones de diseño.

Las figuras 5b'y 5b'' muestran un diagrama de circuito que contiene la mayor parte del amplificador de la PWMT, en la esquina inferior izquierda se encuentra la entrada LF que es la entrada para la onda sinusoidal de 25 kHz que debe ser amplificada. La entrada LF allí es la entrada de la onda triangular que emana del esquema triangular. A la derecha en el centro en el esquema de Núcleo hay una bobina de transmisión, L7, conectada a las salidas diferenciales, salida positiva y negativa, del amplificador de la PWMT. La bobina de transmisión L7 está en serie con la resistencia de pérdida en serie R1 del cable de la bobina y en paralelo con C1 que es el condensador de sintonía para sintonizar la bobina de transmisión a la frecuencia de envío, que en este caso particular es de 25 kHz.

El factor de amplificación del amplificador de la PWMT es de aproximadamente 70.

El circuito del amplificador de la PWMT comienza en el esquema triangular. Este esquema contiene el generador de onda triangular del amplificador de la PWMT. El generador de onda triangular es el corazón del circuito y la precisión final del amplificador está muy influenciada por la calidad de la onda triangular.

V2 y V8 en el esquema del Triángulo son las fuentes de alimentación para el amplificador operacional con un voltaje de alimentación de / - 15V. Las fuentes de alimentación V1 y V2 generan voltajes de alimentación para los compara dores X1 y X2 que están configurados para que las salidas de los comparadores estén centradas en el potencial de tierra. La figura 5c muestra el voltaje de salida del comparador X1, Y1, junto con la señal de realimentación Y2 al mismo comparador.

El comparador X1 compara la señal de entrada Y2 con la tierra. Si es mayor que la tierra, la salida es de nivel alto y si es menor es de nivel bajo. Hay una pequeña cantidad de realimentación positiva desde la salida del comparador a la entrada positiva como se puede ver en la traza Y2 del diagrama. Cuando la salida cambia de alto a bajo, el nivel de la traza Y2 es empujado a un nivel más alto por la realimentación de salida que el que tenía justo en el momento en que la salida empezó a cambiar. La realimentación funciona de la misma manera cuando se cambia de alto a bajo, con la única diferencia de que la entrada se baja a un nivel más bajo en lugar de ser dispuesta alta. La realimentación crea una histéresis en el circuito comparador que junto con la salida lentamente creciente y decreciente del amplificador X1x forman el núcleo de un circuito oscilante, que oscila a 250 kHz.

La salida de X1, Y1, se conecta a la entrada de X1x a través de la resistencia R2x que determina la corriente. El amplificador operacional siempre intenta mantener sus entradas al mismo nivel y cuando el comparador X1 pone una corriente positiva en R2x, la salida del amplificador operacional X1x tiene que suministrar exactamente la misma can tidad de corriente a través del condensador C1x para mantener el diferencial de voltaje entre sus entradas a cero.

Cuando la entrada del comparador a X1x está en un nivel alto, la corriente que fluye a R2x también fluye a través de C1x.

La figura 5d muestra la corriente a través de C1x, iy3x, y el voltaje de salida del amplificador operacional X1x en y2x. Mientras la corriente que circula por C1x sea perfectamente constante, la salida del amplificador X1x aumenta o dis minuye de forma perfectamente lineal.

La linealidad de la corriente que fluye a través de C1x puede estudiarse en la figura 5e. Muestra una vista ampliada de la parte positiva de la corriente iy3x a través del condensador C1x. La corriente es de aproximadamente 5,49 mA y cambia muy poco a medida que el voltaje de salida, y2x cambia con el tiempo. La resolución vertical en el diagrama es de 50 uA por división y la corriente no está cambiando más que un máximo de 5 uA aparte de hacerlo durante el tramo inicial de la traza en el que se ve algo de anillamiento que es debido al ancho de banda finito del amplificador operacional. El cambio de 5 uA de la corriente total de 5,49 mA se traduce en una no linealidad de menos del 0,09% en la forma de onda triangular de salida.

Para conseguir este nivel de linealidad hay que aplicar algunos trucos adicionales en el circuito. Una pequeña parte de la forma de onda de salida y2x se realimenta a través de C₃y R1x a la entrada positiva de los amplificadores operacionales. Esta realimentación positiva se utiliza para eliminar el factor de amplificación finito de los amplificadores de la ecuación y para compensar la corriente de fuga que fluye a través de la resistencia de realimentación de CC R4x. Aplicando la cantidad correcta de realimentación positiva es posible equilibrar casi perfectamente estos factores.

La figura 5f muestra cómo la señal de realimentación positiva y9 cambia a medida que el voltaje de salida y2x del amplificador cambia con el tiempo. La traza y9 no está a un nivel constante como lo estaría si la entrada estuviera simplemente conectada a masa, sino que cambia con el tiempo para compensar la corriente de fuga y el factor de amplificación finito del amplificador operacional a medida que cambia el voltaje de salida y2x. El diagrama también muestra el nivel de señal de entrada negativa y8 en el amplificador.

El anillamiento en la forma de onda de salida y2x y la corriente iy3x en los puntos en los que el voltaje de salida cambia de pendiente positiva a negativa o de negativa a positiva se debe al límite de ancho de banda del amplificador opera cional. Un circuito de onda triangular necesita un amplificador de ancho de banda infinito para ser perfectamente lineal, ya que las frecuencias necesarias para una transición perfecta de pendiente positiva a negativa son infinitas.

Por supuesto, un circuito así no existe, pero hay un truco implementado en el circuito que mejora la situación. La salida del comparador X2 cambia cuando cambia la salida de X1. La salida del comparador X2 se utiliza para aumentar la corriente de salida y el ancho de banda del amplificador operacional X1x durante los cambios de pendiente. El voltaje de salida de X2, y4 en la figura 5g, se acopla a la salida del amplificador operacional por medio de los componentes de filtrado de paso alto R2 y C2. El refuerzo proporcionado por X2 linealiza la onda triangular y disminuye el anillamiento en la forma de onda de salida, y2x en el diagrama.

La salida del circuito Triángulo, salida de onda Triángulo de 250 kHz, se alimenta al circuito Núcleo en la parte inferior izquierda como entrada de onda Triángulo de 250 kHz. La señal de onda triángulo se conecta al comparador X17 que compara la señal de entrada de onda triangular con la señal de entrada analógica de frecuencia más baja alimentada al comparador desde la entrada LF.

La figura 5 h muestra la relación entre la señal de entrada de onda triangular de 250 kHz y24, la entrada de onda sinusoidal de 25 kHz en la entrada LF y25 y el voltaje de salida y23 del comparador X17. Los voltajes y24 e y25 tienen la misma escala vertical en el diagrama. Se puede observar que cuando el voltaje triangular y24 está a un nivel más alto que la señal de entrada LF y25, la salida del comparador y23 está a un nivel alto y, en consecuencia, cuando la onda triangular es más baja que la señal LF, la salida está a un nivel bajo.

Estudiando la señal de salida del comparador y23 queda claro que se trata de una señal de la PWMT con una fre cuencia de conmutación base de 250 kHz controlada por la frecuencia de la onda triangular. La cantidad de nivel alto o bajo de la señal de salida digital del comparador, y23, se correlaciona con el nivel de señal de la señal de entrada LF, aunque en este caso corresponde realmente al nivel de entrada LF invertido. Este circuito extremadamente simple hace realmente toda la translación de una señal de entrada lineal a una señal de la PWMT de alta precisión sólo comparando el nivel de la señal LF con una onda triangular muy lineal.

Para quizás mostrar aún más claramente la correlación entre el nivel de la señal de entrada y la señal de salida de la PWMT del comparador X17, la figura 5i muestra las formas de onda de la PWMT de salida positiva y negativa del comparador X17 junto con la señal de entrada LF.

Cuando la señal de entrada LF está a un nivel más alto, la salida positiva y30 del comparador permanece a un nivel alto cada vez más a medida que la señal de entrada LF alcanza niveles cada vez más altos y, del mismo modo, la salida permanece cada vez más a un nivel bajo a medida que el nivel de la señal disminuye. La salida y23 del com parador X17 es la inversa de la salida y30 como se puede ver claramente en el diagrama.

A continuación, las salidas positiva y negativa del comparador X17 se alimentan a dos circuitos de amortiguación, X2 y X11, para disminuir la impedancia de salida de las dos señales antes de que se introduzcan en los circuitos de retardo de impulsos del amplificador.

A partir de aquí, el comportamiento del circuito que maneja la parte positiva de la señal de la PWMT en la parte superior del esquema es exactamente el mismo que el del circuito inferior que maneja la parte negativa de la señal de la PWMT. Para simplificar, sólo se explicará la parte inferior del circuito que maneja la señal negativa de la PWMT.

La figura 5j muestra la salida del circuito de temporización formado por los dos comparadores X15 y X16 junto con los componentes discretos que los rodean en el esquema. El propósito del circuito de temporización es retrasar la señal de conexión de uno de los MosFets en comparación con la señal de desconexión del otro. Normalmente los MosFets exhiben un tiempo de retardo de desconexión ligeramente mayor comparado con el retardo de conexión. Debido a este comportamiento, en una solicitud de conmutación como ésta existe el riesgo de que, si las señales de conexión y desconexión llegan al mismo tiempo a los MosFets superior e inferior de la etapa de salida, se produzca un pico de corriente a través de ellos durante el periodo de transición en el que uno se conecta justo antes de que el otro se desconecte. Esto, por supuesto, no es deseable ya que, entre otros efectos no beneficiosos, disminuye radicalmente la eficiencia del circuito.

El circuito de temporización genera un retardo en la conexión tanto para el MosFet superior como para el inferior. Para los MosFets inferiores, el condensador C12, la resistencia R31 y el diodo X12 generan un retardo asimétrico que sólo retarda el flanco de conexión de la señal y no el flanco de desconexión. Al desconectar, el condensador C12 es cargado rápidamente por la baja impedancia de salida del comparador X2 a través del diodo X12 hasta el nivel umbral del comparador X16 y la salida se conmuta momentáneamente al conmutar la entrada. Al conectarse, el diodo bloquea el voltaje y el condensador C12 se carga a un ritmo más lento a través de la resistencia R31 creando un retraso de la transición de salida en comparación con la transición de entrada.

La figura 5j muestra la relación entre los dos voltajes que salen del circuito de temporización. La traza y19 muestra la señal al MosFet superior y la traza y20 la señal al MosFet inferior. La resolución horizontal en el diagrama es de 50 ns por división. Para entender el diagrama es importante saber que la traza y20 tiene una función invertida comparada con la traza y19. Cuando y20 está alta el MosFet inferior se desconecta y cuando está baja se conecta. Esto es debido a la función inversora de los controladores X13 y X14 del MosFet y a que el MosFet superior es un dispositivo de canal P que también, una vez más, invierte la señal haciendo que la traza y19 sea correcta y la traza y20 esté invertida si se considera normal que cuando el nivel de señal es alto, el MosFet esté conectado.

En el diagrama queda claro entonces que la señal y20 desconecta el MosFet inferior unos 25ns antes de que la señal y19 conecte el MosFet superior y, del mismo modo, el MosFet superior es desconectado por la señal y19 unos 25ns antes de que el MosFet inferior sea conectado por la señal y20.

La figura 5k muestra los voltajes de entrada a los MosFets superiores e inferiores respectivamente. El voltaje de alimentación de los MosFets superiores es la traza y14 y la los MosFets inferior es la traza y16.

Ambas señales de salida de los controladores de los MosFet X13 y X14 están acopladas en CA antes de conectarse a los MosFet. Esto es beneficioso tanto para el MosFet inferior como para el superior. El acoplamiento de CA de la señal al MosFet inferior cambia los niveles de la señal de modo que la oscilación de salida del excitador, que cambia entre 0 y 15 voltios en la salida, oscila entre - 0,7 y 14,3 voltios en la puerta del MosFet. La oscilación negativa es beneficiosa porque da un margen algo mayor a la conexión no deseada del MosFet durante la transición del voltaje de salida de nivel bajo a nivel alto. Normalmente, el MosFet empieza a conducir cuando el voltaje de la fuente de puerta es superior a 1,5V. Si el voltaje de la fuente de puerta en estado desactivado se reduce de 0 V a - 0,7 V, el margen de seguridad para la conexión no deseada aumenta de 1,5 V a 2,2 V, lo que supone una mejora de aproxima damente el 45%.

Uno de los beneficios del acoplamiento de CA del MosFet superior es el mismo que para el inferior, ya que crea un mayor margen de seguridad para la conexión no deseada del MosFet durante las transiciones de alto a bajo voltaje de salida. La otra ventaja del acoplamiento de CA es que no es necesario un controlador de alto voltaje para el MosFet superior, ya que el acoplamiento de CA sitúa automáticamente el rango de voltaje de puerta entre 0,7 V por encima del voltaje de alimentación y 14,3 V por debajo del voltaje de alimentación. Esto queda demostrado por la traza y14 de la figura 5k que cambia de 90,7 V en el nivel alto a 75,7 V en el nivel bajo con un voltaje de alimentación de 90 V creando un voltaje de puerta a fuente para el MosFet superior que cambia entre 0,7 V en el nivel alto y hasta -14,3 V en el nivel bajo.

La figura 5l muestra la relación entre el voltaje de salida y13 de los MosFets y los voltajes de operación de puerta y14 e y16. La importancia del margen de seguridad que se ha mencionado más arriba para la conexión no deseada de los MosFets se muestra claramente por la protuberancia en la traza y16 al principio de la parte de bajo voltaje para la traza en el diagrama que coincide con la transición de baja a alta para el voltaje de salida y13. Lo que ocurre es que el condensador de dispersión de drenaje de puerta en el MosFet inferior lleva el voltaje de puerta a un nivel superior cuando el voltaje de drenaje aumenta rápidamente, lo que obliga al controlador de puerta X13 del MosFet a suministrar corriente a la puerta para mantenerla a un nivel de voltaje bajo. Debido a que la impedancia de salida del controlador no es idealmente cero ohmios sino unos pocos ohmios, esto hace que el voltaje de puerta aumente durante este periodo a un nivel de aproximadamente 1 V por encima de tierra. Sin el margen de seguridad adicional de 0,7 V esto podría haber causado que el MosFet inferior se conectara y condujera corriente en un momento en que esto hubiera sido altamente indeseable. El mismo comportamiento puede estudiarse en la traza y14 cuando el voltaje de salida y13 cambia de alto a bajo, en el que la capacitancia de dispersión de la puerta de drenaje hace descender el nivel de y14 a aproximadamente un voltio por debajo del voltaje de alimentación.

El diagrama también muestra las corrientes a través de los MosFets, iy8 e iy21, y la corriente de salida iy26 que atraviesa la bobina de filtrado de salida L2. La salida de onda cuadrada de la PWMT y13 de los MosFets es filtrada por el filtro de salida formado por L2 y C7. El filtro elimina la alta frecuencia de conmutación y deja la señal de baja frecuencia amplificada que asemeja la señal de entrada LF al amplificador amplificada a un nivel de aproximadamente 70 veces el nivel de entrada LF.

La salida positiva del amplificador es una versión invertida de la salida negativa del amplificador, si la salida positiva está a 10 V, la negativa está a -10 V. La carga, la bobina de transmisión L7 y el circuito de resonancia en paralelo formado junto con C1, se conecta entre las salidas positiva y negativa del amplificador. Cuando no hay señal de entrada al amplificador, ambas salidas permanecen a la mitad del nivel de voltaje de alimentación, creando un nivel de salida de 0 V. Si la señal de entrada es positiva, el voltaje positivo está por encima de la mitad del voltaje de alimentación y el negativo por debajo, creando un voltaje de salida positivo del amplificador, y si el voltaje de entrada es negativo, la salida positiva está por debajo de la mitad del voltaje de alimentación y la negativa por encima, creando un voltaje de salida negativo del amplificador.

La ventaja significativa del enfoque de la PWMT del primer circuito de implementación es que las pérdidas de potencia en el amplificador de la PWMT en comparación con un diseño lineal estándar disminuyen radicalmente. Al mismo tiempo, el circuito muestra el mismo comportamiento que un diseño lineal, tiene un factor de amplificación constante y amplifica una señal de entrada desde CC hasta unos 25 kHz por este factor. El ancho de banda de salida del amplificador está limitado por la frecuencia de conmutación y la frecuencia de corte superior del filtro de salida. La frecuencia de corte del filtro de salida tiene que ser lo suficientemente baja para evitar tener cantidades significativas de la frecuencia de conmutación en la salida del amplificador. Por lo tanto, para aumentar el ancho de banda del amplificador es necesario aumentar la frecuencia de conmutación. El límite superior de la frecuencia de conmutación lo fijan las capacitancias parásitas de los MosFets y sus retardos de conexión y desconexión. Los MosFets de gran potencia tienen retardos más largos y mayores capacitancias de dispersión, lo que dificulta cada vez más la conmu tación a frecuencias más altas. En este diseño, la frecuencia elegida de 250 kHz podría aumentarse ligeramente, pero al precio de un aumento de las pérdidas de conmutación y, por tanto, de una degradación de la eficiencia.

La figura 6a muestra otro sistema de la PWMT. La técnica de control de transferencia de energía en este caso utiliza un enfoque de la PWMT modificada que desconecta un tren de impulsos continuo durante varios periodos de impulsos y lo vuelve a conectar durante varios periodos de impulsos . La ventaja de esta técnica es que es fácilmente controlable por un microprocesador estándar y no carga innecesariamente al microprocesador con una gran carga de trabajo para la tarea de regulación. La conmutación del sistema puede hacerse bastante lenta, en el rango de los milisegundos. Esto es, por supuesto, una gran ventaja, ya que es posible hacer que el procesador haga otras cosas en el sistema y también es posible utilizar un microprocesador menos potente y, por tanto, más barato.

En la figura 6a los símbolos Y1, Y3, Y4, etc. simbolizan puntos de prueba dentro del circuito. Las referencias a los puntos de prueba se encuentran en los gráficos de los diagramas que aparecen más adelante en el texto. Los com ponentes en el diagrama y sus valores respectivos son valores que funcionan en esta implementación particular que, por supuesto, es sólo una de entre un número infinito de posibles soluciones de diseño.

En la figura 6a, L ies la bobina de transmisión. R1 es la resistencia de pérdida en serie en el cable de la bobina y C1 es el condensador de sintonía para sintonizar la bobina de transmisión a la frecuencia de envío, que en este caso particular es de 25 kHz.

La señal de entrada de la PWMT es una señal de entrada lógica procedente de un microprocesador o de cualquier otra lógica de control adecuada. La señal de entrada de la PWMT activa y desactiva la alimentación de la bobina de transmisión muchas veces por segundo. Siempre que la entrada está en un nivel lógico bajo se transmite energía y cuando está en un nivel lógico alto se desconecta la transmisión.

Los componentes V1 y V4 del circuito son fuentes de alimentación. El voltaje de V1 es de 100V y alimenta el amplifi cador de potencia que energiza a la bobina de transmisión. El voltaje de V4 es de 5V y alimenta los circuitos analógicos y lógicos del esquema. Los símbolos Y1, Y3, Y4, etc. simbolizan puntos de prueba dentro del circuito. Las referencias a los puntos de prueba se encuentran en los gráficos de los diagramas que siguen más adelante en el texto. Los componentes en el diagrama y sus valores respectivos son valores que funcionan en esta implementación particular que, por supuesto, es sólo una de entre un número infinito de posibles soluciones de diseño.

La figura 6b muestra diferentes voltajes en el circuito que rodea al comparador X10 en el momento de la conexión cuando se sintoniza el voltaje de transmisión Y1. El punto de conexión se encuentra en el centro del diagrama, en el que el voltaje Y1 empieza a disminuir de 100V a unos 20V.

Las resistencias R4 y R3 forman un divisor de voltaje que divide el voltaje, Y1, sobre la bobina emisora L1. Este voltaje, Y4, se introduce en la entrada positiva del comparador X10 y se presenta en la figura 6b por medio del gráfico 3. Los diodos Schottky X4 y X5 en combinación con el condensador C2 y la resistencia R2 se utilizan para hacer que el voltaje Y5 vaya por detrás del voltaje Y4. Cuando el voltaje Y4 aumenta, el voltaje Y5 estará un voltaje de diodo por debajo de Y4 y la corriente a través del diodo X5 cargará el condensador C2. Cuando el voltaje Y4 empiece a disminuir, el voltaje Y5 permanecerá por encima del voltaje Y4 debido a la carga almacenada en C2. De esta forma el voltaje Y5 siempre será mayor que y 4 si el voltaje Y4 está disminuyendo y será menor que Y4 si el voltaje Y4 está aumentando. Alimentando estos voltajes a las entradas positiva y negativa del comparador X10 respectivamente, el voltaje de salida del comparador, Y3, será una indicación de si el voltaje Y1 sobre la bobina de transmisión está subiendo o bajando. Si el voltaje Y1 está subiendo, el voltaje Y3 estará a un nivel lógico alto y si el voltaje Y1 está bajando el voltaje Y3 estará a un nivel lógico bajo. Esto se muestra en la figura 6c.

La figura 6c muestra los voltajes alrededor del comparador X1 cuando el voltaje de salida de X10, Y3, está cambiando debido a un voltaje cambiante en Y1 como se ve en el diagrama a la derecha del punto central del diagrama.

La figura 6d muestra cuatro gráficos y se describe a continuación. El circuito X10 se utiliza para generar una salida de impulso único con longitud constante ante cambios del voltaje Y3 de nivel lógico alto a nivel lógico bajo, lo que significa que cada vez que Y1 cambia de positivo a negativo se genera un voltaje de impulso negativo, Y6. La entrada negativa de X10, Y8, se mantiene a un nivel constante de unos 3,5V por medio del divisor de resistencia R₈y R9. Este voltaje constante se compara con el voltaje Y7. El voltaje Y7 se baja por la transición de nivel alto a bajo del voltaje Y3 y vuelve a un nivel alto a un ritmo determinado por la carga del condensador C₃a través de la resistencia R₇. El diodo X6 está simplemente en el circuito para evitar voltajes superiores al voltaje de alimentación en Y7 cuando el voltaje Y3 cambia de un nivel bajo a uno alto. El condensador C₃se descarga en este caso a través del diodo X6.

Los voltajes en el circuito alrededor de X3 se muestran en la figura 6e. Los voltajes se muestran a partir de una conexión inicial del circuito y para una duración de 500 microsegundos. A T=0 el voltaje Y10 empieza a aumentar cuando el condensador C4 se carga a través de la resistencia R11. Cuando el voltaje Y10 alcanza el mismo nivel que el voltaje Y12, el voltaje de salida de X3, Y11 cambia desde un nivel lógico alto a uno bajo. Este cambio en Y11, hace que el nivel de voltaje de Y12 caiga y el voltaje de Y10 comience a disminuir debido a la descarga del condensador C4 a través de la resistencia R11. Nuevamente, cuando el voltaje Y10 alcanza el mismo nivel que el voltaje Y12, el voltaje Y11 cambia de un nivel lógico bajo a un nivel lógico alto. El voltaje de salida, Y3, del circuito X3 es un tren de impulsos continuo con una frecuencia de 25 kHz.

La figura 6f muestra los voltajes en el circuito X3 cuando el voltaje Y1 se desvía de cero. En la parte izquierda del diagrama los voltajes Y10, Y11 e Y12 son los mismos que en la figura 6f después de la fase inicial de inicio. Cuando el voltaje Y1 empieza a cambiar, el voltaje Y10 es disminuido a través del diodo X2 por el voltaje cambiante Y3 gene rado por X3. Esto hace que la salida de tren de impulsos continuo Y11, de X3 se detenga. Mientras Y3 se vuelve bajo a veces debido al cambio de voltaje Y1, el voltaje Y10 nunca vuelve a un nivel tan alto como el voltaje Y12 y por lo tanto el voltaje de salida Y11 siempre permanecerá en un nivel lógico alto mientras el voltaje Y1 esté cambiando.

En el circuito, el transistor de potencia X9 está completamente activado por el voltaje de alimentación de X7 o com pletamente desactivado. La señal de entrada a X7 es cambiante o constante dependiendo del nivel lógico de la señal de entrada de la PWMT. Si la señal de entrada de la PWMT está en un nivel lógico alto, la salida de A2A está siempre alta haciendo que la salida de X7 esté siempre baja, lo que provoca que el transistor de potencia X9 se desconecte. En este modo no se transmite energía a la bobina emisora y no se transmite energía a la bobina de recepción. Si la señal de entrada de la PWMT está en un nivel lógico bajo, la salida de A2A es libre de cambiar de acuerdo con los cambios de la señal procedente de A1A. La señal de salida de A1A puede cambiar cuando el voltaje de Y6 está a un nivel lógico alto, que es en el inicio antes de que la señal de Y1 empiece a cambiar de nivel.

Inicialmente, cuando se inicia el circuito, no hay cambio de voltaje en Y1 y, por tanto, el voltaje de Y6 está constante mente en un nivel lógico alto. Para que cambie el voltaje de Y1 se necesita una señal de inicio. Esta señal de inicio se obtiene del tren de impulsos continuo Y11. Cuando la señal Y11 ha iniciado la señal Y1, la señal Y11 se detiene y ayuda a un nivel lógico alto por la presencia de la señal Y3 y la señal Y6 empieza a generar los impulsos de salida desde A1A activando en última instancia al transistor de potencia X9. Los impulsos de voltaje de Y6 en este caso conducen la bobina de transmisión L1 a un ritmo determinado por la frecuencia de sintonía de la bobina de transmisión L1 y el condensador C1. Este comportamiento de inicio se muestra en la figura 6f.

La figura 7a muestra un diagrama de un circuito electrónico en el extremo receptor del sistema de transmisión de la TET. La bobina de recepción de energía, L1, recibe la potencia transmitida desde la bobina emisora, también denomi nada L1 en el diagrama del amplificador de la PWMT. El circuito y el diagrama se incluyen para ilustrar el efecto de la regulación de la potencia transmitida desde el amplificador de la PWMT.

La bobina de recepción L1 junto con los diodos D1x a D4x cargan el condensador C₆que crea un primer filtro de suavizado para la señal de energía de CA recibida. El diodo D3 evita que el condensador C1 se descargue en C₆cuando no se suministra energía desde la bobina de recepción L1. Las resistencias R5 y R10 sólo se utilizan para medir la corriente y no tienen ningún otro efecto en el circuito debido a su baja resistencia de 1 mohm. El condensador C1 es el principal acumulador de energía del circuito. Suministra energía a la resistencia de carga, CARGA, y a la fuente de corriente variable de carga I1.

La figura 7b muestra cuatro gráficos. La corriente de carga total extraída de C1 por la resistencia LOAD y la fuente de corriente I1 varía con el tiempo comenzando en 40 mA y cambiando a 4 mA después de 25 ms como se muestra en el diagrama por el gráfico 4, IY10. Y5 en el diagrama muestra el voltaje sobre C1, la corriente suministrada a C1 se muestra por iy12 y finalmente el voltaje sobre la bobina de recepción L1 se muestra por el gráfico y1.

El voltaje sobre C1, Y5, cae siempre que la corriente de carga sea de 40 mA. Cuando la corriente de carga disminuye a 4 mA el voltaje se estabiliza, indicando que la corriente media suministrada por L1, iy12, a C1 es de 4 mA. Los impulsos captados por la bobina de recepción son muy cortos, con un ciclo de trabajo de aproximadamente el 2%, lo que significa que la potencia recibida del amplificador de la PWMT sólo se suministra durante el 2% del periodo de la PWMT total de 5 ms. El ciclo de trabajo del 2% aparentemente proporciona suficiente potencia para una carga de 4 mA pero no es suficiente para la carga de 40 mA ya que el voltaje sobre C1 está a un nivel constante cuando la carga le extrae 4 mA. La figura 7c muestra una vista detallada del voltaje sobre la bobina de recepción L1 y la señal de modulación de los amplificadores de la PWMT, la señal de entrada de la PWMT en el diagrama del amplificador de la PWMT, en este caso con un ciclo de trabajo del 2%.

La figura 7d muestra un detalle aún mayor del voltaje sobre la bobina de recepción L1 y la señal de modulación de los amplificadores de la PWMT. En el diagrama puede observarse que el voltaje sobre la bobina de recepción L1 presenta un largo anillamiento que disminuye lentamente después de desconectar el amplificador de la PWMT. Este comporta miento se debe a la energía almacenada en el circuito de resonancia en el lado de transmisión del sistema formado por la bobina de transmisión L1 y el condensador C1 en el diagrama del amplificador de la PWMT. Cuando el amplifi cador de la PWMT está desconectado, el circuito de resonancia de transmisión sigue transmitiendo utilizando la ener gía almacenada en el propio circuito de resonancia paralelo. Incluso si la señal de entrada de la PWMT de los ampli ficadores de la PWMT tiene un ciclo de trabajo del 2%, la señal transmitida resultante parece ser igual a un ciclo de trabajo del 4% debido a esta energía almacenada.

Con el fin de suministrar suficiente potencia y corriente durante el periodo de consumo de 40 mA para que el voltaje sobre C1 permanezca constante, el ciclo de trabajo de la PWMT debe aumentarse al 40%. La figura 7e muestra los voltajes y corrientes presentes en el circuito con un ciclo de trabajo del 40%. El voltaje sobre C1, Y5, es ahora constante durante el período inicial hasta 25 ms y a continuación comienza a aumentar cuando la corriente de carga disminuye a 4 mA.

La figura 7f muestra una vista detallada del voltaje sobre la bobina de recepción L1 y la señal de modulación de los amplificadores de la PWMT, señal de entrada de la PWMT, con el ciclo de trabajo del 40%.

En la figura 7g, particularmente detallada, puede observarse que el anillamiento procedente de la energía almacenada en el circuito de resonancia paralelo de transmisión contribuye ahora mucho menos a la señal total sobre L1 con un ciclo de trabajo del 40% en comparación con el caso del ciclo de trabajo del 2%.

De acuerdo con la figura 7h, aumentando el ciclo de trabajo de la PWMT al 80% es posible suministrar aún más potencia a la bobina de recepción y al circuito. Ahora hay que aumentar el consumo a 80 mA para poder equilibrar la corriente suministrada por L1. Durante los primeros 25 ms, el voltaje sobre C1, Y5 se mantiene al mismo nivel y rápidamente empieza a aumentar cuando la carga de corriente se reduce a 4 mA.

Las figuras 7i - 7j muestran las vistas detalladas del voltaje sobre la bobina de recepción L1 y la señal de modulación de los amplificadores de la PWMT con el ciclo de trabajo del 80%. La figura 8a muestra una solución con un circuito que emplea una señal de impulsos de onda cuadrada continua con una frecuencia de base constante en la que varía el ciclo de trabajo de cada impulso. El voltaje de salida del amplificador de la PWMT está regulado linealmente por el voltaje de entrada. El voltaje digital medio de salida del amplificador de la PWMT es el mismo que el voltaje analógico de entrada multiplicado por el factor de amplificación del circuito.

Este tipo de amplificador puede emitir cualquier frecuencia dentro de su gama de frecuencias, desde CC hasta apro ximadamente un tercio de la frecuencia base constante; la salida a la carga es una réplica digital del voltaje de entrada y no está fijada a ninguna frecuencia en particular. Sin embargo, en este ejemplo el amplificador de la PWMT se utiliza con una frecuencia de señal de entrada de 25 kHz. La señal de entrada al amplificador es una onda sinusoidal de 25 kHz y la salida suministra al cristal piezoeléctrico y al circuito de sintonización sintonizados a 25 kHz una réplica digital de la señal analógica de entrada. El cristal, X4 en el esquema del núcleo de abajo, es el elemento de transmisión.

La potencia de salida del amplificador al cristal de transmisión puede regularse ajustando la amplitud de la señal sinusoidal de entrada.

La figura 8a muestra el circuito generador de onda triangular cuya salida se conecta como entrada en las figuras 8b'y 8b'' del amplificador de la PWMT. En las figuras 8a y 8b 'y 8b'' los símbolos Y1, Y2, Y3, etc. simbolizan puntos de prueba dentro del circuito. Las referencias a los puntos de prueba se encuentran en los gráficos de los diagramas que siguen más adelante en el texto. Los componentes en los diagramas de circuito y sus valores respectivos son valores que funcionan en esta implementación particular que, por supuesto, es sólo una de un número infinito de posibles soluciones de diseño.

La figura 8a muestra un diagrama de circuito que contiene la mayor parte del amplificador de la PWMT, en la esquina inferior izquierda está la entrada LF que es la entrada para la onda sinusoidal de 25 kHz que debe ser amplificada en una señal de salida digital. La entrada LF allí es la entrada de la onda triangular que emana del esquema de Triángulo. A la derecha, en el centro, en el esquema Núcleo está el cristal de transmisión, X4, conectado a las salidas digitales diferenciales, salida positiva y negativa, del amplificador de la PWMT. El cristal de transmisión X4 está en serie con sus componentes de circuito de sintonía asociados sintonizados a la frecuencia de envío, que en este caso particular es de 25 kHz. Las figuras 8c - 8d muestran la relación entre la señal de entrada y la señal de salida del amplificador de PWM, en la figura 8c, Y25 es la señal de entrada e Y2 es la señal de salida digital positiva del amplificador y en la figura 8d, Y13 es la salida digital negativa del amplificador.

Las figuras 9a - 9c ilustran esquemáticamente diferentes estados de operación de un aparato de diseño general utili zado con la presente invención, cuando el aparato se aplica sobre una porción de pared de un órgano corporal desig nado BO. El aparato incluye un dispositivo de constricción y un dispositivo de estimulación, que se designan CSD, y un dispositivo de control designado CD para controlar los dispositivos de constricción y estimulación CSD. La figura 9a muestra el aparato en un estado de inactivación, en el que el dispositivo de constricción no constriñe el órgano BO y el dispositivo de estimulación no estimula el órgano BO. La figura 9b muestra el aparato en un estado de constricción, en el que el dispositivo de control CD controla el dispositivo de constricción para constreñir suavemente la porción de pared del órgano BO a un estado constreñido, en el que la circulación sanguínea en la porción de pared constreñida está sustancialmente sin restringir y el flujo en el lumen de la porción de pared está restringido. La figura 9c muestra el aparato en un estado de estimulación, en el que el dispositivo de control CD controla el dispositivo de estimulación para estimular diferentes áreas de la porción de pared constreñida, de modo que casi toda la porción de pared del órgano BO se contrae (se engrosa) y cierra el lumen.

Las figuras 9d y 9e muestran cómo la estimulación de la porción de pared constreñida puede variar cíclicamente entre un primer modo de estimulación, en el que el área izquierda de la porción de pared (véase la figura 9d) es estimulada, mientras que el área derecha de la porción de pared no es estimulada, y un segundo modo de estimulación, en el que el área derecha de la porción de pared (véase la figura 9e) es estimulada, mientras que el área izquierda de la porción de pared no es estimulada, con el fin de mantener a lo largo del tiempo una circulación sanguínea satisfactoria en la porción de pared constreñida.

Se debe tener en cuenta que los modos de estimulación mostrados en las figuras 9d y 9e sólo constituyen un ejemplo principal de cómo puede estimularse la porción de pared constreñida del órgano BO. De esta manera, más de dos áreas diferentes de la porción de pared constreñida pueden ser estimuladas simultáneamente en ciclos o estimuladas sucesivamente . También, los grupos de diversas áreas de la porción constreñida de la pared pueden ser estimuladas sucesivamente.

Las figuras 9f - 9h ilustran diferentes estados de operación de una modificación de la realización general mostrada en las figuras 9a - 9e, en la que los dispositivos de constricción y estimulación CSD incluyen varios elementos de constricción/estimulación separados, aquí tres elementos CSDE1, CSDE2 y CSDE3. La figura 9f muestra cómo el elemento CSDE1 en un primer estado de operación está activado tanto para constreñir como para estimular el órgano BO, de modo que el lumen del órgano BO está cerrado, mientras que los otros dos elementos CSDE2 y CSDE3 están inacti vados. La figura 9g muestra cómo se activa el elemento CSDE2 en un segundo estado de operación siguiente, de modo que el lumen del órgano BO está cerrado, mientras que los otros dos elementos CSDE1 y CSDE3 están inacti vados. La figura 9h muestra cómo se activa el elemento CSDE3 en un tercer estado de operación siguiente, de modo que el lumen del órgano BO está cerrado, mientras que los otros dos elementos CSDE1 y CSDE2 están inactivados.

Cambiando entre los estados de operación primero, segundo y tercero, ya sea aleatoriamente o de acuerdo con una secuencia predeterminada, se pueden contraer y estimular temporalmente diferentes partes del órgano manteniendo cerrado el lumen del órgano, con lo que se minimiza el riesgo de lesionar el órgano. También es posible activar los elementos CSDE1 - CSDE3 sucesivamente a lo largo del lumen del órgano para mover fluidos y/u otras materias corporales en el lumen.

Las figuras 9i - 9k ilustran un modo alternativo de operación de la modificación de la realización general . De esta manera, la figura 9i muestra cómo el elemento CSDE1 en un primer estado de operación se activa tanto para constreñir como para estimular el órgano BO, de modo que el lumen del órgano BO está cerrado, mientras que los otros dos elementos CSDE2 y CSDE3 se activan para constreñir pero no para estimular el órgano BO, de modo que el lumen del órgano BO no está completamente cerrado en el que los elementos CSDE2 y CSDE3 se aplican al órgano BO. La figura 9j muestra como el elemento CSDE2 en un segundo estado de seguimiento de operación es activado para constreñir así como para estimular el órgano BO, de manera que el lumen del órgano BO está cerrado mientras los otros dos elementos CSDE1 y CSDE3 están activados para constreñir pero no estimular el órgano BO. La figura 9j muestra como el elemento CSDE2 en un segundo estado de seguimiento de la operación es activado tanto para constreñir como estimular el órgano BO, de manera que el lumen del órgano BO está cerrado, mientras que los otros dos elementos CSDE1 y CSDE3 están activados para constreñir pero no estimular el órgano BO, de manera que el lumen del órgano BO no está completamente cerrado, en el que los elementos CSDE1 and CSDE3 se aplican al órgano BO. La figura 9k muestra cómo el elemento CSDE3 en un tercer estado de operación siguiente se activa para contraer y estimular el órgano BO, de modo que el lumen del órgano BO está cerrado, mientras que los otros dos elementos CSDE1 y CSDE2 se activan para contraer pero no para estimular el órgano BO, de modo que el lumen del órgano BO de manera que el lumen no está completamente cerrado en el que los elementos CSDE1 y CSDE2 se aplican al órgano BO. Cambiando entre los estados de operación primero, segundo y tercero, ya sea aleatoriamente o de acuerdo con una secuencia predeterminada, se pueden estimular temporalmente distintas partes del órgano manteniendo cerrado el lumen del órgano, con lo que se reduce el riesgo de lesionar el órgano. También es posible activar la estimulación de los elementos CSDE1 - CSDE3 sucesivamente a lo largo del lumen del órgano BO para mover fluidos y/u otras materias corporales en el lumen.

Las figuras 10 -12 muestran componentes básicos de un aparato no reivindicado por separado para controlar un flujo de fluido y/u otra materia corporal en un lumen formado por una pared tisular de un órgano de un paciente. El aparato comprende una carcasa tubular 1 con extremos abiertos, un dispositivo de constricción 2 dispuesto en la carcasa 1, un dispositivo de estimulación 3 integrado en el dispositivo de constricción 2, y un dispositivo de control 4 (indicado en la figura 12) para controlar los dispositivos de constricción y estimulación 2 y 3. El dispositivo de constricción 2 tiene dos elementos de sujeción alargados 5, 6, que se mueven radialmente en la carcasa tubular 1, acercándose y aleján dose uno del otro entre posiciones retraídas, véase la figura 11, y posiciones de sujeción, véase la figura 12. El dispo sitivo de estimulación 3 incluye una multiplicidad de elementos eléctricos 7 posicionados en los elementos de sujeción 5, 6, de manera que los elementos eléctricos 7 en uno de los elementos de sujeción 5, 6 se enfrentan a los elementos eléctricos 7 en el otro elemento de sujeción. De esta manera, en este aparato los dispositivos de constricción y esti mulación forman una unidad de constricción/estimulación, en la que los dispositivos de constricción y estimulación están integrados en una única pieza.

Los dispositivos de constricción y estimulación también pueden estar separados unos de los otros. En este caso, se puede proporcionar una estructura para mantener los elementos eléctricos 7 en una orientación fija de unos con los otros. Alternativamente, los elementos eléctricos 7 pueden incluir electrodos que se fijan por separado a la parte de la pared del órgano del paciente.

El esquema de la figura 3 muestra un diagrama de circuito de uno de los diseños propuestos del aparato inventado para controlar la transmisión de energía inalámbrica, o sistema de control del balance de energía. El esquema muestra el circuito de medida del balance energético que tiene una señal de salida centrada en 2,5 V y que es proporcional al desequilibrio energético. Un nivel de señal a 2,5 V significa que existe equilibrio energético, si el nivel cae por debajo de 2,5 V se extrae energía de la fuente de alimentación del implante y si el nivel sube por encima de 2,5 V se carga energía en la fuente de alimentación. La señal de salida del circuito se alimenta normalmente a un convertidor ND y se convierte en formato digital. La información digital puede enviarse entonces al transmisor externo, lo que le permite ajustar el nivel de la potencia transmitida. Otra posibilidad es disponer de un sistema completamente analógico que utilice comparadores que comparen el nivel de equilibrio energético con determinados umbrales máximos y mínimos enviando información a un de transmisión externo si el equilibrio se desvía de la ventana de máximos y mínimos.

El esquema de la figura 13 muestra la implementación de un circuito para un sistema que transfiere energía al implante desde el exterior del cuerpo utilizando transferencia de energía inductiva con control de realimentación. Un sistema de transferencia de energía inductiva utiliza normalmente una bobina de transmisión externa y una bobina de recepción interna. La bobina de recepción, L1, está incluida en el esquema de la figura 13; las partes de transmisión del sistema están excluidas.

La implementación del concepto general de balance de energía y la forma en que se transmite la información al trans misor de energía externo pueden realizarse, por supuesto, de muchas formas diferentes. El esquema de la figura 13 y el procedimiento descrito más arriba para evaluar y transmitir la información sólo deben considerarse ejemplos de cómo implementar el sistema de control.

Detalles del circuito

En el esquema de la figura 13, los símbolos Y1, Y2, Y3, y otros. simbolizan puntos de prueba dentro del circuito. Las referencias a los puntos de prueba se encuentran en los gráficos de los diagramas que siguen más adelante en el texto. Los componentes en el diagrama y sus valores respectivos son valores que funcionan en esta implementación particular que, por supuesto, es sólo una de un número infinito de posibles soluciones de diseño.

La bobina de recepción de energía L1 recibe la energía necesaria para alimentar el circuito. La energía para el implante se transmite en este caso particular a una frecuencia de 25 kHz. La señal de salida del balance de energía está presente en el punto de prueba Y1.

El diagrama de la figura 14 muestra el voltaje, Y7x, sobre la bobina de recepción L1 y la potencia de entrada, Y9, recibida por la bobina desde el transmisor externo. El gráfico de potencia, Y9, está normalizado y varía entre 0 -1 en el que 1 significa máxima potencia y 0 ninguna potencia; por lo tanto Y9 no muestra el valor absoluto del nivel de potencia recibida. El punto de prueba de potencia Y9 no está presente en el esquema, es una señal de modulación de amplitud sobre la potencia de la señal del transmisor. En el esquema se observa que el voltaje Y7x sobre la bobina de recepción L1 aumenta a medida que aumenta la potencia del transmisor externo. Cuando el voltaje Y7x alcanza el nivel en el que comienza la carga real de la fuente de alimentación, C1, en el implante el nivel Y7x aumenta a un ritmo mucho más lento a medida que se incrementa la potencia de entrada debido a la carga que la fuente de alimentación imparte sobre la bobina de recepción.

La bobina de recepción L1 está conectada a un puente rectificador con cuatro diodos Schottky, D1x - D4x. El voltaje de salida del puente, Y7, se muestra en el diagrama de la figura 15. El condensador C₆absorbe las corrientes de carga de alta frecuencia del puente y, junto con el diodo Schottky D3, impide que la frecuencia de transmisión de energía de 25 kHz entre en el resto del circuito. Esto es beneficioso ya que el balance de energía del sistema se mide como el voltaje a través de R1, que sin la combinación C₆- D3 contendría un alto nivel de corriente de carga alterna de 25 kHz. La fuente de energía en el implante es el condensador C1. El condensador C₃es un condensador de desacoplamiento de alta frecuencia. La resistencia denominada CARGA es la carga ficticia de la fuente de alimenta ción del implante. El voltaje sobre la fuente de alimentación, Y5, también se muestra en el diagrama de la figura 15 junto con el gráfico de potencia Y9.

El voltaje Y3 en el diagrama de la figura 16 es un voltaje estabilizado a unos 4,8V utilizado para alimentar el amplifi cador operacional X1. El voltaje Y3 es estabilizado por un regulador de voltaje lineal bastante estándar que consiste en el MosFet X2, el zenerdiodo D5, el condensador C4 y la resistencia R3. El condensador C2 es un condensador de desacoplamiento de alta frecuencia. En el diagrama de la figura 16 el voltaje de entrada al regulador se ve como Y5 y el voltaje de salida es Y3.

El amplificador operacional X1 se utiliza para amplificar la señal de balance de energía junto con R6 y R₇que ajustan la ganancia del circuito amplificador a 10 veces. Las señales de entrada al circuito se muestran en el diagrama de la figura 17. Y4 se fija a un nivel más o menos constante de aproximadamente 2,74 V mediante el diodo zener D1. El voltaje Y4 es derivado y filtrado a alta frecuencia por el condensador C5. Una parte del voltaje DC en Y4 se acopla a el voltaje Y2 mediante la resistencia R₈para centrar el voltaje de salida Y1 en 2,5 V cuando la energía está equilibrada. El voltaje Y2 es básicamente el mismo voltaje que el voltaje, Y6, sobre R1, sólo ligeramente de alta frecuencia filtrada por R9 y C7 y desplazada en el nivel de CC por la corriente que pasa a través de R₈. Para comparar Y6 e Y2 véase el diagrama de la figura 17.

La señal de salida de balance de energía del circuito, Y1 en el diagrama de la figura 18, también se corresponde ajustadamente con el voltaje Y6. El voltaje Y1 es una versión amplificada, 10 veces, y desplazada de CC para centrarse alrededor de 2,5V en lugar de los 0 V del voltaje Y6. El nivel de señal más alto en Y1 y el punto central de CC alrededor de 2.5 V es mucho más fácil de interconectar para los circuitos conectados a la señal de salida del balance de energía.

El diagrama de la figura 19 muestra la relación entre la señal de balance de energía Y1 y el voltaje real sobre la fuente de alimentación del implante. La señal de balance de energía es la derivada del nivel de voltaje sobre la fuente de alimentación, Y5. Cuando la señal de balance de energía, Y1, es negativa con respecto a 2,5 V, el nivel de voltaje, Y5, disminuye, y cuando la señal de balance de energía es positiva con respecto a 2,5 V, el voltaje Y5 aumenta. Cuanto más negativa o positiva con respecto a 2,5 V sea la señal de balance de energía Y1, más rápidamente au mentará o disminuirá el voltaje Y5 en la fuente de alimentación.

El diagrama de la figura 20, de otra condición del circuito, muestra quizás aún más claramente cómo la señal de balance de energía corresponde a la derivada del voltaje Y5 sobre la fuente de alimentación. Las trazas muestran una situación en la que la energía introducida en la fuente de alimentación se mantiene a un nivel constante y la carga varía entre 5 mA y 30 mA en cuatro pasos discretos. Durante los primeros 25 ms la carga es de 30 mA, en los siguientes 25 ms es de 5 mA y a continuación sigue la misma secuencia de 30 mA y 5 mA. Cuando el voltaje Y5 sobre la fuente de alimentación disminuye a un nivel constante debido a la carga de 30 mA el nivel derivado está a un nivel constante por debajo de 2.5 V y cuando el voltaje Y5 aumenta el voltaje derivado es positivo en un nivel constante.

Los dos diagramas de la figura 21 muestran la relación entre la señal de equilibrio de energía Y1 y el desequilibrio de energía en el circuito en una situación compleja en la que varían tanto la carga como la cantidad de energía introducida en el implante. Las dos trazas del primer diagrama de la figura 21 muestran la corriente de carga en la fuente de alimentación y la corriente de carga. La corriente de carga está representada por la traza IY12 y la corriente de carga es la traza IY10. El segundo diagrama de la figura 21 muestra el voltaje Y1 generada por las corrientes de alteración mostradas en el primer diagrama. Cuando la cantidad de energía almacenada en la fuente de alimentación se modifica debido al desequilibrio energético, la señal derivada Y1 responde rápidamente al desequilibrio como se muestra en el diagrama.

En un sistema en el que la señal de balance energético se utiliza como señal de realimentación a un transmisor de potencia externo, permitiéndole regular la potencia transmitida en función del desequilibrio energético, es posible man tener un balance energético óptimo y mantener la eficiencia al máximo. El diagrama de la figura 22 muestra la corriente de carga en la fuente de alimentación y la corriente de carga, la corriente de carga está representada por la traza IY12 y la corriente de carga es la traza IY10, así como el nivel de voltaje sobre la fuente de alimentación, Y5, y la señal de balance de energía Y1 en un sistema de este tipo. Puede verse claramente que este sistema responde rápidamente a cualquier cambio en la corriente de carga aumentando la corriente de carga. Sólo se puede observar un pequeño pico en la señal de equilibrio de energía justo en los bordes en los que la carga cambia rápidamente debido al ancho de banda finito del bucle de realimentación. Aparte de esos pequeños picos, la energía se mantiene en perfecto equi librio.

Por los ejemplos que se han descrito más arriba se desprende claramente que el enfoque de la PWMT modificado que desconecta un tren de impulsos continuo durante varios periodos de impulsos y lo vuelve a conectar durante varios periodos de impulsos es capaz de ajustar la cantidad de energía suministrada a un circuito receptor en una gama bastante amplia de cargas. Con una variación del ciclo de trabajo entre el 2% y el 80% es posible obtener un equilibrio energético con cargas que varían de 4 mA a 80 mA. En este caso concreto, el ciclo de trabajo de la PWMT se corresponde estrechamente con la carga del sistema: una carga de 80 mA necesita un ciclo de trabajo del 80% para el equilibrio energético y una carga de 40 mA necesita un 40%. La única divergencia de esta función de transfe rencia casi perfectamente lineal es el ciclo de trabajo del 2% que equilibra la carga de 4 mA. La razón de esta irregu laridad es que el ciclo de trabajo del 2% en realidad produce un voltaje de ciclo de trabajo del 4% sobre la bobina de recepción debido al almacenamiento de energía que se ha comentado más arriba en el circuito de resonancia paralelo de transmisión.

Como se ha mencionado en relación con la figura 1, se pueden utilizar sensores adecuados para medir determinadas características del dispositivo médico y/o detectar el estado actual del paciente, reflejando de alguna manera la canti dad de energía necesaria para la correcta operación del dispositivo médico. De este modo, se pueden determinar los parámetros eléctricos y/o físicos del dispositivo médico y/o los parámetros físicos del paciente, y la energía puede entonces transmitirse con una velocidad de transmisión que se determina en función de los parámetros. Además, la transmisión de energía inalámbrica puede controlarse de manera que la cantidad total de energía transmitida se base en los citados parámetros.

Se debe entender que todas las diferentes descripciones descritas en la presente memoria descriptiva pueden utili zarse tanto como procedimientos como con un aparato adaptado para lograr lo anterior.

Claims

REIVINDICACIO NES

1. Un procedimiento de transmisión de energía inalámbrica desde un dispositivo externo de transmisión de energía (104) colocado externamente a un cuerpo humano, a un receptor interno de energía (102) colocado internamente en el cuerpo humano, el procedimiento comprende:

aplicar, al dispositivo de transmisión externo, impulsos eléctricos procedentes de un primer circuito eléctrico que comprende un generador de impulsos y una unidad de control de la longitud y el intervalo de los impulsos para transmitir la energía inalámbrica, teniendo los impulsos eléctricos bordes de entrada y de salida,

variar las longitudes de los primeros intervalos de tiempo entre los sucesivos bordes inicial y final de los impulsos eléctricos y/o las longitudes de los segundos intervalos de tiempo entre los sucesivos bordes inicial y final de los impulsos eléctricos, y

transmitir energía inalámbrica, la energía transmitida generada a partir de los impulsos eléctricos que tienen una potencia variada, la variación de la potencia en función de las longitudes de los intervalos de tiempo primero y/o segundo,

que se caracteriza por que, en el paso de aplicar al dispositivo de transmisión externo impulsos eléc tricos del primer circuito eléctrico, la energía inalámbrica se transmite por:

- suministrar dos o más trenes de impulsos en una fila, en la que el suministro de cada tren de impulsos comprende el suministro de un tren de dos o más de los im pulsos eléctricos en una fila, el citado tren tiene un primer impulso eléctrico al co mienzo del tren de impulsos y tiene un segundo impulso eléctrico al final del tren de impulsos, y

- variar las longitudes de los segundos intervalos de tiempo entre el borde de segui miento sucesivo del segundo impulso eléctrico del primer tren de impulsos y el flanco de subida del primer impulso eléctrico del segundo tren de impulsos.

2. El procedimiento de acuerdo con la reivindicación 1, en el que el transmisor de energía externo comprende una bobina primaria adaptada para transferir inductivamente energía inalámbrica, y en el que, cuando se reducen las longitudes de los segundos intervalos de tiempo, aumenta la transmisión de energía resultante a través de la bobina primaria.

3. El procedimiento de acuerdo con la reivindicación 2, en el que, cuando se reducen las longitudes de los primeros intervalos de tiempo, se reduce la transmisión de energía a través de la primera bobina.

4. El procedimiento de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que en el paso de aplicar al dispositivo de transmisión externo impulsos eléctricos desde un primer circuito eléctrico para transmitir la energía inalámbrica, los impulsos eléctricos son variados adicionalmente variando las longitudes de los primeros intervalos de tiempo entre los sucesivos bordes inicial y final de los impulsos eléctricos.

5. El procedimiento de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que se varía una relación o proporción entre las longitudes de los intervalos de tiempo primero y segundo, por lo que, al variar, se transmite una potencia variable.

6. El procedimiento de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que en la etapa de aplicar el impulso eléctrico, los impulsos eléctricos tienen una corriente sustancialmente constante y un voltaje constante.

7. El procedimiento de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que en la etapa de aplicar los impulsos eléctricos, los impulsos eléctricos dentro de un tren de impulsos tienen una frecuencia sustancialmente constante.

8. El procedimiento de cualquiera de las reivindicaciones precedentes, en el que

- en la etapa de aplicar impulsos eléctricos al dispositivo de transmisión de energía externo, los impulsos eléc tricos están configurados para provocar un campo electromagnético sobre el dispositivo de transmisión de energía externo, siendo variado el campo electromagnético por la variación de los citados intervalos de tiempo primero y segundo, e

- inducir, por medio del campo electromagnético, impulsos eléctricos en un receptor, siendo los impulsos indu cidos portadores de energía transmitida al receptor.

9. El procedimiento de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que los impulsos eléctricos son libe rados desde el primer circuito eléctrico con una frecuencia y/o un período de tiempo tales entre los bordes delan teros de los impulsos consecutivos, de manera que cuando varían las longitudes de los intervalos de tiempo primero y/o segundo, varía la energía transmitida resultante.

10. El procedimiento de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que una frecuencia y una anchura de impulso de los dos o más impulsos de un primer tren de impulsos son iguales a una frecuencia y una anchura de impulso de los dos o más impulsos de un segundo tren de impulsos.

11. Un sistema que comprende:

un dispositivo de transmisión externo (104) colocado externamente a un cuerpo humano,

un receptor interno de energía (102) colocado internamente en el cuerpo humano, y

un aparato adaptado para transmitir energía inalámbrica desde el dispositivo externo de transmisión de energía(104) al receptor interno de energía (102) colocado internamente en el cuerpo humano, comprendiendo el aparato un primer circuito eléctrico para suministrar impulsos eléctricos al dispositivo de transmisión externo, comprendiendo el citado primer circuito eléctrico un generador de impulsos y una unidad de control de la longitud e intervalo de los impulsos, teniendo los citados impulsos eléctricos bordes delanteros y de salida, estando adap tado el citado dispositivo de transmisión para suministrar energía inalámbrica, el primer circuito eléctrico está adaptado para variar las longitudes de los primeros intervalos de tiempo entre los bordes inicial y final sucesivos de los impulsos eléctricos y/o las longitudes de los segundos intervalos de tiempo entre los bordes inicial y final sucesivos de los impulsos eléctricos, y en el que la energía inalámbrica transmitida se genera a partir de los impulsos eléctricos que tienen una potencia variada, dependiendo la potencia de las longitudes de los primeros y/o segundos intervalos de tiempo,

que se caracteriza por que el primer circuito eléctrico está adaptado, además, para suministrar dos o más trenes de impulsos en fila, en el que el suministro de cada tren de impulsos comprende el suministro de un tren de dos o más de los impulsos eléctricos en fila, el citado tren tiene un primer impulso eléctrico al comienzo del tren de impulsos y tiene un segundo impulso eléctrico al final del tren de impulsos, y

en el que el primer circuito eléctrico está adaptado, además, para variar las longitudes de los segundos intervalos de tiempo entre el borde delantero sucesivo del segundo impulso eléctrico del primer tren de impulsos y el borde delantero del primer impulso eléctrico del segundo tren de impulsos.

12. El sistema de la reivindicación 11, en el que cuando se reducen las longitudes de los segundos intervalos de tiempo, aumenta la transmisión de energía resultante.

13. El sistema de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 11 -12, en el que la energía inalámbrica transmitida se varía además variando las longitudes de los primeros intervalos de tiempo, entre los sucesivos bordes delan tero y de seguimiento de los impulsos eléctricos.

14. El sistema de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones 11 -13, en el que se varía una relación o proporción entre las longitudes de los intervalos de tiempo primero y segundo, por lo que, al variar, se transmite una potencia variable.

15. El sistema de acuerdo con cualquier reivindicación precedente, en el que una frecuencia y una anchura de impulso de los dos o más impulsos de un primer tren de impulsos son iguales a una frecuencia y una anchura de impulso de los dos o más impulsos de un segundo tren de impulsos.