用于植入式医疗装置的双用途电感器及相关联的系统和方法与流程

用于植入式医疗装置的双用途电感器及相关联的系统和方法
1.相关申请的交叉引用
2.本技术要求提交于2020年10月16日的美国临时申请号63/093,073的权益，该美国临时申请的公开内容全文以引用方式并入本文。
技术领域
3.本技术总体涉及植入式医疗装置，并且特别地，涉及具有双用途电感器的植入式系统。


背景技术：

4.可选择性地激活或以其他方式致动的植入式医疗装置通常要求某一种类的功率管理系统。例如，一些医疗装置包括用于无线地接收能量和/或对植入式能量存储装置(例如，电池或电容器)充电或再充电的板载电子器件。板载电子器件可包括结合到各种电路中来响应于暴露于电场或磁场而产生能量的电感器。为了最大化电感器的电感，线圈通常以紧密间隔的同心堆叠的构造取向来实现最大耦合效率。
附图说明
5.图1是植入在心脏中并根据本技术的选择实施方案构造的心房间装置的示意图。
6.图2a是根据本技术的选择实施方案构造的电感器的示意图。
7.图2b至图2d示出了根据本技术的选择实施方案构造的另一个电感器。
8.图3a和图3b示出了根据本技术的选择实施方案构造的植入式医疗装置的各方面。
9.图4是根据本技术的选择实施方案构造的电路的示意图。
具体实施方式
10.本技术涉及植入式医疗装置，该植入式医疗装置包括电路，该电路用于为装置的一个或多个有源部件诸如致动元件、发动机、微控制器或传感器供电。电路可包括一个或多个电感器，该一个或多个电感器具有一个或多个接收导线，该一个或多个接收导线响应于暴露于电磁场而产生电流。如贯穿本具体实施方式所详细地描述的，根据本技术的实施方案构造的电感器被设计成在暴露于电磁场时产生足够的能量/功率，即使在其中电感器相对深地植入在患者体内(例如，在身体深处的器官，诸如心脏)的实施方案中也是如此。由接收导线产生的电流可用于直接地或间接地为一个或多个有源部件供电。与常规的电感器相比，接收导线还可以非同心构造布置，使得除了产生用于为装置供电的电流之外，接收导线还在植入在患者体内时锚定或稳定装置的一部分。例如，接收导线可至少部分地由超弹性材料构成，使得它们在体温下表现出超弹性性质。如下文进一步讨论的，这种构造的优点在于，使用基于导管的植入装置可更容易地递送和部署超弹性导线，从而产生众多装置功能和患者安全优点。
11.具有经由电感耦合供电的有源部件的常规医疗装置通常具有分立(即，单独)电感
元件(例如，线圈)和锚定元件。电感元件和锚定元件各自针对它们相应的功能进行优化。例如，电感元件通常由高导电材料构成并具有同心堆叠的盘绕取向以最大化元件的电感。锚定元件可采取多种多样的形状和大小，但是通常由刚性、半刚性或超弹性材料构成，具有适于通过接合患者组织来稳定装置的表面积。需注意，电感器的最佳组成和构造与锚的最佳组成和构造不同。因此，在大多数常规装置中，电感器不充当锚，反之亦然。与这种常规布置相比，本技术提供了也用作锚定或稳定元件(在本文中称为
″
导线
″
或
″
绕组
″
)的电感元件。
12.许多常规的电感器装置的另一挑战是它们不适于与相对深地植入在患者体内(例如，植入在患者的心脏中，而非皮下植入)的医疗装置一起使用。例如，如果相对深地植入在患者体内，则许多常规的电感器将不能产生足够量的能量/功率，除非患者暴露于不安全水平的电磁能。此外，许多常规的电感器要相对大才能确保足够的充电能力，使得它们不适于经血管递送和/或放置在受约束腔内。相比之下，并且在不受理论约束的情况下，具有根据本技术构造的电感器的植入式医疗装置被设计成解决前述挑战中的一者或多者。例如，本技术包括电感器，该电感器(1)可经由微创技术递送(例如，经由导管经血管递送)，(2)可装配在相对小的腔(例如，患者的心脏的一个或多个心房)内，以及(3)可在暴露于在可接受暴露极限内的电磁场时产生大量的能量/功率。
13.如上所述，本文所述的电感器可实现相对深地植入在人体中和/或相对约束的空间中的能量存储装置的充电。例如，在一个实施方案中，电感器被实施在心力衰竭装置诸如心房间分流器或植入式压力传感器中，其中电感器驻留在一个或多个心房中和/或跨过间隔壁。分流器可被构造用于将流体在患者的第一身体区域(例如，左心房)与第二身体区域(例如，右心房)之间分流。示例性系统包括分流元件，该分流元件具有从其中延伸穿过的内腔，该内腔被构造为在分流元件植入在患者体内时流体联接第一身体区域和第二身体区域。该系统还可包括致动元件(例如，形状记忆致动元件)，该致动元件被构造为调整内腔的几何形状以改变从其中通过的流体的流动。美国专利申请号16/840,108和17/016,192中描述了用于修改分流器的致动元件的示例，这些专利申请的全部内容出于所有目的而以引用方式并入本文。示例性系统还可包括电路，该电路用于向致动元件提供功率(例如，用于通电，以便在致动元件中引起电阻加热)。该电路可包括一个或多个电感导线，该一个或多个电感导线被构造为在接收到能量时(例如，当定位在电磁场中时)产生电流。在各种实施方案中，电感导线被构造为天线和锚。例如，导线可感生电流来为致动元件供电并还可在装置(例如，分流元件)植入时锚定和/或稳定该装置。在各种实施方案中，导线可至少部分地由超弹性材料构成，使得它们在体温下表现出超弹性性质。
14.下文呈现的描述中使用的术语旨在以其最广泛的合理方式来解释，即使它是结合本技术的某些特定实施方案的详细描述使用的。下文甚至可能会强调某些术语；然而，任何旨在以任何受限方式解释的术语将在本具体实施方式部分中公开且具体地定义。附加地，本技术还可包括在示例的范围内但未在图1至图4中详细地描述的其他实施方案。
15.整个说明书中提及的
″
一个实施方案
″
或
″
实施方案
″
意味着结合该实施方案描述的特定特征、结构或特性包括在本技术的至少一个实施方案中。因此，整个说明书各个地方出现的短语
″
在一个实施方案中
″
或
″
在实施方案中
″
并不一定都指同一实施方案。此外，特定特征或特性可在一个或多个实施方案中以任何合适的方式组合。
16.贯穿本说明书提及的相对术语诸如例如
″
大体上
″
、
″
大约
″
和
″
约
″
在本文中用于表
示陈述值
±
10％。
17.图1是利用用于在身体中接收能量和/或锚定植入式医疗装置的元件的示例性系统的示意图。示例性系统包括根据本技术的实施方案构造的可调整分流系统100(
″
系统100
″
)。示例性系统100包括分流元件102，该分流元件限定从其中穿过的内腔104。在所示的实施方案中，分流元件102跨患者的心脏中的间隔壁s植入，但是分流元件102可植入在身体的其他区域中以流体连接任何两个身体区域。当跨间隔壁s植入时，系统100可经由内腔104流体连接左心房la和右心房ra。因此，当分流元件102植入在一些患者的间隔壁3中时，血液可经由内腔104从左心房la流动到右心房ra(如箭头f所示)。系统100还可包括可联接到分流元件102的一个或多个有源部件106。有源部件106可包括与分流元件102一起植入的要求能量或功率来操作的任何特征。例如，有源部件106可包括一个或多个致动元件(例如，用于调整分流元件102的几何形状或其他特性)、发动机、微控制器或传感器(例如，用于测量系统100的一个或多个生理参数和/或一个或多个参数)。分流元件102可包括图1中未示出的附加特征，诸如框架、膜片等。
18.系统100还可包括用于将能量(例如，功率)递送到系统100的植入部件(例如，下文所述的有源部件106、电感器110和/或其他电部件114)的能量传输装置122。能量传输装置122可包括能够将能量无线地传输到植入部件的在植入物外部的任何装置或系统。例如，能量传输装置122可包括手持式或便携式发射器、固定发射器(例如，如美国临时专利申请号63/217,081中进一步描述的被构造为放置在患者的床垫下方或另一个合适位置的垫，该专利申请的公开内容全文以引用方式并入本文)或其他合适装置。根据本领域技术人员已知的技术，能量传输装置122可被构造为传输射频(rf)能量、微波频率能量、其他形式的电磁能、超声能、热能或其他类型的能量。在一些实施方案中，能量传输装置122可递送在约1mhz与约1ghz之间诸如在约1mhz与约15mhz之间的范围内的频率(例如，1mhz、2mhz、3mhz、4mhz、5mhz、6mhz等)，但是其他频率是可能的。在一些实施方案中，能量传输装置122可产生指向系统100的植入方面的电磁场。例如，能量传输装置122可产生包围系统100的基本上均匀的电磁场。任选地，能量传输装置122可包括被构造为至少暂时地定位在患者的身体内的一个或多个装置(例如，被构造为在手术期间被导航接近系统100的能量递送导管)。
19.系统100还可包括板载电子器件，包括一个或多个电感器110和其他电部件114(例如，电容器、电阻器等)，它们电耦合在一起以形成电路(例如，rlc谐振电路，如下文关于图3所述)。电感器110可包括可从能量传输装置122接收能量(例如，功率)的一个或多个接收导线112(在本文中也称为
″
电感元件
″
、
″
电感器线圈
″
或
″
电感器导线
″
)。例如，在一些实施方案中，电感器导线112响应于暴露于由能量传输装置122产生的电磁场而产生能量。所产生的能量可用于为有源部件106供电，如下文关于图2所述。导线112可具有圆形横截面形状、矩形横截面形状或任何其他合适的横截面形状。
20.如参考图2a至图2c更详细地描述的，一个或多个导线112可形成多个环、瓣等。然而，与常规的电感器不同，导线112通常具有非同心构造，使得多个环或瓣不具有其中第一线圈的中心点与第二线圈的中心点轴向地对准的
″
堆叠
″
构造。在一些实施方案中，电感器110由单个连续导线112形成。在其他实施方案中，电感器110由串联连接(例如，以端对端构造焊接或以其他方式连结在一起)的多个导线112形成。不管电感器110是由单个导线112组成还是由多个导线112组成，导线112形成在其整个长度上具有相当大的电感的电连续电感
结构。如下文参考图2a至图2c进一步详细地描述的，这相对于结合有多个分立电感器和/或具有由具有相对低的电感和相对高的电阻的段分开的部分的电感器的系统被预期提供若干优点。导线112也被布置成使得电流在相同意义(例如，方向)上流动。此外，虽然导线112被示出为定位在系统100的第一区域处(例如，在左心房la中)，但是在一些实施方案中，诸如参考图2b和图2c所述的，导线112可被构造为跨间隔壁s延伸，使得电感器110的一部分定位在系统的第二相对区域处(例如，在右心房ra中)。
21.除了产生用于为系统100的各个方面供电的能量之外，导线112还可被构造为将分流元件102或系统100的另一方面锚定和/或稳定在期望位置(因此，电感器110和/或导线112在本文中也可称为
″
锚定组件
″
)。在一个实施方案中，例如，单独导线112可与患者组织(例如，如图1所示的间隔壁s)接合以将分流元件102稳固在适当位置。例如，如图1所示，电感器导线112可非同心地布置以形成多个间隔开的单独线圈、环、瓣等。该布置与常规的电感器构造形成相当，其中电感器导线以紧密间隔、同心堆叠的构造盘绕。因此，与具有多个重叠线匝的单个线圈相比，导线112的接触面积增加。
22.电感器导线112可具有进一步提高由导线提供的稳定性的组成。在一些实施方案中，电感器导线112可至少部分地由超弹性材料(例如，镍钛诺)构成，使得其在体温下表现出对所施加的应力的弹性响应。例如，导线112可具有被超弹性(例如镍钛诺)护套或涂层包围的高导电(例如，银)芯。作为另一个示例，导线112可具有超弹性芯(例如，具有相对高的电阻率)，该超弹性芯具有高导电护套或涂层(例如，具有相对低的电阻率和/或其是可延展的)。作为又一个示例，导线112可包括耦合到超弹性导线的高导电导线，或者另一种合适布置。导线112的超弹性性质使导线112能够抵抗塑性机械变形，并且因此，可为分流元件102或系统100的其他方面提供大体上稳定的锚定机构，而导电性质使导线112能够用作高品质因数电感器。在一些实施方案中，绝缘材料(例如，生物相容性聚合物，诸如聚氨酯、聚四氟乙烯等)可绕导线112定位以相对于由更紧密间隔的导体制成的线圈减小邻近效应的影响。
23.如本领域技术人员根据本文的描述将理解，导线112可由除超弹性材料以外的材料形成。多种材料适合于导线112，包括但不限于弹性体、金属和合金，以及更多材料。导线112的形状和构造可基于材料性质、递送技术和/或应用要求来确定。在各种实施方案中，导线112被构造为以外科方式或以微创方式(例如，微型开胸术)递送。在各种实施方案中，线112被构造为通过导管经皮递送。下文将更详细地描述导线112的某些实施方案的材料和构造。
24.除了稳定/锚定系统100的一个或多个方面之外，导线112还可用于在系统100的部署期间将电部件114或系统100的其他部件定位在期望位置。例如，电部件114可被容纳在机械联接到导线112的外壳或罐118内。在递送期间，导线112可被压缩、卷曲或以其他方式变形以放置在导管内。当在目标植入部位处从导管部署时，一个或多个导线112的超弹性性质将使一个或多个导线112展开成其部署构造，如图1所示。由于导线112机械联接到外壳118，因此当线112展开成其部署构造时，外壳118将被导引到预定位置。
25.图2a示出了根据本技术的选择实施方案构造的电感器110的第一实施方案的附加细节。如图所示，在一些实施方案中，电感器110包括形成多个导线环112(四个被示为导线环112a至112d)的导线112。导线环112a至112d以花瓣或三叶草状构造取向(与常规的同心堆叠/螺旋构造相反)，使得导线环112a至112d的中心点通常不重叠。导线环112a至112d可
从分流元件102延伸或以其他方式包围该分流元件(例如，如图1最佳所示)。例如，导线112可限定芯区域113，该芯区域可耦合到或以其他方式包围分流元件102或系统100的其他部件。因此，导线环112a至112d可为分流元件102提供锚定机构，其中每个导线环112a至112d接触间隔壁s的不同部分。
26.尽管被示出为具有四个导线环112a至112d的单个导线，但是本领域技术人员将理解，电感器110可具有任何数量的导线，可具有由导线形成的任何数量的环或瓣，并且可被布置成用于锚定分流元件102而同时维持用于接收和/或产生能量的足够电感的任何合适的构造。例如，电感器110可包括以端对端构造串联耦合的一个、两个、三个、四个、五个、六个、七个、八个、九个、十个或更多个导线。作为另一个示例，电感器110的每个导线环112a到112d可包括多于单个接收导线(例如，环112a可包括两个或更多个类似形状的堆叠导线，环112b可包括两个或更多个类似形状的堆叠导线等)。作为又一个示例，系统100可包括在相同电路中串联耦合的多个电感器110(两个、三个、四个、五个、六个、七个、八个或更多个电感器)。
27.图2b至图2d示出了根据本技术的选择实施方案构造的电感器110的另一个实施方案。如图2b和图2c所示，电感器110可由单个连续导线112形成，该单个连续导线被织造成扭转或环状形状，其具有从其中延伸穿过的中心孔213。电感器110可具有第一端区域224和第二端区域226，在该第一端区域处，导线112形成多个第一瓣或环225，在该第二端区域处，导线112形成多个第二瓣或环227。第一瓣225和第二瓣227可由在第一端区域224与第二端区域226之间延伸的连接段229连结。如图2c最佳所示，第一瓣225和第二瓣227可由间隙228间隔开。在操作中，组织(例如，间隔壁)可被接收在间隙228内，并且第一瓣225和第二瓣227可相对于间隙228施加略微向内的压力(例如，借助导线112的超弹性)以将电感器110以及系统100(图1)的一个或多个部件稳定或稳固到组织。例如，图2d是跨间隔壁s部署的电感器110的前视图，示出了第一端区域224的第一瓣225接合间隔壁s并限定从其中延伸穿过的孔213。在所示的实施方案中，电感器110跨间隔壁s稳定分流元件102，但是在其他实施方案中，分流元件102可省略并且电感器110可稳定其他部件(例如，传感器)。
28.返回共同地参考图2b至图2d，导线112可具有织造、网状或编织图案或构造，其中导线112的段彼此
″
交叉
″
或
″
重叠
″
。例如，如在图2d的放大部分中最佳所示，导线112形成多个交点231，多个第一瓣225的相邻瓣的段在这些交点处彼此交叉。需注意，在一些实施方案中，导线112被构造为使得导线112的形成交点231的段形成在约30度与约150度之间、在约45度与约135度之间、在约70度与110度之间、在约80度与约100度之间或约90度的角度θ。在一些实施方案中，导线112(图2c)的连接部分229的重叠段还形成在约30度与约150度之间、在约45度与约135度之间、在约70度与110度之间、在约80度与约100度之间或约90度的角度θ。这与其中重叠段平行或具有小于约30度的角度θ的电感器相反。在不受理论约束的情况下，预期与具有平行或基本上平行的重叠段(例如，具有小于约30度的角度θ的重叠段)的电感器110相比，具有正常或基本上正常的重叠段(例如，具有在约30度与约150度之间的角度θ的重叠段)的电感器110有利地展示出(1)减小的自电容和/或(2)不利地增大电感器110的电阻的邻近效应的减小的影响。因此，电感器110可具有相对更高数量的导线匝、线圈、环等，同时维持低电阻和基本上大于功率输送频率的自谐振频率。更低电阻和更高自谐振频率都增大了在电感器两端产生的电压。在一些实施方案中，导线112可至少在交点231处包
括绝缘材料(例如，生物相容性聚合物)以进一步减小邻近效应的影响。
29.尽管主要描述为单个连续导线112，但是在一些实施方案中，电感器110可由以端对端构造焊接或以其他方式连结在一起的多个导线112构成，如前所述。然而，即使在其中电感器110由以端对端构造连结的多个导线112形成的实施方案中，电感器110也是在其整个长度上具有相当大的电感的单个电连续电感结构(例如，电感器110被设计成消除或至少最小化跨导线112的导体路径，该导体路径增大电阻而不显著增加电感)。在不受理论束缚的情况下，这预期确保电感与电阻之间的比率维持在合适范围内和/或高于使电感器110能够在暴露于电磁场时产生电流的合适阈值。例如，在一些实施方案中，2
×
π
×f×
l/r的值优选地在40至100的范围内，其中l是电感器的以亨利为单位的电感，r是电感器的以欧姆为单位的电阻，并且f是以hz为单位的功率输送频率。还预期将电感分布在整个电感器110中以最小化电感变化，该电感变化可能因电感器110的由在部署部位处的解剖变化和移动(例如，脉动运动)引起的机械变形而出现。
30.在不受理论约束的情况下，具有如参考图1至图2d所述以非同心堆叠取向构造的接收导线112的电感器110可具有比在相同接收导线以常规同心堆叠的盘绕构造布置的情况下更小的电感。例如，与在同心堆叠的情况下的相同导线相比，非重叠导线具有通常为1/n的电感，其中n是非重叠导线环的数量(例如，如果存在两个非重叠导线环，则n＝2，在这种情况下，电感是在两个导线环同心堆叠的情况下的电感的1/2)。因此，非同心堆叠导线112可具有比在相同导线以常规的堆叠构造盘绕的情况下小约5％、小约10％、小约15％、小约20％、小约30％、小约40％、小约50％、小约60％、小约70％、小约80％或小约90％的电感。然而，导线112响应于电磁场而产生足够的能量，以便为一个或多个有源部件106供电。例如，在不受理论约束的情况下，使用能量传输装置122产生基本上均匀的电磁场使电感器导线112能够在谐振rlc电路中产生足够的能量来为一个或多个有源部件106供电。此外，导线112被设计成响应于在可接受(例如，临床可接受)暴露极限内的电磁场而产生足够的能量。可接受暴露极限通常表示为磁场-频率乘积的范围，例如在2ut
·
mhz至20ut
·
mhz的范围内。在一个实施方案中，代表性暴露极限可以是在6.78mhz下0.3ut至3ut。
31.图3a和图3b示出了根据本技术的实施方案构造的植入式医疗装置300的选择方面。具体地，图3a示出了呈部署构造的装置300的视图，并且图3b示出了呈递送构造的装置300的视图。首先参考图3a，装置300包括电感元件310，该电感元件包括一个或多个接收或电感导线312(其可以是单个连续电感导线或串联耦合的多个电感导线，并且也可称为
″
线圈
″
或
″
接收导线
″
)。电感导线312可由本文前述的材料种的任何材料(诸如具有超弹性材料和高导电材料的复合材料)构成。在部署构造中，电感导线312具有足以接合患者组织以将装置300锚定/稳定在期望位置的表面积。装置300还包括被构造为收纳装置300的一个或多个电部件的外壳或罐320。装置300还可包括主体元件，诸如关于图1所述的分流元件102。
32.与参考图1和图2所述的实施方案不同，电感导线312可
″
堆叠
″
，使得多个导线段重叠。然而，相对于常规的电感线圈，电感导线312具有更大周长(例如，大25％、大50％、大100％等)。在一些实施方案诸如所示的实施方案中，在部署构造中，电感导线312也具有非圆形和/或非椭圆形形状。例如，电感导线312可具有大于其宽度(垂直于长轴a)的高度(平行于长轴a)。在其他实施方案中，电感导线312可具有大于其高度的宽度。电感导线的高度和宽度之间的比率可以是约2∶1、1.9∶1、1.8∶1、1.7∶1、1.6∶1、1.5∶1、1.4∶1、1.3∶1、1.2∶1、
1.1∶1、1∶1、0.9∶1、0.8∶1、0.7∶1、0.6∶1、0.5∶1、0.4∶1、0.3∶1或0.2∶1。可基于将植入装置300的位置来选择期望尺寸/比率。例如，在其中装置300包括间隔分流器并且电感导线312将抵靠间隔壁锚定系统的实施方案中，电感导线312可具有约40mm的高度和约30mm的宽度。因此，非圆形几何形状可使电感导线312能够接合患者组织的更大表面积，这预期最大化功率输送并提高由电感导线312提供的稳定性。
33.电感导线312还可形成折叠元件，诸如小块或突起部314。小块314可围绕装置300的长轴a取向以便于将该装置塌缩(例如，使用更小的力)成可装配在导管350内的递送构造，如图3b所示。小块314还可促成从导管350部署装置300(例如，使用更小的力)。小块314还可变更导线312内的应力和/或应变分布，这可促成其塌缩成递送构造(例如，如图3b所示)。特别地，小块314可具有小于导管350的内径d2的尺寸d1，使得当塌缩时，系统装配在导管350内。尽管被示出为具有单个小块314，但是装置300可任选地包括多个小块314，例如沿长轴a取向的第二小块(例如，定位在装置300的底部部分处)。
34.由于电感导线312的非圆形几何形状，该电感导线还可在装置300的部署期间充当定位元件。例如，装置300的各种部件(例如，罐320)可沿电感导线312的长轴a取向。因此，医师可调整电感导线312的取向以调整与其长轴a对准的部件的取向。这预期在其中医师可看到电感导线312而不看到其他部件的实施方案中是特别有益的(例如，如果装置300跨间隔壁植入并且电感导线312在右心房中，则医师可够经由安装在导管上的相机看到导线312，而看不到系统在左心房中的其他部件)。
35.如上文所提供，并且除了形成锚之外，本文所述的电感元件(例如，系统100的电感器导线112和装置300的电感器导线312)集成到用于为一个或多个有源部件306供电的电路中。例如，图4是根据本技术的实施方案的使用电感器导线410(其可与电感器导线112或电感器导线312相同)、电部件114(其可包括图4中的电容器c)和有源部件(在图4中被示出为致动元件406)形成的示例性谐振rlc电路400的电路图。在其中致动元件406由形状记忆材料构成的实施方案中，致动元件406可通过电阻加热来供电并且不像许多常规马达或发动机那样要求特定能量波形。因此，致动元件406可直接地结合到谐振rlc电路400中。例如，在所示的实施方案中，致动元件406与谐振rlc电路400的其他电部件串联耦合。当谐振rlc电路400被激活(例如，经由外部能量传输装置122一图1)时，电流流过致动元件406，从而电阻加热致动元件406。在其中致动元件406由形状记忆材料构成的实施方案中，这种电阻加热可将形状记忆致动元件加热到高于其转变温度并促成材料相转变，该材料相转变引起内腔104的几何形状变化，如上文关于图1详细地描述的。结合有致动元件并可与本文所述的电感器一起使用的示例性谐振rlc电路的附加细节描述于提交于2021年10月6日的国际专利申请号pct/us21/53836中，该专利申请的公开内容全文以引用方式并入本文。
36.本领域技术人员将从本文的公开内容理解，电感器410可结合在除图4所示的电路之外的其他电路中。例如，电感器410可结合到向能量存储装置(例如，超级电容器、电池等)提供功率的常规的rlc电路中，该能量存储装置可随后释放所存储的能量以为有源部件(例如，马达、传感器等)供电。如本领域技术人员将进一步理解的，由本文所述的电感器产生的功率/能量可基于多个因素来变化，该多个因素包括电磁场或其他能量源的强度、暴露的持续时间等。例如，在一些实施方案中，本文所述的电感器被构造为在每天/每周/每月维护充电期间接收在约5mw与约500mw之间的功率。在一些实施方案中，电感器还可被构造为接收
在约5w至约20w之间的功率以实现要求更多能量的某些任务(例如，实现在就诊期间分流器的调整)。
37.与目前可用的技术相比，如本文所述的相同部件中的电感元件和锚定元件的组合提供了若干优点。如前所述，传统系统利用彼此分离和分立的盘绕电感部件和锚/稳定部件。这增加了系统的复杂性并增大了系统的总大小和重量，这可能不适合某些受约束的解剖位置，诸如在患者的心脏的一个或多个心房内。相比之下，结合有本技术的装置在大小方面可相对更小，这可通过在植入物周围留下更多空间(例如，在间隔壁上留下更多空间)以使将来手术(例如，肺静脉消融、二尖瓣手术、左心耳闭合等)能够进行而有益于患者。此外，预期根据目前公开的技术构造的装置对故障有更稳健的应对能力。
38.传统的线圈系统也复杂化植入物和部件的递送。例如，心血管植入物通常通过小导管递送。相对柔软且可延展的传统的线圈材料(例如，银、铜、金等)可塌缩到导管中供递送，但是在递送后，可能难以再形成为适当的线圈形状。由超弹性材料(例如，被制造成在体温下处于奥氏体材料状态的镍钛诺)构成的导线(例如，线圈)可更容易递送，因为该导线可在其被抽出时
″
自部署
″
，但是此类材料的电性质可使这些导线低效和/或不适合用作用于植入装置的能量接收线圈(例如，充当系统中的线圈以驱动致动器)。由复合材料构成的导线(例如，由涂覆有更导电的银层的镍钛诺构成的导线)的使用可使电性能和机械递送实用性之间达成平衡。如目前公开的，使用由复合材料构成的导线允许导线部件既充当自部署锚又充当能量接收部件，这可实现更小植入物并因此实现更小导管递送大小，这提高了患者的安全性。实际上，本技术的预期优点中的一者是本文所述的系统可使用标准24fr(或更小)导管来递送和部署。
39.本领域技术人员将从本文的公开内容理解，可在不脱离本技术的范围的情况下省略上文所述的系统的各种部件。同样地，可在不脱离本技术的范围的情况下向系统添加上文未明确地描述的附加部件。此外，本文所述的电路可结合到除心脏分流器之外的其他类型的植入式医疗装置中。因此，本技术不限于本文明确地指出的构造，而是涵盖所述的系统的变型和变更。
40.实施例
41.本技术的若干方面在以下实施例中阐述：
42.1.一种用于将流体在第一身体区域与第二身体区域之间分流的系统，该系统包括：
43.分流元件，该分流元件具有内腔，该内腔延伸穿过该分流元件，并且被构造为使得在该分流元件植入在患者体内时，该内腔流体连接该第一身体区域和该第二身体区域；
44.致动元件，该致动元件被构造为调整该内腔的几何形状；和
45.电路，该电路用于为该致动元件供电，该电路包括导线，该导线被构造为一
46.在暴露于电磁场时产生电流，以及
47.在该分流元件植入患者体内时将该分流元件锚定在目标位置。
48.2.根据实施例1所述的系统，其中该电路是谐振rlc电路。
49.3.根据实施例1或2所述的系统，其中该导线被构造为(1)在该第一身体区域中形成至少第一环或瓣，(2)在该第二身体区域中形成第二环或瓣，以及(3)在该至少第一环或瓣与该至少第二环或瓣之间接收组织以将该系统锚定在该目标位置。
50.4.根据实施例3所述的系统，其中该导线是单个导线。
51.5.根据实施例3所述的系统，其中该导线包括多个导线，该多个导线串联布置。
52.6.根据实施例1至5中任一项所述的系统，其中该导线形成多个非重叠环。
53.7.根据实施例1至5中任一项所述的系统，其中该导线包括堆叠导线段，该堆叠导线段具有非圆形形状。
54.8.根据实施例7所述的系统，其中该堆叠导线段具有非椭圆形形状。
55.9.根据实施例1至8中任一项所述的系统，其中该导线由超弹性材料和高导电材料构成。
56.10.根据实施例9所述的系统，其中该超弹性材料是镍钛诺，并且该高导电材料是银。
57.11.根据实施例9所述的系统，其中该导线包括超弹性芯和电感外部。
58.12.根据实施例9所述的系统，其中该导线包括电感芯和超弹性外部。
59.13.根据实施例1至12中任一项所述的系统，其中该导线用作解剖区域中的唯一锚定元件。
60.14.一种用于与植入式医疗装置一起使用的电路，该电路包括：
61.电感器，该电感器耦合到该植入式医疗装置，其中该电感器包括导线，该导线在跨患者的组织壁部署时在该组织壁的第一侧上形成至少一个第一环或瓣并在该组织壁的第二侧上形成至少一个第二环或瓣，
62.其中该导线被构造为一
63.在暴露于电磁场时产生电流，以及
64.当该装置植入在患者体内时在该第一环或瓣与该第二环或瓣之间接收该组织壁的一部分以将该装置锚定在目标位置。
65.15.根据实施例14所述的电路，其中该电路是谐振rlc电路。
66.16.根据实施例14或15所述的电路，其中该导线是单个导线。
67.17.根据实施例14或15所述的电路，其中该导线包括多个导线，该多个导线串联布置。
68.18.根据实施例14至17中任一项所述的电路，其中该导线形成多个非重叠环。
69.19.根据实施例14至17中任一项所述的电路，其中该导线包括堆叠导线段，该堆叠导线段具有非圆形形状。
70.20.根据实施例19所述的电路，其中该堆叠导线段具有非椭圆形形状。
71.21.根据实施例14至20中任一项所述的电路，其中该导线由超弹性材料和高导电材料构成。
72.22.根据实施例21所述的电路，其中该超弹性材料是镍钛诺，并且该高导电材料是银。
73.23.根据实施例21所述的电路，其中该导线包括超弹性芯和电感外部。
74.24.根据实施例21所述的电路，其中该导线包括电感芯和超弹性外部。
75.25.根据实施例14至24中任一项所述的电路，其中该至少一个第一环或瓣包括第一第一瓣和第二第一瓣，该第一第一瓣和该第二第一瓣两者被构造为驻留在该组织壁的该第一侧上，该第一第一瓣和该第二第一瓣具有重叠段，该重叠段形成在约30度与约150度之
间的角度。
76.26.根据实施例14至25中任一项所述的电路，其中该导线用作解剖区域中的唯一锚定元件。
77.27.一种用于与植入式医疗装置一起使用的电感器，该植入式医疗装置被构造为跨将第一身体区域和第二身体区域分开的组织壁植入，该电感器包括：
78.一个或多个导线，该一个或多个导线由复合材料构成，该复合材料包括高导电材料和超弹性材料，其中该一个或多个导线形成单个电连续电感结构，该单个电连续电感结构具有第一多个环或瓣、与该第一多个环或瓣由间隙至少部分地间隔开的第二多个环或瓣和在该第一多个环或瓣与该第二多个环或瓣之间延伸的多个连接段，
79.其中当该电感器植入在患者体内时，第一端区域被构造为驻留在该第一身体区域内，第二端区域被构造为驻留在该第二身体区域内，并且该间隙被构造为接收该组织壁的一部分。
80.28.根据实施例27所述的电感器，其中该第一多个环或瓣中的单独第一环或瓣不重叠。
81.29.根据实施例27所述的电感器，其中该第一多个环或瓣中的单独第一环或瓣重叠。
82.30.根据实施例29所述的电感器，其中该单独第一环或瓣具有高度和宽度，并且其中该高度大于该宽度。
83.31.根据实施例27至30中任一项所述的电感器，其中该一个或多个导线形成折叠元件或小块，该折叠元件或小块用于将该一个或多个导线压缩成递送构造。
84.32.根据实施例27至31中任一项所述的电感器，其中该导线用作解剖区域中的唯一锚定元件。
85.33.一种治疗患者的方法，该方法包括：
86.使携带心力衰竭治疗装置的导管穿过该患者的脉管系统并朝向该患者的心脏前进，该心力衰竭治疗装置包括由具有一个或多个导线的连续电感结构形成的锚定组件；
87.将该心力衰竭治疗装置从该导管部署在该患者的心脏中的目标位置处，
88.其中在从该导管部署后，该连续电感结构自动地展开到部署位置并将该心力衰竭治疗装置稳定在该目标位置；以及
89.通过产生电磁场来对该心力衰竭治疗装置上的一个或多个能量存储部件充电，其中该连续电感结构响应于暴露于该电磁场而产生电流。
90.34.根据实施例33所述的方法，其中该连续电感结构由单个导线形成。
91.35.根据实施例33或34所述的方法，其中该连续电感结构包括超弹性芯和电感外部。
92.36.根据实施例33至35中任一项所述的方法，其中一旦部署，该一个或多个导线就形成一个或多个重叠段，其中每个重叠段形成在约30度与约150度之间的角度。
93.37.根据实施例33至36中任一项所述的方法，其中该心力衰竭治疗装置包括传感器。
94.38.根据实施例33至36中任一项所述的方法，其中该心力衰竭治疗装置包括心房间分流器。
95.结论
96.本公开的实施方案可包括以下部件中的一些或全部：电池、超级电容器或其他合适的电源；微控制器、fpga、asic或能够存储和执行驱动植入物的操作的软件和/或固件的其他可编程部件或系统；诸如ram或rom的存储器，用于存储与植入物和/或其操作相关联的数据和/或软件/固件；无线通信硬件，诸如被配置为经由蓝牙、wifi或本领域已知的其他协议进行传输的天线系统；能量收集装置，例如能够接收和/或读取外部提供的信号的线圈或天线，该外部提供的信号可用于为装置供电、为电池充电、启动来自传感器的读取或用于其他目的。实施方案还可包括一个或多个传感器，诸如压力传感器、阻抗传感器、加速度计、力/应变传感器、温度传感器、流量传感器、光学传感器、相机、麦克风或其他声学传感器、超声传感器、ecg或其他心律传感器、spo2以及适于测量组织和/或血气水平的其他传感器、血量传感器以及本领域技术人员已知的其他传感器。实施方案可包括不透射线的和/或超声反射的部分，以便于使用诸如荧光镜透视检查法、超声波检查法或其他成像方法的技术来进行图像引导的植入或图像引导的手术。系统的实施方案可包括专用的递送导管/系统，其适于递送植入物和/或执行手术。系统可包括诸如导丝、护套、扩张器和多个递送导管的部件。部件可经由线上、快速互换、组合或其他方法来互换。
97.本技术的实施方案的以上详细描述并非旨在是详尽无遗的或是将本技术限于以上所公开的精确形式。尽管出于说明的目的在上文中描述了本技术的特定实施方案和实施例，但是相关领域的技术人员将认识到，在本技术的范围内可进行各种等效修改。例如，尽管以给定的顺序给出步骤，但另选的实施方案可以不同的顺序执行步骤。也可组合本文所述的各种实施方案，以提供其他实施方案。例如，尽管本公开已经被编写为描述通常被描述为用于在左心房与右心房之间形成流体连通路径的装置，但是应当理解，类似的实施方案也可用于心脏的其他室之间的分流器或用于身体的其他区域中的分流器。
98.除非上下文另有明确要求，否则在说明书和实施例通篇中，词语
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包括
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、
″
包含
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等应以包括在内的意义来解释，这与排他性或穷举性的意义相反；也就是说，在
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包括但不限于
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的意义上。如本文所用，术语
″
连接
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、
″
联接
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或其任何变型意指两个或更多个元件之间的任何直接或间接的连接或联接；元件之间的耦合或连接可为物理的、逻辑的或它们的组合。另外，当在本技术中使用时，词语
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本文
″
、
″
上文
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、
″
下文
″
和类似含义的词语应指作为整体的本技术而不是本技术的任何特定部分。在上下文允许的情况下，上述具体实施方式中使用单数或复数的词语也可分别包括复数或单数。如本文所用，如在
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a和/或b
″
中的短语
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和/或
″
是指单独的a、单独的b以及a和b。外，术语
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包括
″
自始至终均指至少包括所提及的特征，这样就不排除任何更多数量的相同特征和/或其他类型的特征。还应当理解，这里为了说明目的已经描述了特定的实施方案，但是在不偏离本技术的情况下可以进行各种修改。此外，虽然已在这些实施方案的上下文中描述了与本技术的某些实施方案相关联的优点，但其他实施方案也可展现此类优点，并且并非所有实施方案都必须展现此类优点才属于本技术的范围。因此，本公开和相关技术可以包括本文未明确示出或描述的其他实施方案。