RU2773604C1 - Implantable heart monitor - Google Patents
Implantable heart monitor Download PDFInfo
- Publication number
- RU2773604C1 RU2773604C1 RU2020139790A RU2020139790A RU2773604C1 RU 2773604 C1 RU2773604 C1 RU 2773604C1 RU 2020139790 A RU2020139790 A RU 2020139790A RU 2020139790 A RU2020139790 A RU 2020139790A RU 2773604 C1 RU2773604 C1 RU 2773604C1
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- coil
- heart monitor
- receiving
- energy
- wireless transmission
- Prior art date
Links
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims abstract description 27
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims abstract description 21
- 238000004891 communication Methods 0.000 claims abstract description 12
- 230000001939 inductive effect Effects 0.000 claims abstract description 10
- 230000001702 transmitter Effects 0.000 claims abstract description 8
- 230000001808 coupling Effects 0.000 claims abstract description 7
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 claims abstract description 7
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 claims abstract description 7
- 230000001105 regulatory Effects 0.000 claims description 5
- 238000005265 energy consumption Methods 0.000 abstract description 5
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 4
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 8
- 206010003119 Arrhythmia Diseases 0.000 description 3
- 206010007521 Cardiac arrhythmias Diseases 0.000 description 3
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 3
- 238000000034 method Methods 0.000 description 3
- 238000002560 therapeutic procedure Methods 0.000 description 3
- 210000003491 Skin Anatomy 0.000 description 2
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 2
- 230000017525 heat dissipation Effects 0.000 description 2
- 239000000463 material Substances 0.000 description 2
- 206010061255 Ischaemia Diseases 0.000 description 1
- 230000002763 arrhythmic Effects 0.000 description 1
- 210000000038 chest Anatomy 0.000 description 1
- 230000001276 controlling effect Effects 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 230000005611 electricity Effects 0.000 description 1
- 238000002565 electrocardiography Methods 0.000 description 1
- 230000005674 electromagnetic induction Effects 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 230000000302 ischemic Effects 0.000 description 1
- 229910000529 magnetic ferrite Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000035479 physiological effects, processes and functions Effects 0.000 description 1
- 238000007639 printing Methods 0.000 description 1
- 230000004044 response Effects 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 description 1
- 229910000859 α-Fe Inorganic materials 0.000 description 1
Images
Abstract
Description
Изобретение относится к медицинской технике, а именно к электрокардиографии, т.е. ЭКГ, и используется для контроля за состоянием сердечной деятельности (запись электрокардиограммы). Имплантируемый кардиомонитор - миниатюрный автономный прибор, который имплантируется под кожу грудной клетки пациента и позволяет проводить непрерывный мониторинг электрической активности сердца (регистрировать электрокардиограмму) для автоматической детекции и записи приступов аритмий пациента в течение длительного времени. Кардиомонитор предназначен для работы в автоматизированной системе оперативного врачебного контроля.The invention relates to medical technology, namely to electrocardiography, i.e. ECG, and is used to monitor the state of cardiac activity (electrocardiogram recording). An implantable heart monitor is a miniature autonomous device that is implanted under the skin of the patient's chest and allows continuous monitoring of the electrical activity of the heart (registering an electrocardiogram) for automatic detection and recording of a patient's arrhythmias for a long time. The cardiomonitor is intended for work in the automated system of operational medical control.
Существует значительное число конструкций имплантируемых кардиомониторов, обеспечивающих непрерывный мониторинг электрической активности сердца с автоматической регистрацией данных. There are a significant number of designs of implantable cardiac monitors that provide continuous monitoring of the electrical activity of the heart with automatic data recording.
Известен имплантируемый кардиомонитор предназначен для обнаружения как аритмий, так и ишемии сердца человека. Монитор включает в себя подкожные электроды для установления электрического контакта с сердцем и усилитель считывания, подключенный к каждому электроду, для создания электрокардиограммы сердечных сокращений, регистрируемых на каждом из электродов. Электрокардиограммы оцифровываются, и их цифровые образцы сохраняются в памяти. Микропроцессор обрабатывает цифровые образцы электрокардиограмм и генерирует характеристические данные, указывающие на физиологию сердца. Кардиомонитор включает в себя телеметрию, позволяющую опрашивать сердечные данные за пределами пациента для получения сгенерированных сердечных данных, указывающих на аритмические и ишемические эпизоды (US 5313953).Known implantable heart monitor is designed to detect both arrhythmias and ischemia of the human heart. The monitor includes subcutaneous electrodes for establishing electrical contact with the heart and a readout amplifier connected to each electrode for creating an electrocardiogram of the heart beats recorded at each of the electrodes. Electrocardiograms are digitized and their digital samples are stored in memory. A microprocessor processes digital electrocardiogram samples and generates characteristic data indicative of the physiology of the heart. The heart monitor includes telemetry allowing interrogation of cardiac data outside of the patient to obtain generated cardiac data indicative of arrhythmic and ischemic episodes (US 5313953).
Известен имплантируемый кардиомонитор, который собирает ЭКГ пациента и информацию о состоянии устройства, включая информацию об интервале сердечных событий, о том, почему терапия применялась или не применялась, и реакции пациента на терапию в связи с эпизодом аритмии и сопоставляет эту информацию в базе данных, которые сохранены для последующей телеметрической передачи на внешний инструмент или могут быть переданы в реальном времени на внешний инструмент. Данные декодируются и анализируются внешним прибором для представления лечащему врачу в коррелированном по времени формате (US 5669391). An implantable cardiac monitor is known that collects a patient's ECG and information about the state of the device, including information about the interval of cardiac events, why therapy was used or not used, and the patient's response to therapy in connection with an arrhythmia episode and compares this information in a database that saved for later telemetry to an external instrument, or can be transferred in real time to an external instrument. The data is decoded and analyzed by an external device for presentation to the attending physician in a time-correlated format (US 5669391).
Известен имплантируемый кардиомонитор, включающей в себя корпус, электронную схему для управления одним или несколькими из следующих элементов: управление питанием, процессор (блок обработки), информационная память и схема управления, считывание и моделирование вывода. Система также включает в себя диагностическое и лечебное программное обеспечение для диагностики проблем со здоровьем, диагностики механических проблем, определения результатов терапии и управления показателями здоровья пациента с течением времени, систему электропитания, включающую как минимум одну перезаряжаемую батарею, систему подзарядки c внешними контактами, систему сигнализации (или оповещения) с приемо-передатчиком для информирования пациента и доставки сигнала электрокардиограммы от сердца к программному устройству (US 9907972, прототип).An implantable heart monitor is known, which includes a housing, an electronic circuit for controlling one or more of the following elements: power management, a processor (processing unit), information memory and a control circuit, reading and output simulation. The system also includes diagnostic and treatment software for diagnosing health problems, diagnosing mechanical problems, determining therapy outcomes and managing patient health over time, a power supply system including at least one rechargeable battery, a charging system with external contacts, an alarm system (or alerts) with a transceiver for informing the patient and delivering the electrocardiogram signal from the heart to the software device (US 9907972, prototype).
Недостатком этих известных устройств является повышенное энергопотребление приемо-передатчика кардиомонитора во время связи с внешним стационарным программным устройством, приводящее к сокращению времени их непрерывной службы. Для увеличения срока службы кардиомонитора, как правило, необходимо увеличением емкости батареи питания. Такие источники питания увеличивают габариты и массу устройств. В иных случаях необходимо предусматривать возможность смены батареи и/или контактного проводного механического соединения аккумуляторной батареи с источником электроэнергии для ее подзарядки. The disadvantage of these known devices is the increased power consumption of the heart monitor transceiver during communication with an external stationary software device, leading to a reduction in their continuous service time. To increase the life of the monitor, it is usually necessary to increase the capacity of the battery. Such power supplies increase the size and weight of devices. In other cases, it is necessary to provide for the possibility of changing the battery and / or a contact wire mechanical connection of the storage battery with a source of electricity for recharging it.
Технической проблемой, разрешаемой настоящим изобретением, является обеспечение компенсации энергозатрат кардиомонитора без расходования заряда батареи во время связи с внешним стационарным программным устройством и пультами дежурной службы медпомощи.The technical problem solved by the present invention is to provide compensation for the energy consumption of a heart monitor without consuming battery power during communication with an external stationary software device and emergency medical service consoles.
Технический результат, обеспечивающий разрешение указанной проблемы заключается в обеспечении беспроводной передачи питающей энергии для обеспечения энергопотребления аппаратуры кардиомонитора от внешнего источника с помощью электромагнитных волн во время связи с программным устройством (программатором-кардиографом) за счет беспроводной передачи кардиомонитору питающей энергии (WPC) - Wireless Power Consortium - от внешнего радиочастотного приемо-передатчика, при которой формируемое внешней передающей катушкой индуктивности переменное магнитное поле вызывает индукционный ток через имплантируемую приемную катушку. Это позволяет запитывать имплантируемый кардиомонитор, как периодически от батареи BT1, так и непрерывно от катушки L1 беспроводной передачи питающей энергии WPC. Тем самым существенно снижается расход энергии встроенной батареи. Одновременно возможно уменьшение габаритов, энергопотребления и тепловыделения, снижение уровня вносимых источником питания помех.The technical result that provides a solution to this problem is to provide wireless power transmission to ensure the power consumption of the heart monitor equipment from an external source using electromagnetic waves during communication with a software device (cardiograph programmer) due to wireless power transmission to the heart monitor (WPC) - Wireless Power Consortium - from an external RF transceiver, in which an alternating magnetic field generated by an external transmitting inductor induces an induction current through an implantable receiving coil. This allows the implantable heart monitor to be powered intermittently from battery BT1 or continuously from coil L1 of wireless power transmission WPC. This significantly reduces the power consumption of the built-in battery. At the same time, it is possible to reduce the dimensions, power consumption and heat dissipation, and reduce the level of interference introduced by the power source.
Сущность изобретения заключается в том, что имплантируемый кардиомонитор содержит корпус, информационную память и схему управления с контроллером, имеющим диагностическое программное обеспечение, постоянное запоминающее устройство, оперативную память, таймер, а также средства электропитания, включающую, по меньшей мере, одну батарею, систему компенсации энергозатрат, приемо-передатчик для связи с внешним стационарным программным устройством, при этом система компенсации энергозатрат выполнена в виде герметично встроенного в корпус кардиомонитора приемного модуля беспроводной передачи питающей энергии, имеющего инвертор и приемную катушку индуктивной связи, соединенную через этот инвертор с внутренней, и выполненного с возможностью приема электропитания через указанную приемную катушку от передающей катушки внешнего беспроводной передачи питающей энергии.The essence of the invention lies in the fact that the implantable heart monitor contains a housing, information memory and a control circuit with a controller having diagnostic software, read-only memory, random access memory, a timer, as well as power supply means, including at least one battery, a compensation system energy costs, a transceiver for communication with an external stationary software device, while the energy cost compensation system is made in the form of a wireless power transmission receiving module hermetically built into the heart monitor housing, having an inverter and a receiving inductive coupling coil connected through this inverter to the internal one, and made with the possibility of receiving power through the specified receiving coil from the transmitting coil of the external wireless power transmission.
Предпочтительно, приемный модуль беспроводной передачи питающей энергии содержит последовательно соединенные приемную катушку, диодный выпрямитель, регулирующий транзистор и ключ, выход которого соединен с положительным электродом батареи и является выходом питающего напряжения, шесть конденсаторов и операционный сравнивающий усилитель, при этом третий конденсатор подключен параллельно выводам приемной катушки, один из выводов первого, второго, четвертого, пятого и шестого конденсаторов, соединены с общей шиной, второй вывод четвертого конденсатора подключен к входу регулирующего транзистора, выход которого соединен с объединенными вторыми выводами пятого и шестого конденсаторов и является выходом питающего напряжения, причем параллельно регулирующему транзистору подключен операционный сравнивающий усилитель, выход которого подключен к управляющему входу регулирующего транзистора, а управляющий вход ключа является входом управления приемного модуля.Preferably, the wireless power transmission receiving module comprises a receiving coil connected in series, a diode rectifier, a regulating transistor and a switch, the output of which is connected to the positive electrode of the battery and is a supply voltage output, six capacitors and an operational comparator amplifier, while the third capacitor is connected in parallel with the receiving terminals. coils, one of the terminals of the first, second, fourth, fifth and sixth capacitors is connected to a common bus, the second terminal of the fourth capacitor is connected to the input of the control transistor, the output of which is connected to the combined second terminals of the fifth and sixth capacitors and is the output of the supply voltage, and in parallel the control transistor is connected to an operational comparator, the output of which is connected to the control input of the control transistor, and the control input of the switch is the control input of the receiving module.
Предпочтительно, передающий модуль беспроводной передачи питающей энергии содержит сопротивление для подбора добротности передающей катушки, генератор прямоугольных импульсов, два включенных в противофазе ключа, фильтр электромагнитной совместимости, согласующую цепь, детектор нагрузки и делитель напряжения радиопомех, включающий три емкости. Preferably, the transmitting module for wireless power transmission includes a resistor for selecting the quality factor of the transmitting coil, a square-wave generator, two anti-phase switches, an EMC filter, a matching circuit, a load detector, and a radio interference voltage divider including three capacitors.
На фиг. 1 изображена блок-схема имплантируемого кардиомонитора в части беспроводной передачи питающей энергии (WPC), на фиг.2 – схема электрическая принципиальная беспроводной передачи питающей энергии (WPC).In FIG. 1 shows a block diagram of an implantable cardiac monitor in terms of wireless power transmission (WPC), FIG. 2 is a schematic diagram of a wireless power transmission (WPC).
Имплантируемый кардиомонитор содержит: корпус, информационную память и схему управления с контроллером, имеющим диагностическое программное обеспечение, постоянное запоминающее устройство, оперативную память, таймер, а также средства электропитания, включающую, по меньшей мере, одну встроенную перезаряжаемую или неперезаряжаемую батарею (BT1), систему компенсации энергозатрат, и приемо-передатчик для связи с внешним стационарным программным устройством.The implantable heart monitor contains: a housing, information memory and a control circuit with a controller having diagnostic software, read-only memory, RAM, a timer, as well as power supply means, including at least one built-in rechargeable or non-rechargeable battery (BT1), a system compensation of energy costs, and a transceiver for communication with an external stationary software device.
Система компенсации энергозатрат выполнена в виде герметично встроенного в корпус кардиомонитора приемного модуля (приемник WPC) беспроводной передачи питающей энергии, имеющего инвертор (AC/DC) и приемную катушку (L2) индуктивной связи, соединенную через этот инвертор (AC/DC) с внутренней подсистемой электропитания кардиомонитора (WKUP+ON PWR+PWR System), и выполненного с возможностью приема электропитания через указанную приемную катушку (L2) от передающей катушки (L1) внешнего передатчика (передатчик WPC) беспроводной передачи питающей энергии.The energy cost compensation system is made in the form of a receiving module (WPC receiver) hermetically built into the body of the heart monitor for wireless power transmission, having an inverter (AC / DC) and a receiving coil (L2) of inductive coupling connected through this inverter (AC / DC) to the internal subsystem power supply of the heart monitor (WKUP+ON PWR+PWR System), and configured to receive power through said receiving coil (L2) from the transmitting coil (L1) of an external transmitter (WPC transmitter) for wireless power transmission.
Приемный модуль (приемник WPC) беспроводной передачи питающей энергии содержит последовательно соединенные приемную катушку (L2), диодный выпрямитель (D1), регулирующий транзистор (Q3) и ключ (Q4), выход которого соединен с положительным электродом перезаряжаемой батареей (BT1) и является выходом (PWR System) питающего напряжения, шесть конденсаторов (C4, C5,C6, C7, C8, C9) и операционный сравнивающий усилитель (S1). При этом третий конденсатор (C5) подключен параллельно выводам приемной катушки (L2), один из выводов первого, второго, четвертого, пятого и шестого конденсаторов (C4, C6, C7, C8, C9), соединены с общей шиной (землей), второй вывод четвертого конденсатора (C7) подключен к входу регулирующего транзистора (Q3) , выход которого соединен с объединенными вторыми выводами пятого и шестого конденсаторов (C8, C9) и является выходом (WKUP) питающего напряжения. Причем параллельно регулирующему транзистору (Q3). подключен операционный сравнивающий усилитель (S1), выход которого подключен к управляющему входу регулирующего транзистора (Q3), а управляющий вход ключа (Q4) является входом управления (ON PWR) приемного модуля.The receiving module (WPC receiver) for wireless power transmission comprises a receiving coil (L2), a diode rectifier (D1), a control transistor (Q3) and a switch (Q4) connected in series, the output of which is connected to the positive electrode of the rechargeable battery (BT1) and is the output (PWR System) supply voltage, six capacitors (C4, C5, C6, C7, C8, C9) and an operational comparator (S1). In this case, the third capacitor (C5) is connected in parallel with the terminals of the receiving coil (L2), one of the terminals of the first, second, fourth, fifth and sixth capacitors (C4, C6, C7, C8, C9) is connected to a common bus (ground), the second the terminal of the fourth capacitor (C7) is connected to the input of the regulating transistor (Q3), the output of which is connected to the combined second terminals of the fifth and sixth capacitors (C8, C9) and is the output (WKUP) of the supply voltage. Moreover, in parallel with the regulating transistor (Q3). an operational comparator amplifier (S1) is connected, the output of which is connected to the control input of the regulating transistor (Q3), and the control input of the switch (Q4) is the control input (ON PWR) of the receiving module.
Передающий модуль беспроводной передачи питающей энергии (WPC) содержит сопротивление (R1) для подбора добротности передающей катушки (L1), генератор (G1) прямоугольных импульсов, два включенных в противофазе ключа (Q1, Q2), фильтр электромагнитной совместимости (ЭМС фильтр) выполненный с возможностью снижения высокочастотных помех, согласующую цепь, выполненную с возможностью предотвращения появления стоячих волн, детектор нагрузки выполненный с возможностью обеспечения включения питания узлов от приемной катушки только при задействовании приемо-передатчика) и делитель напряжения радиопомех, включающий три емкости (C1, C2, C3). The transmitting module for wireless power transmission (WPC) contains a resistance (R1) for selecting the quality factor of the transmitting coil (L1), a generator (G1) of rectangular pulses, two switches connected in antiphase (Q1, Q2), an electromagnetic compatibility filter (EMC filter) made with the ability to reduce high-frequency interference, a matching circuit designed to prevent the appearance of standing waves, a load detector designed to ensure that the nodes are powered from the receiving coil only when the transceiver is activated) and a radio interference voltage divider that includes three capacitances (C1, C2, C3) .
Имплантируемый кардиомонитор используется следующим образом.An implantable heart monitor is used as follows.
Кардиомонитор имплантируется под кожу пациента в медицинском учреждении. При работе кардиомонитора сигналы с электродов кардиомонитора поступают в электронную схему (не изображена) для преобразования, обработки, фильтрации, хранения в соответствие со встроенным алгоритмом, в соответствующем формате. В определенные периоды времени (периодически или по окончанию сессии) или непрерывно информация (электрокардиограмма, т.е. ЭКГ) передается в приемо-передатчик, осуществляющий беспроводную связь с внешним стационарным программным устройством (компьютер врача-диагноста, устройство печати, облачный сервер и т.д.). Во время связи с внешним программным устройством имеет место повышенное энергопотребление, т.е. к привести к быстрому расходованию заряда батареи (BT1), представляющей собой, как правило, химический источник тока. A heart monitor is implanted under the skin of a patient in a medical facility. During the operation of the heart monitor, the signals from the heart monitor electrodes enter the electronic circuit (not shown) for conversion, processing, filtering, storage in accordance with the built-in algorithm, in the appropriate format. At certain periods of time (periodically or at the end of the session) or continuously, information (electrocardiogram, i.e. ECG) is transmitted to a transceiver that wirelessly communicates with an external stationary software device (diagnostician's computer, printing device, cloud server, etc.) .d.). During communication with an external programming device, there is an increased power consumption, i.e. lead to a rapid depletion of the battery (BT1), which is usually a chemical current source.
Во избежание внезапного прерывания работы кардиомонитора система подзарядки приемного модуля (приемник WPC) осуществляет беспроводную передачу питающей энергии от приемной катушки (L2) индуктивной связи через инвертор (AC/DC) к внутренней подсистеме электропитания кардиомонитора (WKUP+ON PWR+PWR System). Приемная катушка (L2) принимает энергию магнитного поля, генерируемую передающей катушкой (L1) внешнего передатчика. To avoid sudden interruption of the monitor's operation, the receiver module charging system (WPC receiver) wirelessly transfers power from the receiver coil (L2) of the inductive coupling through the inverter (AC/DC) to the monitor's internal power supply subsystem (WKUP+ON PWR+PWR System). The receiving coil (L2) receives the magnetic field energy generated by the transmitting coil (L1) of the external transmitter.
Поскольку затухание магнитного поля гораздо сильнее, чем электрического, данный способ применим только для зарядки на небольшом расстоянии. Но данный способ зарядки безопасен, что позволяет широко его использовать. Индуктивная связь передающей катушки (L1) и приемной катушки (L2) основана на явлении электромагнитной индукции. Индуктивная передача мощности (IPT) происходит, когда первичная передающая катушка (L1) передатчика WPC генерирует изменяющееся магнитное поле, которое проходит через вторичную приемную катушку (L2) приемника WPC.Since the attenuation of the magnetic field is much stronger than the electric field, this method is only applicable for charging at a short distance. But this charging method is safe, which allows it to be widely used. The inductive coupling of the transmitting coil (L1) and the receiving coil (L2) is based on the phenomenon of electromagnetic induction. Inductive power transfer (IPT) occurs when the primary transmit coil (L1) of the WPC transmitter generates a changing magnetic field that passes through the secondary receive coil (L2) of the WPC receiver.
Переменное магнитное поле индуцирует напряжение/ток во вторичной приемной катушке (L2) приемника. The alternating magnetic field induces a voltage/current in the secondary receiver coil (L2) of the receiver.
Рабочая частота индуктивной связи обычно находится в диапазоне нескольких килогерц. Для повышения эффективности зарядки вторичная приемная катушка (L2) должна быть настроена на рабочую частоту. The operating frequency of an inductive coupling is typically in the range of a few kilohertz. To improve charging efficiency, the secondary receiver coil (L2) must be tuned to the operating frequency.
Добротность такой системы обычно имеет низкие значения (например, ниже 10), поскольку передаваемая мощность быстро снижается при повышении добротности. Из-за этого эффективное зарядное расстояние WPC обычно не превышает 20 см. На добротность влияет самоиндуктивность, сопротивление и внутренняя частота, которые, в основном, зависят от применяемых материалов. Использование сопротивления (R1) для подбора добротности передающей катушки (L1) может обеспечить увеличение этого расстояния до 0,5 – 1 м. The quality factor of such a system is usually low (eg, below 10) because the transmitted power decreases rapidly as the quality factor increases. Because of this, the effective charging distance of WPC is usually less than 20 cm. The quality factor is affected by self-inductance, resistance and internal frequency, which mainly depend on the materials used. The use of resistance (R1) to select the quality factor of the transmitting coil (L1) can increase this distance to 0.5 - 1 m.
Процесс передачи энергии происходит следующим образом. Переменный ток передается на генератор (G1) прямоугольных импульсов, поступающих на два параллельно включенных в противофазе ключа (Q1, Q2), фильтр электромагнитной совместимости (ЭМС фильтр) осуществляет снижение высокочастотных помех, причем согласующая цепь предотвращает появление стоячих волн. Детектор нагрузки обеспечивает включение питания узлов кардиомонитора от приемной катушки (L2) только при задействовании радиочастотного приемо-передатчика. The process of energy transfer occurs as follows. Alternating current is transmitted to the generator (G1) of rectangular pulses, which are supplied to two keys connected in parallel in antiphase (Q1, Q2), the electromagnetic compatibility filter (EMC filter) reduces high-frequency interference, and the matching circuit prevents the appearance of standing waves. The load detector ensures that the heart monitor units are powered on from the receiving coil (L2) only when the radio frequency transceiver is activated.
Таким образом, генератор G1 вырабатывает прямоугольные импульсы для управления мостовыми ключами Q1 и Q2, управляемые в противофазе друг к другу.Thus, the generator G1 generates rectangular pulses to control the bridge switches Q1 and Q2, controlled in antiphase to each other.
Затем с помощью ЭМС фильтра происходит преобразование напряжение-частота, после которого на выходе согласующей цепи получается переменный ток высокой частоты. Проходя через катушку L1, переменный ток формирует магнитное поле, которое взаимодействует с катушкой приемника через воздушный зазор и возбуждает переменный ток высокой частоты в приемнике.Then, using the EMC filter, a voltage-frequency conversion takes place, after which a high-frequency alternating current is obtained at the output of the matching circuit. Passing through the coil L1, the alternating current forms a magnetic field, which interacts with the receiver coil through the air gap and excites a high frequency alternating current in the receiver.
Емкости C1, C2 и С3 соединены последовательно друг другу в цепь, параллельную катушке L1 и согласующей цепи, при этом емкость С2 – включена параллельно детектору нагрузки.The capacitances C1, C2 and C3 are connected in series to each other in a circuit parallel to the coil L1 and the matching circuit, while the capacitance C2 is connected in parallel to the load detector.
Емкости C1, C2 и С3 выполняют функцию делителя напряжения радиопомех. Измеряя напряжение на емкости C2, детектируется наличие нагрузки путем сравнивания эталонного сигнала с итоговым на катушке L1. Добротность катушки определяется соотношением:Capacitors C1, C2 and C3 act as a radio interference voltage divider. By measuring the voltage across capacitance C2, the presence of a load is detected by comparing the reference signal with the final signal on coil L1. The quality factor of the coil is determined by the ratio:
где f - рабочая частота, L - индуктивность катушки, R – сопротивление (диссипативные потери в феррите, окружающих материалах, проводе катушки, включая потери из-за вихревых токов и омические потери на соединениях). where f is the operating frequency, L is the inductance of the coil, R is the resistance (dissipative losses in ferrite, surrounding materials, coil wire, including losses due to eddy currents and ohmic losses in connections).
Как видно из приведенного соотношения, с помощью сопротивления R1 может быть подобрана оптимальная добротность катушки L1.As can be seen from the above ratio, with the help of resistance R1, the optimal quality factor of the coil L1 can be selected.
Генерируемое на передатчике WPC магнитное поле через катушку L1 улавливается катушке L2 приемника WPC, поскольку, проходя через катушку L1, переменный ток формирует магнитное поле, которое взаимодействует с катушкой L2 приемника через воздушный зазор и возбуждает переменный ток высокой частоты в катушке L1 приемника WPC. The magnetic field generated at the WPC transmitter is picked up by the coil L1 of the WPC receiver through the coil L1, because, passing through the coil L1, the alternating current forms a magnetic field, which interacts with the coil L2 of the receiver through the air gap and excites the high frequency alternating current in the coil L1 of the WPC receiver.
Далее в приемнике WPC происходит обратный процесс преобразования: переменный ток выпрямляется, затем происходит уменьшение полученного напряжения для получения тока, пригодного для питания при работе кардиомонитора и/или зарядки батареи BT1.The reverse conversion process then takes place in the WPC receiver: the AC is rectified, then the resulting voltage is reduced to obtain a current suitable for powering the heart monitor and / or charging the BT1 battery.
Для этого электродвижущая сила (ЭДС), возникающая в катушке L2, проходит через фильтр, выпрямляется с помощью диодного выпрямителя (D1) и детектируется операционным усилителем (S1) на емкости C7.To do this, the electromotive force (EMF) generated in coil L2 is passed through a filter, rectified by a diode rectifier (D1) and detected by an operational amplifier (S1) at capacitance C7.
Усилитель S1 открывает ключ Q3 и начинает накапливать энергию на емкостях С8 и С9.Amplifier S1 opens the key Q3 and begins to accumulate energy in the capacitors C8 and C9.
При преодолении порога 2,8В ± 0,2В происходит пробуждение контроллера через контакт pin WKUP (в случае если тот находится в глубоком сне). Контроллер производит коммутацию средств электропитания кардиомонитора с приемником WPC .When the threshold of 2.8V ± 0.2V is exceeded, the controller wakes up via pin WKUP (if it is in deep sleep). The controller commutates the power supply of the heart monitor with the WPC receiver.
Излишки накопленной энергии на емкостях С8 и С9, через встроенный диод в ключ Q4 начинают протекать через контакт PWR System в систему питания приемо-передатчика имплантируемого кардиомонитора.Excess accumulated energy on capacitors C8 and C9, through the built-in diode in the Q4 switch, begins to flow through the PWR System contact into the power supply system of the transceiver of the implantable heart monitor.
При этом ключ Q4 выполняет роль диода, который препятствует утечке тока с батареи BT1 в приемник WPC на емкости С8 и С9.In this case, the Q4 key plays the role of a diode that prevents current leakage from the BT1 battery to the WPC receiver on capacitances C8 and C9.
При достаточном напряжении, накопленном на C8 и C9, например, UC8, C9 > UBT1, ключ Q4 может быть открыт.With sufficient voltage stored on C8 and C9, for example, U C8, C9 > U BT1 , the Q4 key can be opened.
При этом операционный усилитель S1 выполняет роль регулятора напряжения заряда емкостей C8 и С9.In this case, the operational amplifier S1 acts as a voltage regulator for charging capacitors C8 and C9.
Данная схема позволяет запитывать имплантируемый кардиомонитор, как периодически от батареи BT1, так и непрерывно от катушки L1 беспроводной передачи питающей энергии WPC и не влияет на качество связи с внешним стационарным программным устройством, а также связи передатчика и приемника WPC.This scheme allows powering the implantable heart monitor, both periodically from the BT1 battery, and continuously from the L1 coil of the WPC wireless power transmission and does not affect the quality of communication with an external stationary software device, as well as the communication of the WPC transmitter and receiver.
В моменты высокого потребления кардиомонитор питается через средства беспроводной передачи питающей энергии WPC, чем резко экономится энергия внутренней батареи BT1. Т.е. здесь именно компенсация энергозатрат при работе радиочастотного приемо-передатчика.At times of high consumption, the monitor is powered by WPC wireless power transmission, which dramatically saves power on the BT1's internal battery. Those. here it is the compensation of energy consumption during the operation of the radio frequency transceiver.
Тем самым разрешается проблема обеспечения пика потребления при передаче данных на компьютер за счет «подпитки» (подзарядки) устройства по беспроводному каналу (технология wpc) во время работы радиочастотного приемо-передатчика. Это обеспечивает долгосрочное функционирование имплантируемого кардиомонитора, сохранение габаритов и массы.This solves the problem of ensuring the peak of consumption when transferring data to a computer by "feeding" (recharging) the device via a wireless channel (wpc technology) during operation of the radio frequency transceiver. This ensures the long-term functioning of the implantable cardiac monitor, maintaining the dimensions and weight.
В результате использования настоящего изобретения обеспечивается безопасная беспроводная передача питающей энергии для обеспечения компенсации энергопотребления аппаратуры кардиомонитора от внешнего источника с помощью электромагнитных волн во время связи с программным устройством (программатором-кардиографом) за счет беспроводной передачи кардиомонитору питающей энергии (WPC) - Wireless Power Consortium - от внешнего радиочастотного приемо-передатчика, при которой формируемое внешней передающей катушкой индуктивности переменное магнитное поле вызывает индукционный ток через имплантируемую приемную катушку. Тем самым, существенно снижается расход энергии встроенной батареи. Одновременно возможно уменьшение габаритов, энергопотребления и тепловыделения, снижение уровня вносимых помех.As a result of the use of the present invention, a secure wireless transmission of power is provided to provide compensation for the power consumption of the heart monitor equipment from an external source using electromagnetic waves during communication with a programming device (cardiograph programmer) due to the wireless transmission of power to the heart monitor (WPC) - Wireless Power Consortium - from an external RF transceiver, in which an alternating magnetic field generated by an external transmitting inductor induces an induction current through an implantable receiving coil. This significantly reduces the power consumption of the built-in battery. At the same time, it is possible to reduce the dimensions, power consumption and heat dissipation, and reduce the level of introduced interference.
Claims (2)
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2773604C1 true RU2773604C1 (en) | 2022-06-06 |
Family
ID=
Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4143661A (en) * | 1977-12-12 | 1979-03-13 | Andros Incorporated | Power supply for body implant and method for operation |
| US4548209A (en) * | 1984-02-06 | 1985-10-22 | Medtronic, Inc. | Energy converter for implantable cardioverter |
| US7615010B1 (en) * | 2002-10-03 | 2009-11-10 | Integrated Sensing Systems, Inc. | System for monitoring the physiologic parameters of patients with congestive heart failure |
| WO2010075479A2 (en) * | 2008-12-22 | 2010-07-01 | Integrated Sensing Systems, Inc. | Wireless dynamic power control of an implantable sensing device and methods therefor |
| CN205336326U (en) * | 2015-12-31 | 2016-06-22 | 创领心律管理医疗器械（上海）有限公司 | A program controlled device for cardiovascular implantation electronic equipment |
| RU2613086C2 (en) * | 2015-05-08 | 2017-03-15 | Общество с ограниченной ответственностью "М-ЛАЙН" (ООО "М-ЛАЙН") | Device for long-term remote invasive monitoring of state and critical changes of cardiovascular system for patients with comorbidity |
| KR20180000091A (en) * | 2016-06-22 | 2018-01-02 | 조선대학교산학협력단 | A cmos full-wave rectifier for bio-implant devices |
| US9907972B2 (en) * | 2011-01-21 | 2018-03-06 | Neurocardiac Innovations, Llc | Implantable cardiac devices and methods with body orientation unit |
| CN108721720A (en) * | 2018-05-30 | 2018-11-02 | 哈尔滨工业大学 | Implantable cardiac based on wireless power transmission assists blood supply device |
Patent Citations (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4143661A (en) * | 1977-12-12 | 1979-03-13 | Andros Incorporated | Power supply for body implant and method for operation |
| US4548209A (en) * | 1984-02-06 | 1985-10-22 | Medtronic, Inc. | Energy converter for implantable cardioverter |
| US7615010B1 (en) * | 2002-10-03 | 2009-11-10 | Integrated Sensing Systems, Inc. | System for monitoring the physiologic parameters of patients with congestive heart failure |
| WO2010075479A2 (en) * | 2008-12-22 | 2010-07-01 | Integrated Sensing Systems, Inc. | Wireless dynamic power control of an implantable sensing device and methods therefor |
| US9907972B2 (en) * | 2011-01-21 | 2018-03-06 | Neurocardiac Innovations, Llc | Implantable cardiac devices and methods with body orientation unit |
| RU2613086C2 (en) * | 2015-05-08 | 2017-03-15 | Общество с ограниченной ответственностью "М-ЛАЙН" (ООО "М-ЛАЙН") | Device for long-term remote invasive monitoring of state and critical changes of cardiovascular system for patients with comorbidity |
| CN205336326U (en) * | 2015-12-31 | 2016-06-22 | 创领心律管理医疗器械（上海）有限公司 | A program controlled device for cardiovascular implantation electronic equipment |
| KR20180000091A (en) * | 2016-06-22 | 2018-01-02 | 조선대학교산학협력단 | A cmos full-wave rectifier for bio-implant devices |
| CN108721720A (en) * | 2018-05-30 | 2018-11-02 | 哈尔滨工业大学 | Implantable cardiac based on wireless power transmission assists blood supply device |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US11813470B2 (en) | Multi-axis coil for implantable medical device | |
| US10881773B2 (en) | Transcutaneous energy transfer systems | |
| US8073541B2 (en) | Remote control of implantable device through medical implant communication service band | |
| US5702431A (en) | Enhanced transcutaneous recharging system for battery powered implantable medical device | |
| CN103560572B (en) | A kind of implantable cardiac pacemaker magnetic coupling resonance wireless charging device | |
| US20110074342A1 (en) | Wireless electricity for electronic devices | |
| US20100045231A1 (en) | Method and System for Powering an Electronic Device | |
| JP2002315209A (en) | Charger and system for implantable rechargeable medical equipment | |
| CN109996585B (en) | Implantable medical device with magnetically permeable housing and induction coil disposed around the housing | |
| CN110086237A (en) | A kind of wireless charging and Thermometer System for Implanted cardiac pacemaker | |
| US20210212586A1 (en) | Rechargeable cardiac monitor device | |
| CN102832722A (en) | Implanted self-adaptive wireless source transmission method and system | |
| US20150229139A1 (en) | System and method for controlling charging energy delivered to an implantable medical device | |
| US20160045134A1 (en) | Ecg monitor with an implantable part | |
| RU2773604C1 (en) | Implantable heart monitor | |
| CN108092544B (en) | Energy supply device for collecting motion energy of organism | |
| JPH10314318A (en) | Heart pacemaker device | |
| WO2018205504A1 (en) | Brain wave detection apparatus and device | |
| US10038369B2 (en) | Systems and methods for reducing noise and interference in isolated switching power supplies | |
| JPH08150124A (en) | Living body signal measuring device | |
| CN108721720B (en) | Implantable heart auxiliary blood supply device based on wireless power transmission | |
| WO2024026409A1 (en) | Miniature optical device for monitoring local pulse wave velocity | |
| JPS5940715Y2 (en) | Wireless telemeter transmitter | |
| CN116510182A (en) | Integrated circuit for cardiac pacemaker | |
| CN115697472A (en) | Implantable medical device using internal sensors to determine when to switch operating modes |