中场耦合器的制作方法
相关申请
本申请要求享有于2014年5月18日提交的标题为“midfieldcoupler”的美国临时专利申请no.61/994,960的优先权，该申请以全文引用的方式并入本文中。
本公开内容总体上涉及无线功率传输。具体而言，本文描述了用于中场耦合到植入装置(例如，微刺激器、传感器、消融(ablation)或药物输送装置)的装置、系统以及方法。
背景技术：
尽管能量储存技术已经取得了相当大的进步，但电池仍然是植入式电子器件小型化的主要障碍。结果，目前的可植入式电刺激系统通常包括大的脉冲发生器，该脉冲发生器包含包装(encase)电池和用于产生电脉冲的电路的钛外壳。脉冲发生器典型地被植入在身体的腔体内，例如在锁骨下方、胸腔下面、在下腹部区域中或上臀部中。然后电脉冲经由被布线在皮肤下面的引线或通过血管被传递到目标神经或肌肉区域。与这种现有方法相关联的问题包括囊袋感染、引线移位、引线断裂或穿孔、由于植入或取出引线而引起的肌肉撕裂、以及放置电极的有限位置。另外，这些装置的使用寿命是非常有限的，一旦电池组被耗尽，则需要定期的手术更换。
可替换地，能量可以从外部源无线地传输，但是将功率传输到位于超过表皮深度的一个或多个小型植入装置的能力仍然是具有挑战性的。用于植入式电子器件的大多数已知的无线供电方法基于近场耦合方法，并且这些和其它建议的方法具有许多缺点。植入装置中的功率采集结构(例如，线圈或天线)通常较大。最大尺寸通常在厘米量级或更大。近场耦合方法中的体外线圈也通常体积庞大且不灵活。这对于将外部装置融入日常生活中存在一些困难。近场的固有指数性衰减限制了超过表皮深度(大于1cm)的植入器件微型化。另一方面，远场的辐射特性严重限制了能量传输效率。因此需要具有用于向小型植入式装置传送无线功率的装置和方法，以及适用于微创传递方法的对应的小型植入式装置。
技术实现要素：
本文描述了利用中场源和植入物进行无线功率传输的装置、系统和方法。在一个变型中，中场源(耦合器)可以通过由多个亚波长结构中的一个构成的图案化的金属板来实现。这些中场源可以操纵材料(例如，组织)之外的倏逝场来激发和控制材料内部的传播场，从而在材料中产生空间上受限且自适应的能量传输。能量可以被植入装置接收，植入装置可以被配置用于一个或多个功能，例如刺激、消融、感测或药物输送等功能。
在一个变型中，本文描述的装置是中场源。中场源可以包括中场板和一个或多个激励端口。中场板可以包括平面表面和一个或多个亚波长结构。中场源可以被配置用于穿过组织的无线功率传输。在一些变型中，中场源包括平面结构，该平面结构包括金属、槽或金属带中的至少一个、以及耦合到槽或金属带的激励端口，其中，源能够产生电磁场，与源相邻的场的空间频谱具有在
本文还描述了用于穿过组织为植入物无线供电的系统。在一些变型中，所述系统可以包括中场源，所述中场源包括包含平面结构和亚波长结构的中场板，以及用于激励所述亚波长结构的激励端口，以及包括接收器线圈的植入物，其中，所述中场源被配置成通过组织的传播模式向植入物传送功率。在这些变型中的一些中，源能够产生电磁场，与源相邻的场的空间频谱具有在
本文还描述了用于穿过材料向植入物无线传送功率的方法。在一些变型中，该方法包括利用源产生电磁场，并且穿过材料将能量无线地传输到植入物的接收器线圈，其中，与源相邻的场的空间频谱包括在
本文还描述了包括源的无线供电系统，所述源包括一个或多个亚波长结构，所述一个或多个亚波长结构被配置为通过操纵组织外的倏逝场以在组织中产生空间聚焦的场来无线传送功率，植入物被配置为从外部模块接收无线功率，该植入物包括至少一个传感器或刺激器。在一些变型中，传感器选自由以下各项构成的组中：热传感器、化学传感器、压力传感器、氧传感器、ph传感器、流量传感器、电传感器、应变传感器、磁传感器以及成像传感器。在一些变型中，刺激器选自由以下各项构成的组中：电刺激器、光刺激器、化学刺激器和机械刺激器。在一些变型中，植入式装置包括允许可互换的传感器和/或刺激器的模块化设计。在一些变型中，一个或多个亚波长结构选自由以下各项构成的组中：贴片、pifa、槽、十字槽、孔耦合圆形槽和半槽。在一些变型中，源被配置为调整空间聚焦场的焦点的位置。在这些变型中的一些中，植入物包括用于检测所接收的无线能量的功率水平的传感器，并且包括发射器，用以向外部模块提供反馈以自动调整焦点的位置从而优化无线功率传输。在一些变型中，植入物被配置为被植入在心脏上、心脏内或心脏附近以将无引线起搏施加到心脏。在一些变型中，植入物被配置为被植入在脑上、脑中或脑附近以将深度脑刺激施加到大脑。在一些变型中，植入物被配置为被植入在脊髓上、脊髓内或脊髓附近以对脊髓施加刺激。在一些变型中，植入物被配置为被植入在舌头的肌肉组织上、中或附近，以对舌头施加刺激来治疗阻塞性睡眠呼吸暂停。
本文还描述了一种心脏起搏的方法，包括将无线功率接收模块植入心脏中、心脏上或心脏附近，向无线功率接收模块传送中场传播波以给该模块供电，用该模块感测心脏的参数；并用该模块向心脏提供电起搏。
本文还描述了一种深度脑刺激的方法，包括将无线功率接收模块植入脑中、脑上或脑附近，向无线功率接收模块传送中场传播波以给该模块供电，用该模块感测大脑的参数，以及用该模块向大脑提供刺激。
本文还描述了一种刺激组织的方法，包括：将无线功率接收模块植入组织中，向无线功率接收模块传送中场传播波以给该模块供电，用该模块感测组织的参数；以及用该模块向组织提供刺激。在一些变型中，该方法还包括调整传播波的焦点以优化到模块的无线功率传输。在一些变型中，传送步骤包括用亚波长结构来传送波，所述亚波长结构产生垂直于波并平行于组织界面的磁场。
附图说明
图1示出了位于空气和高折射率材料之间的界面上方的源的示意性侧视图。
图2a示出了向安装在心脏表面上的线圈传输功率的示意图。
图2b和2c示出了针对跨多层材料的功率传输优化的由源电流密度产生的磁场。
图3a和3c示出了由中场源产生的磁场，用于跨图2b中的多层材料的功率传输。图3b和3d示出了由近场源产生的磁场，用于跨图2b中的多层材料的功率传输。
图4a和4b分别示出了在不存在图2b的多层材料的情况下由中场源和近场源产生的磁场。
图5绘制了固定功率传输效率的中场和近场耦合的性能曲线。
图6a-6c示出了放置在代表性组织附近的本文描述的中场源的变型的透视顶视图。
图7a-7b示出了本文描述的亚波长结构的示意图。
图8a-8f示出了本文描述的亚波长结构的示意图。
图9a-9b示出了本文描述的亚波长结构的示意图。
图10a-10b示出了本文描述的中场板的示意图。
图11a-11e示出了本文描述的亚波长结构的示意图。
图12a-12b示出了多个激励端口的架构。
图13a-13b示出了包括由一个激励端口馈送的四个亚波长结构的中场源的示意图。
图14示出了包括接近最佳源的亚波长结构阵列的中场源的示意图。
图15示出了包括接近最佳源的亚波长结构阵列的中场源的示意图。
图16a-16c示出了图15的中场源的性能。图16a示出了输出场的空间频谱。图16b示出了功率传输效率。图16c示出了散射谱。
图17示出了来自图7a的亚波长结构的输出场的空间频谱。
图18a-18e分别示出了由图11a、11b、11d、11c和11e中的亚波长结构产生的磁场。。
图19示出了由常规感应耦合环路源产生的磁场。
图20示出了通过调整图15的中场源中的端口信号之间的相对幅度和相位而创建的具有空间移位焦点的场图。
图21a-21b示出了中场源的控制器的架构。
图22a-22e示出了实时动态聚焦的效果。
图23a-23c分别示出了在人手指上的、在环氧树脂包封之前在导管护套旁边以用于大小比较的、以及插入到兔子的下心外膜中的本文描述的植入物的示例的照片。图23d示出了被施加到图23c的植入物的中场源的操作频率。图23e示出了图23c的兔子的ecg。图23f示出了图23e的ecg信号的非谐振部分和谐振部分的自相关函数。
图24a-24c分别示出了功率接收器、数据收发器以及刺激器和传感器的电路原理图。
图25a-25c示出了被配置为刺激组织的植入物的电路原理图。
图26a-26b示出了猪组织体积内的植入物位置的磁共振成像重构。
图27a-27b示出了比吸收率测量设置。图27c-27d示出了来自图27a的设置的比吸收率分布。图27c-27d示出了图27a的设置中的功率传输的测量结果，功率传输远低于阈值。图27e示出了当功率耦合到图27b的设置中的组织中时的接收到的功率。图27f示出了接收到的功率处于或低于最大允许的曝光水平。
图28a-28c示出了附连到患者的中场源。
图29示出了被植入组织的接收器装置。
图30示出了时域多路复用通信系统。
图31示出了幅度和相移网络。
图32示出了附连到组织的中场耦合器。
图33示出了用于定制中场耦合器的方法。
具体实施方式
实现无线功率传输的困难可能发生在患者中的装置/传感器的深度、装置/传感器相对于功率传输源的空间布置以及功率传输源和植入式装置/传感器的尺寸之间的不匹配。本文描述了可以克服这些问题的用于微型植入物的无线供电的装置、系统和方法。本文描述的电源可以产生非稳态倏逝场，其可以引发通过组织体积的传播模式的能量传输。被称为电磁中场的能量传输的区域与源相距大约波长距离，其中，波长对应于生物材料的波长。
在使用近场耦合(感应耦合及其共振增强衍生物)的传统无线供电方法中，组织外部(源附近)的倏逝分量在组织内保持倏逝，这不允许有效的深度穿透。与传统的近场耦合不同，来自中场源的能量主要以传播模式携载，结果，传输深度受到环境损耗的限制，而不是受近场的固有指数性衰减限制。理论研究表明，用这些特性实现的能量传输可能比近场系统的效率高出两到三个数量级。在中场耦合中，组织可以充当用于隧穿能量的电介质，并且传播模式的相干干涉可以将焦平面处的场限制为尺寸远小于真空波长，其中在高折射率材料中斑点尺寸受衍射极限的限制。通过将植入物定位在该高能量密度区域，与使用传统无线供电方法的系统相比，能够将植入物制成尺寸在数量级上更小，并且能够放置在材料内的更深处。事实上，由于生物组织在微波频率下表现出的高介电常数，本文描述的电源可以被配置为将电磁能量传递到被植入身体内深处的毫米级或更小尺寸的植入式装置。
理论基础
本文描述的装置、系统和方法的物理机制来自于优化方法，其限制了任何物理实现方式的电源所能实现的性能。当源产生场时发生功率传输，该场与接收器线圈的相互作用导致接收器电路中的负载的功提取。对于亚波长的接收线圈，只有最低阶的模式是重要的，并且功率传输机制可以用动态磁场相互作用的电磁感应特性来描述。传输给线圈的功率由下式给出
其中，bs是由源产生的磁场，mc是由于线圈中的电流引起的感应磁化。在源导体表面上由时谐电流密度js产生的电场和磁场可以通过将电流密度分解成其空间频率分量来求解，每个空间频率分量遵守用于平面界面上的折射和反射的通常定律。使用具有exp(-iωt)的时间依赖性的矢量符号，效率可以被定义为：
形式上，η是线圈处可用功率与总吸收功率之比。该方程式仅考虑组织中的耗散：在实践中可能会出现其它损耗，例如辐射和欧姆损耗，但是可以耦合到体内的功率量可以基本上受到电场感应加热的限制。
该效率是组织多层结构中的场固有的，并给出了可获得的效率的上限。这个效率的表达式可以用耦合模理论推导出来：源和接收器之间的能量交换由以下方程式描述：
其中，an被幅度归一化，使得|an|2对应于结构中的能量，γn是固有衰减率，γl是由接收器上的负载进行的功提取的比率，κ是耦合系数。以处于共振ω＝ωs＝ωc的源和接收器操作可能是有利的。功率传输的效率被定义为：
在弱耦合|κ|2/γsγc<<1的限制下，该表达式约减为：
这是两个效率的乘积。左侧因子可以理解为在没有负载的情况下向线圈传输功率的效率。右侧因子对应于负载的功率提取的效率-当满足阻抗匹配条件γc＝γl时，这个因子是最大的。根据标准功率参数，可以示出左侧的效率由下式给出：
这是上面定义的效率。等效表达式可以使用耦合电气系统的其它数学形式描述来获得，例如双端口集总元件网络。
可以选择源js以最大化效率。可以通过定义具有与源结构和组织之间的平面相切的分量的电流来针对特定的供电配置来分析求解全局最优。对于每个源，电磁等效定理使得能够从整个集合s中选择这样的二维电流密度，其在场的物理源的z<0的下半空间中无法辨别出来。值得注意的是，由于s的向量空间结构，最大化
如本文所述，该理论可以应用于包括外部电源和植入装置的系统。图1示出了位于空气104和高折射率材料106之间的界面上方的源102的侧视图的示意图。源102可以产生面内源电流密度js。该源电流可以产生电场es和磁场hs，如并矢格林函数ge和gh所述：
es(r)＝iωμ0∫ge(r-r')js(r')dr'
hs(r)＝∫gb(r-r')js(r')dr'
其中，ω是角频率，μ0是空气的导磁率。在每个横坐标应用傅里叶变换产生该场的空间频谱：
es(kx,ky,z)＝iωμ0ge(kx,ky,z)js(kx,ky)
hs(kx,ky,z)＝gh(kx,ky,z)js(kx,ky).
如果k0是空气的波数，空气中的谱分量在
的情况下对应于空气中的倏逝场。
从源102到位于高折射率材料106内的接收器线圈的能量传输可以在源102产生场的情况下发生，该场与线圈相互作用导致接收器电路中的负载进行功提取。被传输给线圈的时间平均功率可以由下式给出：
其中，mc是线圈上的感应磁化。因此，关于场的功率传输效率被定义为：
其中，ε是材料的介电常数，ec是mc产生的电场。形式上，η是线圈处可用功率与材料中耗散的总功率的比值。
如上由η定义的功率传输效率可能由于源js的选择而改变。当空气-材料介质为多层结构时，可以通过分析求解全局最优解。通过利用生物材料的适当色散模型在一定范围的频率上寻找这样的全局解，可以确定一个或多个特定生物组织的最佳功率传输。例如，可以使用上述理论来确定近似胸壁结构的最佳功率传输。图2a示出了向安装在心脏表面上的线圈的功率传输的示意图。胸壁可以由如图2b所示的多层结构近似。如图2a所示，供电配置可以包括位于皮肤上方的源202(下面更详细地描述)和插入心脏组织层中的接收器线圈204(下面更详细地描述)。这个近似的胸壁结构的最佳功率传输可以通过用适当生物材料的适当色散模型在一定范围的频率内求解最佳源js来确定。
在这个示例中，最佳功率传输可能发生在1.6ghz下。为了确定这一点，通过针对沿x方向和z方向定向的线圈在宽的搜索范围(10mhz至4ghz)内在组织的多层模型(1cm气隙，4mm皮肤，8mm脂肪，8mm肌肉，16毫米骨骼，∞心脏)中求解最优η来产生理论效率相对于频率的曲线。频率上限被选择为大约线圈的自谐振频率。使用嵌入均匀组织中的导线环路的分析模型以及通过施加约束q<10的阻抗匹配而考虑线圈损耗，其中，q是品质因数。针对每种组织类型使用德拜色散模型，发现峰值效率在1.6ghz处发生。
如图2b所示，用于js的解可以产生高度振荡的电流密度206，其可以使得输出场在接收器线圈204上会聚。使用并矢格林函数的方法根据面内源电流密度js(kx,ky)的频谱分量来计算场。由于平面波分量是多层结构中的传播的本征函数，所以该方法简化为简单的传递函数。例如在每个深度z处，应用并矢gh(kx,ky,z)来计算磁场h(kx,ky,z)＝gh(kx,ky,z)jc(kx,ky)。傅立叶逆变换产生每个深度处的场。
图2c描绘了在与源(z＝0)、皮肤表面(z＝zskin＝-1cm)和线圈(z＝zcoil＝-5cm)对应的深度平面处的空间频谱。在对应于源和皮肤表面的深度平面，输出场208和210分别可以由对应于下式
的重要倏逝分量组成。在接收器线圈204附近，输出场212可以由对应于下式
的重要传播模式组成，其中，kmuscle是肌肉组织中的波数。因此，由于生物材料在微波频率下表现出的高介电常数，当源“透镜”影响处于以下范围
内的倏逝波分量时，可以实现完全控制组织中的传播模式。
图3a示出了来自具有这种透镜的中场源的输出磁场的时间快照，而图3c示出了邻近中场源的输出场的归一化空间频谱。相比之下，图3b示出了来自对应的近场源的输出场的时间快照，该近场源包括直径4cm的线圈并且在10mhz下操作、归一化，使得组织中的最大电场与图3a和3b中相同。3d示出了邻近近场源的输出场的归一化空间频谱。从图3b中可以看出，来自近场源的场比来自中场源的场衰减得快得多，并且不传播。类似地，图3c中所示的空间频谱显示
与传统的近场耦合不同，中场供电利用生物材料在微波频率下表现出的高介电常数，以促进能量的传输。因此，在源和接收器线圈之间不存在组织的情况下可能不会看到益处。例如，图4a描绘了当移除组织材料时来自中场源的输出磁场，而图4b描绘了当移除组织材料时来自近场源的输出磁场。可以看出，与组织材料存在时相比，图4a中所示的来自中场源的磁场可能更快地衰减，并且不传播，如图3a所示。
使用近场耦合和中场耦合的功率传输之间的差异也可以通过性能曲线-接收线圈的直径相对于功率传输范围-来说明。图5描绘了固定功率传输效率η＝10-3和电路负载10ω的性能曲线。为了在给定波长下达到这个效率，线圈尺寸和操作深度被限制在性能曲线之下。曲线可以通过针对组织中指示的深度和波长求解空气-肌肉半空间中的最佳功率传输来生成。例如，对于5cm的操作深度(源和接收线圈之间的距离)，近场源可能需要接收器线圈的直径至少为15mm，而中场源可能仅需要接收器线圈的直径至少为2mm。这个性能曲线表明，将身体深处的电磁能量传输到毫米级或更小尺寸的植入式装置是可能的。
装置
本文描述了用于实现上述理论上描述的中场源的装置、系统和方法。所展示的具有所要求的透镜特性的源的实施需要比传统线圈或偶极子元件更复杂的电磁结构。在一个变型中，中场源可以由中场板实现，该中场板可以包括多个亚波长结构中的一个，及被配置为激励亚波长结构的激励端口。这些中场源可以操纵源附近的倏逝场来激励和控制材料(例如，组织)内的传播场，从而在材料中产生空间聚焦和自适应的控制场。能量可以由植入装置接收，下面将更详细地描述。
本文描述的系统可以允许将无线功率传输到常规感应耦合技术无法实现的深度处的植入装置。此外，植入物可以比外部电源小得多(例如，小一个、两个或三个数量级)，并且比它们在材料(例如，组织)内的深度小得多(例如，一个、两个或三个数量级)。可以经由本文所述的系统传输给植入物的功率也可以足以为植入物中的刺激和/或复杂的电子器件的传递供电。
外部模块(中场源)
本文描述了被配置为产生可以被无线传输到植入物的功率的中场源。在一些变型中，整个中场源可以被集成到手持装置中。因此，中场源可以适合按需使用。在其它变型中，中场源可以被配置为佩戴在身体上或者附着到皮肤表面。图6a-6c示出了被放置在代表性组织604附近的中场源602的变型的透视顶视图。如所示的，每个中场源602可以包括中场板，中场板可以包括平面表面606和一个或多个亚波长结构608。中场板上的一个或多个亚波长结构608可以由一个或多个射频端口激励，它们可以一起构成中场源，如下面更详细描述的。
平面表面
在一些变型中，本文描述的中场源的平面表面可以包括固体基板或板。例如，平面表面在一些变型中可以包括玻璃环氧树脂层叠体，例如fr-4，其可以包括馈送和图案化的铜层。在其它变型中，平面表面可以包括罗杰斯(rogers)或陶瓷，用于较低的基板损耗。平面表面可以具有大致平面形状，并且可以具有任何合适的尺寸。厚度可以取决于基板中的金属层的数量，并且可以在约1mm至约3cm的范围内。在一些变型中，固体基板可以是大约6cm乘以6cm，并且具有大约1.6mm的厚度。
在其它变型中，平面表面可以包括柔性基板。在平面表面包括柔性基板的一些变型中，柔性基板可以是超薄柔性基板，并且可以被配置为与不规则或弯曲的表面(例如，患者的皮肤)一致。例如，平面表面在一些变型中可以包括超薄fr-4。在一些变型中，柔性基板可以具有约10μm至约1mm的厚度。更具体地，在一些变型中，柔性基板可以具有大约100μm的厚度。厚度可以取决于基板中的金属层的数量以及不同层之间的隔离。
如图28a-28c所示，平面表面可以被配置为粘附到患者的皮肤。间隔体可以放置在平面表面和皮肤之间用于隔离。在一些变型中，平面表面2802连同电池2804和电路2806一起可以组合成薄贴片(patch)。其可以粘附到皮肤上，如图28a所示。在另一个变型中，电池2804可以与贴片分离，并且贴片和电池2804可以被配置为分离地粘附到皮肤，如图28b所示。在又一个变型中，电池2804和电路2806可以被组合，并且可以被配置为与贴片分离地粘附到皮肤，如图28c所示。被配置为粘附到患者皮肤的柔性基板可以被配置为被穿戴任何合适的时间段，并且可以取决于应用。例如，在一些变型中，本文所述的系统可以用于按需刺激，并且平面表面可以在刺激期间(例如，大约一小时到大约几小时)留在患者的皮肤上，尽管应该理解，该表面可以粘附到患者的皮肤更长的时间段。在其它变型中，本文所述的系统可以用于对植入装置中的电池进行充电。在一些这样的变型中，平面表面可以留在患者的皮肤上约1分钟到约10分钟，但是应该理解，该表面可以粘附到患者的皮肤更长的时间段。
亚波长结构
如上面简要提到的，平面表面可以与一个或多个亚波长结构组合以形成中场板。可以相对于场的波长来定义“亚波长结构”。如果λ0是空气中的波长，并且λmaterial是高介电材料中的波长，那么尺寸远小于空气中波长λ0的任何源结构都可以称为亚波长结构。当高介电材料的相对介电常数为n时，高介电材料中的波长比空气中的波长小
亚波长结构可以具有被配置成产生和操纵材料(例如，组织)中的传播场的任何合适的设计，如本文更详细描述的。在一些变型中，亚波长结构可以包括接地平面中的槽。在其它变型中，亚波长结构可以包括金属带或者金属贴片，其可以设置在基板上，该基板又可以在下面具有接地平面，但是不是必需的。金属带或贴片可以包括任何合适的材料，例如但不限于铜。金属带和贴片可以具有任何合适的厚度，例如但不限于约30μm。
合适的亚波长结构的示例示于图7a-7b中。在图7a所示的变型中，亚波长结构可以包括两个端对端布置的线型金属带702和704。金属带702和704可以由位于其端部之间的电压源706激励，下面将更详细地描述。如上所述，金属带的组合长度可以在电介质材料(例如，组织)中的磁场的波长的约1/10与电介质材料(例如，组织)中的磁场的波长的约2倍之间。如上所述，金属带可以放置在平面基板的顶部。在图7b所示的变型中，亚波长结构可以包括线型槽710。槽可以如上所述布置在平面表面中，例如所示的金属板708，槽710可以由电压源712激励以形成中场板(下面更详细地描述)。
亚波长结构的其它变型示于图8a-8f中。如图8a所示，在一些变型中，亚波长结构可以包括两个弯曲的金属带802和804，其可以形成圆弧。如图8b所示，在一些变型中，亚波长结构可以围绕整个圆弧延伸，从而形成环形金属带806。在其它变型中，如图8c-8f所示，亚波长结构可以包括一个或多个槽。在图8c所示的变型中，亚波长结构可以包括形成圆弧的槽808。在图8d所示的变型中，亚波长结构可以包括环形槽810。在图8e所示的变型中，亚波长结构可以包括形成十字的两个线型槽812和814。在图8f所示的变型中，亚波长结构可以包括在其中点处相交的线型槽816和弯曲槽818。在图8a-8f所示的每个变型中，每个亚波长结构可以由单个电压源820激励(下面更详细地描述)。即，在结构中只有一个点是电压固定的。
本文描述的亚波长结构的每个变型可以产生与源相邻的电磁场，其中这些场的空间频谱具有在
在一些变型中，亚波长结构可以被配置为使所施加的场的组织加热效应最小化。由于电场诱发组织加热，为了使组织加热效应最小化，亚波长结构可以被配置为产生在源附近占优势的磁场。另外地或可替换地，亚波长结构可以被配置为低轮廓。例如，由于它们的低轮廓结构，可能期望亚波长结构包括槽和/或贴片。
在其它变型中，亚波长结构可以被配置为产生在源附近占优势的横向磁场。在这些变型中的一些变型中，亚波长结构可以包括贴片亚波长结构-在下方为接地平面的基板上的亚波长金属板(如图11a所示)，pifa亚波长结构-类似于贴片亚波长结构，除了贴片的一侧短接到接地平面(如图11b所示)之外，交叉槽亚波长结构(如图11c所示)，孔耦合的圆形槽亚波长结构，其中，槽结构的激励通过在槽附近但不接触槽的单极子进行(如图11d所示)，和/或半槽亚波长结构(如图11e所示)。
图18a-18e示出了由包括图11a-11e的亚波长结构的中场源产生的磁场。图18a示出了用如图11a所示的贴片亚波长结构产生的磁场。图18b示出了用如图11b所示的pifa亚波长结构产生的磁场。图18c示出了用如图11d所示的孔耦合的圆形槽亚波长结构产生的磁场。图18d示出了用如图11c所示的十字槽亚波长结构产生的磁场。图18e示出了用如图11e所示的半槽亚波长结构产生的磁场。可以看出，中场源产生平行于组织界面并垂直于组织中产生的将无线功率传送到植入装置的传播波的磁场。相比之下，图19示出了由常规感应耦合环路源产生的磁场。可以看出，磁场垂直于组织界面产生，并且平行于到被布置在环路源下方的组织中的植入物的期望的无线功率传输的方向。
中场板
如本文所述的平面表面和一个或多个亚波长结构可以被组合以形成中场板。中场板可以包括任何合适数量的亚波长结构(例如，1、2、3、4、5、6、7、8或更多个)。每个亚波长结构可以是相同的，或者中场平板可以包括各种亚波长结构的组合，例如上面描述的那些亚波长结构。
图9a-9b示出了可以包括多于一个亚波长结构的中场板的示例。在图9a所示的变型中，中场板可以包括两个半圆形亚波长金属带902和904，其被配置为形成完整的环形结构。两个电压源906可以激励亚波长结构。图9a所示的构造与图8b所示的构造相似，但图9a的构造可以包括两个电压源，产生可以电压固定的两个点。因此，图9a所示的构造可以包括两个亚波长结构902和904。图9b示出了包括类似于图8f中所示的构造的十字形的构造，但是具有四个电压源908，产生可以电压固定的四个点，因此是四个亚波长结构910、912、914和916。
在一些变型中，如上所述，中场板可以包括多个亚波长结构的组合，以接近最大化功率传输效率的最佳源的性能。图14和15示出了中场源的两种这样的构造。在图15所示的变型中，中场板可以包括四个图13a中所示的亚波长结构的构造的阵列(下面更详细地描述)。图13a的四个构造可以布置为圆形构造，四个构造中的每一个相对于其邻居旋转90度，其中线型槽指向阵列的中心。当被激励时，包括这种亚波长结构布置的中场板可以产生环形电流路径，其可以近似于如上所述通过胸壁到心脏的功率输送的最佳电流密度js。在所示的变型中，可以通过连接到微带传输线的四个独立的射频端口来激励中场板以形成中场源，如关于图13a-13b更详细描述的。可以选择每个端口的幅度和相位以最大化功率传输效率。对于端口信号之间的适当相位，阵列结构可以产生可以接近最佳电流密度的环形电流路径。
如果图15所示的中场源的使用通过近似的胸壁来模拟，如图2a的布置所示，与图2c的210处(在皮肤表面处)所示的理论最佳相比较的沿着kx轴的阵列的空间频谱示于图16a中。从图16a中可以看出，尽管由于平面结构的固有方向性，辐射模式的贡献可以大大约两倍，但是倏逝谱可以接近理论最佳。功率传输效率的实验测量结果示于图16b中。当以500mw向具有2mm直径的线圈并浸没在具有模拟肌肉组织的介电特性的液体溶液中的植入物传输功率时，实验研究表明具有如图15所示的亚波长结构构造的中场源能够获得理论界限的10％以内的效率，如图16b所示，并且由散射谱中明显的最小值证明，如图16c所示。应该理解，图15的中场板可以以某种方式修改。例如，图10b示出了类似于图15的中场板的包括亚波长元件的构造的中场板，除了这些槽可以在每一端包括弯曲部之外。这些弯曲部可以增加通过激励中场板所产生的中场源的带宽。
平面浸没式透镜
固体浸没式透镜包括置于空气-材料界面处或附近的高折射率材料的半球形坡面，其允许光线进入这些“禁止的”折射角。这种能力可以使光线能够聚焦到比自由空间波长小得多的点，具有由材料波长～λ/n设定的受衍射限制的分辨率。固体浸没式透镜在许多应用中已被广泛使用，包括成像、数据储存和光刻。然而，它们本质上是三维的且体积大的。用平的对应物代替传统的固体浸没式透镜将为集成到复杂系统(包括纳米光子芯片或在低频状况下包括共形生物医学装置)中提供机会。
图14示出了基于超颖表面的平面浸没式透镜。超颖表面是由亚波长孔或散射体的结构化阵列组成的平面装置，当光传播穿过表面时，其提供电磁特性的突变。可以通过改变各个亚波长元件的参数来调节超颖表面的特性，以形成所需的空间变化响应。这种设计自由度已被用于制造在光波和微波状况下产生负折射、光涡旋、平面透镜、全息图和其它不寻常的界面现象的器件。图14的平面浸没式透镜使用基于具有深亚波长间距的电薄金属带的超颖表面，其允许从空气入射的辐射被折射成“禁止”角度进入材料中。这种能力允许生产复制固体浸没式透镜的功能的薄的平面器件。该器件可以在柔性基板上制造，并可以在微波频率下工作。
固体浸没式透镜是一种光学工具，其允许从空气或真空进入材料的光被聚焦到比自由空间波长小得多的点。然而，传统上，它们依赖于半球形形貌，并且是非平面且体积较大的，这限制了它们被集成到许多应用中。在图14中示出了一种平面浸没式透镜。所得到的平面器件当被放置在空气和电介质材料之间的界面附近时，可以将从空气入射的电磁辐射聚焦成材料中小于自由空间波长的点。
当光线从空气聚焦到材料中时，空气-材料界面处的折射确定了衍射极限。位于界面的远场中的常规光学透镜仅控制空气中的传播波分量。结果，它们在材料中的聚焦分辨率衍射受限于自由空间波长λ。这至少部分是因为远场光不能接近材料中的较高波矢分量。这些高波矢分量对应于以大于临界角的角度传播的平面波，它们通过全内反射在材料中被捕获。
为了允许不同于经典的反射和折射的界面现象，可以将超颖表面放置在空气-材料边界处或附近，例如用以破坏界面处的平移对称性。这个超颖表面可以向入射光施加具有恒定梯度
在“禁止”角度下的折射可以通过使用超颖表面针对大约1.5ghz的辐射产生相位梯度
当在超颖表面和界面之间引入λ/20的气隙时，仍会发生异常折射。这种效应与衰减全内反射密切相关。在超颖表面下方不存在材料的情况下，入射波被完全反射离开超颖表面，并在表面形成倏逝波。这种倏逝波在相位梯度的方向上沿表面传播，这是用光栅无法实现的表现。当材料紧邻超颖表面放置时，倏逝场相位与材料中的传播波相匹配，从而允许入射射束以净传输能量通过界面隧穿进入材料。通过相对于相位梯度改变入射角，可以使透射射束的角谱几乎完全位于禁止区域。结果看起来与广义斯奈尔定律一致。在预测角度周围的扩散至少部分是由于孔的有限尺寸。
为了设计平面浸没式透镜，可以找到被聚焦在材料中λ/n点的空气中的场源。尽管先前已经研究过通过平面界面的聚焦，但是最佳场源的经典表达式仅考虑远场光并产生～λ的焦点。可以使用考虑了界面处的倏逝波的更一般的方法。在源平面(取为z＝0)的电流片js的空间的优化问题被公式化。该解可以被定义为最大化聚焦程度的度量的电流片。假设材料是耗散的，允许小但非零的损耗。作为聚焦度量的对材料执行的工作效率
η＝∝"|e(rf)|2/∫dr∈″|e(r)|2
方程式1
其中，rf是焦点，∝″是焦点处物体的极化度的虚部，∈″是材料介电常数的虚部。α可以被设定为以焦点为中心的“虚拟”球的极化度：该球具有与背景材料相同的介电常数，并且可以被制成任意小(例如，计算网格单元的直径)。如格林函数g(r,r′)所描述的，电场e可以通过从电流片js的传播而得到。
现在可以在算符数学描述中考虑优化问题。使用dirac括号记法，e和js可以分别表示为希尔伯特空间中的函数|ψ>和|φ>。它们通过算符表达式
类似地，可以定义功率损耗算符以得到：
当源电流密度|φ>的选择使得方程式1最大化时，会发生最佳聚焦。因此，聚焦可以被视为一个优化问题
其中，s是在z＝0平面上方的平面上的所有电流片的集合。方程式4的形式是一个广义特征值问题，涉及算符
考虑材料具有折射率n＝2的二维几何结构。对于入射的s偏振辐射，可以数值求解方程式4以获得聚焦到4λ/n距离处的线的源。线性超颖表面可以用来形成正入射的平面波，使得出射场匹配解。无源元件的所需阻抗值可以通过使用点匹配方法来求解。焦斑的线宽可以是亚波长的，例如0.42λ半峰全宽(fwhm)。为了验证聚焦效应是由于入射波的相位(而非幅度)调制引起的，可以去除无源元件，使得表面充当光栅孔径。光栅的焦斑不是亚波长(～λ)的；当移除无源元件时，焦点处的强度也减小了四倍。透镜效应的物理学基础与近场聚焦装置基本上不同。不同于以严格的亚波长距离(典型地小于λ/10)聚焦倏逝波的近场板，浸没式透镜的聚焦能力至少部分地由传播波之间的常规干涉引起，并且因此焦平面可以在多个波长之外。我们透镜的增强分辨率是由近场相位分布的成形引起的，其将入射波耦合到禁止角度与材料相互作用，而不是近场板的近场干涉效应。由于聚焦不受近场的固有衰减影响，焦斑处的强度可以相当于或高于入射强度。对于固体浸没式透镜，尽管斑点尺寸是材料的函数而不是自由空间波长的函数，聚焦分辨率仍受限于衍射极限。
接下来，考虑三维几何形状，其中，平面源被定位在微波频率下折射率接近生物组织(实部n＝8.8)的材料上方的亚波长距离(λ/15)处。由于关于焦轴的对称性，焦点处场的偏振可以任意指定。将电场设置为在x方向上线性偏振，方程式4的解可以是由围绕焦轴的同心环状电流组成的表面波。在空气中，所产生的场是倏逝的和非静止的，在面内向焦轴传播。只有在有限的圆形区域内，源平面处的强度分布才明显不为零。该区域的半径限定了与材料系统中的损耗和聚焦深度直接相关的有效孔径大小。在材料中的焦平面处，场会聚到距源平面大约2.3λ/n(材料中的波长)的距离处宽度为λ/11的斑点，测量的fwhm。虽然波源于空气中，但由于源能够利用禁止波分量，因此斑点尺寸接近均匀材料的阿贝衍射极限λ/(2nsinθap)，其中，θap是对向焦点的孔径的半角。
总之，图14示出了具有固体浸没式透镜的功能的中场板。该装置的增强的聚焦分辨率至少部分来自于超颖表面以亚波长分辨率控制近场与电介质材料相互作用的能力。在光学频率上，平面浸没式透镜可以用紧密间隔的等离子体天线或电介质谐振器来实现，通过调节光学“集总”元件的性质来引起相互作用。通过结合与入射辐射的磁场分量相互作用的亚波长结构，该超颖表面也可以修改光学阻抗，从而允许消除界面处的反射。由于超颖表面的制造本质上是简单和平面的，所以可以将基于超颖表面的透镜集成到复杂系统中，例如纳米光子芯片或共形生物医学装置。
在图14所示的变型中，中场板可以包括弯曲的亚波长结构1402、1404、1406、1408、1410、1412、1414和1416的阵列以及亚波长偶极子1018。它们可以被嵌套以形成公牛眼睛状图案，如图所示。如上面更详细地描述的，结构的选择被配置为产生在组织中会聚到亚波长斑点的传播场。在其它变型中，中场板可以包括槽而不是金属带，具有与图14所示相同的构造。图10a示出了图15中的中场源的顶视图。由于图14的中场源包括比图15的中场源更多的激励端口，它对源和植入物之间的组织的特性更具有不变性，虽然图15的中场源可以在各种材料中运作良好。
激励端口
本文描述的中场板可以被配置为操纵由电源产生的倏逝场。在一些变型中，如上面简要描述的，中场板的亚波长结构可以由激励端口激励。在中场板包括多于一个亚波长结构的一些变型中，每个亚波长结构可以由单独的激励端口激励。在中场板包括多于一个亚波长结构的其它变型中，单个激励端口可以激励多于一个亚波长结构。
激励端口可以包括射频端口。射频信号可以由信号发生器(例如，振荡器)产生。射频信号可以具有任何合适的频率。在一些变型中，频率可以在大约800mhz和大约1ghz之间。在其它变型中，频率可以在大约2.3ghz和大约2.5ghz之间。如上所述，有效功率传输的最佳频率可取决于位于中场源与接收器线圈之间的材料。例如，在胸壁结构的示例中，最佳频率可以是大约1.6ghz。在一些变型中，信号的频率可以是可调的。调整源的工作频率可允许调整植入物所接收的功率，和/或可允许中场源用于位于不同材料内和材料内不同位置处的植入物。
在包括多于一个激励端口的一些变型中，例如可以使用控制板上的功率分配器(例如，威尔金森功率分配器)将射频信号分成多个射频信号。在一些变型中，可以将射频信号对称地划分成多个射频信号中的每一个，但是不必需如此。还应该理解的是，该装置可以包括多个信号发生器，而不是将单个射频信号分成多个射频信号。每个射频信号可以通过电缆(例如，半刚性同轴电缆)从控制板传送到每个射频端口。信号可以另外或可替换地通过具有可控相位的移相器(例如，模拟400°、+3.5/-2.0°误差)馈送，和/或然后被放大(例如，增益14db)。这可以在每个射频端口产生受控的相位和幅度信号。
在图12a-12b中示出了用于多个激励端口的两个示例性架构。在图12a所示的架构中，信号发生器1202产生的信号可以被划分，然后每个划分的信号可以被馈送通过衰减器1204，衰减器1204可以具有可变的可控衰减设置。然后信号可以被馈送通过移相器1206和放大器1208。图12b中所示的架构能够通过将放大器和幅度控制元件组合成单个部件1210来产生相同的受控相位和幅度信号，但是具有较少的分量。下面更详细描述的图21a-21b还示出了多个激励端口2110的类似架构的另一个示意图。
在中场源包括多于一个亚波长结构的一些变型中，两个或更多个亚波长结构可以由单个激励端口激励。即，每个亚波长结构的激励可能不是独立的。这可以通过例如经由微带将信号从一个射频端口传送到多个亚波长结构来实现。例如，图13a-13b示出了具有与关于图9b所描述的亚波长结构类似的亚波长结构的源的示例，该亚波长结构具有在其中点附近相交的线型槽1302和弯曲槽1304，其中，使用相同的单个激励端口1306来激励上述四个亚波长结构。环形微带传输线1308可以位于接地平面1310下方，被电介质(例如，空气或基板1312)隔开。微带传输线1308上的每个点可以具有不同的相位。通过调整微带传输线1308的尺寸，可以用激励端口1306激励多个亚波长结构(例如，如图所示的四个亚波长结构)。
尽管上述信号发生器是电压源，但是在其它变型中，一个或多个亚波长结构可以由电流源激励。在其它变型中，电压源或电流源可以由诸如电阻器、电容器、电感器或这些元件的组合之类的电抗元件代替。在这些变型中，亚波长结构可以由平面波或波导激励。这样，电压与电流的比率在电抗元件的位置处可以固定，而不是具有固定电流或固定电压。
实时动态聚焦
在本文描述的中场源的一些变型中，可以使用由输入端口信号的幅度和相位提供的自由度来动态地移动聚焦区域，而无需对源进行机械重构。这在临床应用中可能是有用的，在临床应用中，源可以用于为被配置成与有节奏运动的器官(例如，由于呼吸或心跳)相互作用的植入式装置或被配置成在身体内移动的植入式装置供电。为了移动聚焦区域，可以实时重构各个亚波长结构的激励，从而能够合成各个场图案，包括具有空间移位聚焦区域的场图案。图20示出了通过调整端口信号之间的相对相位而设计的具有空间移位焦点的场图案。图20中的上图示出了形成在源的正下方的方向上的传播波。图20中的下图示出了焦点的调整。
图21a-21b示出了包括四个激励端口的中场源的控制器的可能架构。如图21a所示，射频信号可以从信号发生器2102获得，并且可以通过功率分配器2104(例如，威尔金森功率分配器)将其对称地分成多个射频信号。在功率分配之后，信号可以被连接到并行级，用于可变衰减，经由元件2106相移以及经由元件210放大。这可以在每个激励端口2110处产生受控相位和幅度信号。在其它实施例中，在功率分配之后，信号可以连接到并行级用于相移和可变放大。
移相器2106和2108可以由控制单元2112控制。在一些变型中，可以使用“期望的”相位搜索算法来改变中场耦合器的每个元件中的相位和/或幅度设置，以便动态地移位聚焦区域。在一些变型中，该算法可以基于闭环反馈，其可以通过光纤2114中继，如图21b所示。在其它变型中，植入物可以包括无线收发器，其可以实现其它相关的控制算法以及闭环反馈的无约束实现。例如，反馈可以基于植入物所接收的无线能量的检测到的功率水平，如下面更详细地描述的。基于来自植入物模块的功率测量反馈，可以自动且实时地进行调整，以优化源和植入物之间的无线功率传输。
这种自适应算法的效果的示例示于图22a-22e中。为了生成图中所示的图像，图21b所示的包括led的植入物2216在特性模拟肌肉组织的液体溶液内以“s”形轨迹移动，如图22a所示。图22b示出了当诸如上述的实时控制算法动态跟踪运动时，led的闪光位置。图22c示出了没有动态聚焦情况下的led的闪光位置。通过比较图22b和22c可以看出，与自适应情况相比，场图案在非自适应情况下是静态的并且聚焦在中心处。在“s”形运动轨迹上，自适应消除了在静态情况下发生的黑暗区域，指示覆盖区域比聚焦区域固有的宽得多。自适应算法的效果也可以在图22d和22e中看出。图22d示出了利用led的闪光速率测量的植入物接收的功率。可以看出，动态相位自适应算法能够在装置移动时传输较高功率水平。图22e示出了当植入物处于运动中时由算法控制的每个端口相对于相位固定端口4的相位。
内部模块(植入物)
本文还描述了可以被配置成从如本文所述的中场源接收功率的植入物。在一些变型中，植入物可以被配置为向目标部位(例如，目标神经、肌肉或组织区域)提供刺激(例如，电刺激)，下面将更详细地描述。另外或可替换地，植入物可以被配置为在目标部位执行感觉功能，如下面更详细描述的。
中场源可以产生高度振荡的电流密度，这可能迫使输出场会聚成亚波长斑点，在组织深处产生高能量密度区域。在这个区域内，植入物中的功率采集结构能够被制得非常小。由于该系统可以在中场区域中操作，植入物可以主要从横向电磁场(即，垂直于传播方向的场的振荡方向)采集能量。这与近场耦合系统不同，在近场耦合系统中，植入物可以主要从轴向电磁场(即，平行于传播方向的场的振荡方向)采集能量。如本文所述，来自中场源的聚焦区域可以使用由输入端口信号的幅度和相位提供的自由度来动态地移位。如本文所述，植入物可以包含用于接收功率的感测和无线通信的部件，以实现实时动态聚焦。
植入物可以包括功率接收器、数据收发器和/或刺激和感测部件。在一些变型中，功率接收器可以包括线圈和用于不同输出电压要求的一个或多个ac-dc转换支路。数据收发器可以包括数据接收器、数据发送器、多址接入协议和/或标识以及数字控制器。刺激和感测部件可以包括用于电刺激和光刺激的电流驱动器，用于电感测的感测前端，电极和/或led(发光二极管)。下面将更详细地描述这些部件，但是应该认识到，植入物不必需包括所有这些部件。
大小和形状
植入物可以具有任何合适的形状和尺寸。在一些变型中，本文描述的植入物可以被配置为适配在传递装置内，例如但不限于导管或皮下注射针。在这些变型中，植入物能够被直接注射到目标部位(例如，目标神经或肌肉区域)，而不需要引线和延伸部分。图23a示出了本文所描述的植入物2302在人手指上的示例的照片。图23b示出了在10-french(～3.3mm)导管护套旁边的在环氧树脂包封之前的相同植入物2302，以用于大小比较。图23c示出了通过开胸手术插入兔子的下部心外膜中的相同植入物2302的照片。在图23a-23c所示的变型中，植入物是直径为2mm的无线电刺激器。
在一些变型中，植入物可以具有圆柱形、半圆柱形、圆形或矩形等形状。在一些变型中，植入物可以具有在约10μm与约20mm之间，在约100μm与约10mm之间或在约1mm与约5mm之间的直径(或最大横截面尺寸)。更具体地说，在一些变型中，植入物可以具有约2mm的直径(或最大横截面尺寸)。应该理解的是，在其它变型中，植入物的直径(或最大横截面尺寸)可以大于20mm。在一些变型中，植入物可具有在约10μm与约20mm之间，在约100μm与约10mm之间或在约1mm与约5mm之间的高度。更具体地说，在一些变型中，植入物可以具有约3mm的长度。应该理解的是，在其它变型中，植入物的长度可以大于20mm。
在一些变型中，植入物可以被包封在合适的材料中。例如，在一些变型中，植入物可以被包封在环氧树脂中。在其它变型中，植入物可以被包封在陶瓷或玻璃中。在一些变型中可以包括锚或其它结构以帮助将植入物固定在适当位置。在一些变型中，除了刺激和/或感测之外，电极可以被配置为用于固定。例如，电极可以包括倒钩，如图23a所示。在其它变型中，电极可以包括能够被旋入组织中的螺钉形状。在其它变型中，植入物可以包括不是电极的固定结构。例如，植入物可以包括环或钩。这种植入物能够通过借助环或钩缝合相邻的组织而被固定至组织。
线圈
线圈可以被配置为从源接收能量(例如，由本文所述的源产生的空间适应电磁场)。由于线圈中的感应电流，能量可以作为磁化被线圈接收。线圈可以包括任何合适的材料，例如但不限于铜、金或铝。线圈可以包括任何合适的匝数。匝数可以取决于中场源的频率。在一些变型中，线圈可以包括大约1匝到大约15匝。图23b示出了线圈2304的示例，线圈2304包括缠绕有2mm内径的200μm直径铜线的多匝线圈结构。
ac-dc转换和电荷泵
在包括ac-dc功率转换机构的植入物的一些变型中，ac-dc功率转换机构可以包括整流电路。整流电路可以被配置为将由植入物(例如，通过如上所述的线圈)接收到的能量(例如，由本文描述的源产生的空间适应电磁场)转换为dc信号。在一些变型中，ac-dc转换电路可以被分成低压域和高压域。这可以提高在电磁弱耦合状态下操作的无线供电植入物的整流和功率管理的效率。在一些变型中，植入物可以包括电荷泵。在一个变型中，两个二极管(例如，肖特基二极管)和两个电容器(例如，10nf电容器)可以以电荷泵配置被布置。在低频下，可以使用额外的电容器以便匹配线圈和整流器的阻抗。电荷泵和闪光控制集成电路可以放置在整流器之后，用于向上变频整流电压。
集成电路
在一些变型中，本文描述的植入物可以包括集成电路。例如，如图23b所示，线圈2304可以布置在集成电路2306上方并连接到集成电路2306。在一些变型中，集成电路可以被配置为调节脉冲幅度。在一些变型中，植入物可以包括非易失性存储器。例如，植入物可以包括闪存，其可以被配置为记录诸如使用信息(例如，电流导出器的启动和设置的时间)之类的数据，和/或存储来自传感器的测量结果(下面更详细地描述)。在一些变型中，每个植入物模块可以具有其自己的识别标签，例如存储在植入物的存储器中的识别标签。在一些变型中，植入物可以包括数字核心，其可以被配置为协调植入物的各个部件之间的相互作用，植入物和外部部件之间的通信以及多址接入协议，如下所述。
储能部件
在一些变型中，植入物可以包括储能部件。例如，植入物可以包括可再充电电池。可再充电电池可以被配置用于临时能量储存，和/或用作用于功率管理电路的高效电荷泵。在一些变型中，可再充电电池可以包括薄膜电池。在这些变型中的一些变型中，薄膜电池可以叠置，这可以允许增加能量密度。在一些其它变型中，可再充电电池可以包括锂电池。储能部件可以使得植入物能够在不连续耦合到如本文所述的外部电源的情况下进行操作。外部电源可以用于对植入物进行充电，在一些变型中，该植入物可以每周或每月被充电几分钟到几十分钟的无线充电。
传感器
因为如本文所述的通过电源可输送到植入物的功率水平可能超过微电子技术的要求，所以可以实施更复杂的功能，例如植入物进行的慢性疾病状态的实时监测或闭环生物感测和控制。在一些变型中，植入物可以包括一个或多个传感器。在一些变型中，传感器可以包括例如温度传感器。在其它变型中，传感器可以包括光学传感器和/或成像装置。在其它变型中，植入物可以包括化学、压力、氧气、ph、流量、电、应变、磁、光或图像传感器。在一些变型中，传感器可以允许确定装置进行操作所处的深度。在一些变型中，传感器可以包括一个或多个电极。
在植入物包括一个或多个传感器的变型中，植入物可以包括一个或多个前置放大器、模数转换器和/或驱动器用于一个或多个传感器。在具有模数转换器的变型中，模数转换器可以用于离散化来自前置放大器的信号。在一些变型中，来自模数转换器的输出信号可以被存储在植入物的非易失性存储器中(如上面更详细描述的)，或者在其它变型中可以经由射频调制器(如下面更详细描述的)被发送到源或其它外部部件。
在植入物包括一个或多个传感器的变型中，传感器可以被配置为向源或用户提供反馈。例如，在一些变型中，植入物可以包括被配置为检测由植入物接收到的瞬时功率水平的一个或多个传感器。该信息可以通过数据发射器(下面更详细地描述)发送到源。这可以允许场的聚焦区域的自适应聚焦，如本文更详细描述的。在其它变型中，可以将来自传感器的信息例如经由诸如本文所述的用户接口提供给用户。在一些变型中，数据可以被进一步分析或存储在植入物外部。来自一个或多个传感器的信息例如可以允许对患者进行无线实时监测、诊断和/或治疗。
刺激
在一些变型中，本文描述的植入物可以被配置为将刺激传递到组织。刺激可以是任何合适的类型，例如但不限于电、光、化学(例如，植入物可以被配置用于药物输送)或机械的刺激。在植入物被配置成传递电刺激的变型中，植入物可以经由一个或多个电极传递电刺激。植入物可以包括可编程电流驱动器，其可以允许传送一定范围的刺激参数(例如，电刺激、强度、持续时间、频率和形状)。在系统包括如本文所述的用户接口的一些变型中，可编程电流驱动器可以经由用户接口(例如，经由到植入物的无线数据链路)被编程。如图23a-23c中的变型所示，在一些变型中，植入物可以包括两个电极2308。两个电极2308可以位于植入物2302的一侧上，使得它们可以插入到组织中，如图23c所示的插入兔子的下部心外膜中。
图24a示出了功率接收器(植入物)的电路示意图。图24b示出了数据收发器的电路示意图。图24c示出了刺激器和传感器的电路示意图。
图25a-25c示出了可被配置为刺激组织的植入物(例如，配置为起搏器的植入物)的电路示意图。图25a示出了接收器的集总电路模型。如图所示，通过源(如本文更详细描述的)在线圈2502两端生成的ac电压vc通过整流器电路2504被转换为dc功率。图25b示出了当电路处于谐振时处于第n个参考功率水平的等效电路。图25c示出了电路部件的细节。如图所示，植入物可以包括整流器、电荷泵、脉冲控制集成电路、储存电容器和led。在其它变型中，led可以由一对电极替代，其可以被配置用于电刺激。在一些变型中，整流器电路可以包括以电荷泵配置被布置的两个二极管和两个电容器。电荷泵可以放置在整流器之后，用于上变频整流电压，例如从0.7v至驱动led或电极所需的2v。电荷可以暂时储存在电容器上。脉冲控制单元可以用于控制脉冲频率和宽度。在图25a-25c所示的示例中，电路还包括被配置为借助其闪光频率对流经脉冲控制电路2506的功率进行编码的led。如果电路以两个参考闪光频率表征，则整流器和脉冲控制单元的非线性特性可以使得能够估计未知参数rc。一旦获知环境相关参数rc，则可以估计传输的功率。在一些变型中，图25a-25c中的led可以由一对电极代替，电极可以被配置为刺激组织和/或神经。
数据传输
植入物能够进行无线数据传输，并且在一些变型中可以包括植入物与中场源或另一个外部部件(例如，外部用户接口)之间的无线数据链路。无线链路可以是单向的或双向的，因此在这些变型中的一些变型中，植入物可以包括数据接收器。无线链路可以被配置为启动植入物(例如，在包括刺激器的变型中启动刺激)，远程编程或配置植入物(例如，调整植入物设置)，和/或从一个或多个传感器接收数据。
植入模块的数据发射器可以使用脉冲射频调制。在一些变型中，射频调制可能是期望的，因为传统的负载调制可能由于植入天线的低品质因数而不能在中场工作，这可能导致差的信噪比和大的链路裕量波动。在其它变型中，可以使用诸如幅移键控和频移键控之类的非相干调制技术来便于实现。为了便于在外部模块的检测，数据和功率载波可以在不同中心频率下工作。在一些变型中，植入物可以利用可以协调植入物的功能(例如，协调多部位刺激)的多址接入协议。在一些变型中，多址接入协议可以利用时分复用和频分复用。
无线数据链路的数据率可以是任何合适的速率(例如，从几kbps到几十mbps)。例如，在一些变型中，从源到植入物的下行链路的数据率可以是几mbps或更低，而从植入物到源的上行链路的数据率可以更高，例如在几十mbps或更高的范围内。
用户接口
在一些变型中，本文描述的系统可以包括用户接口，其可以例如由临床医生或患者使用。用户接口的一些变型可以与电源集成，而在其它变型中，用户接口可以与电源分离。在用户接口与电源分离的一些变型中，用户接口可以包括移动计算装置，诸如智能手机、平板电脑或可穿戴计算机。在这些情况下，系统可以包括无线或有线通信链路，其可以允许电源和/或植入物与移动计算装置之间的双向通信。这可以允许患者和/或临床医生使用移动计算装置的显示器与电源或植入物接口连接(例如，接收或输入信息)。
虽然此处将源、植入物和用户接口描述为系统，但是应该理解，本文描述的装置可以单独使用或与其它装置和系统组合使用。还应该理解，本文描述的系统可以基于最终用户的特定需求或要求来配置。例如，植入物可以具有模块化设计并且可以被修改以包括预期用途所期望的那些部件。在一些变型中，植入模块中的所有上述构造块可以集成到单个管芯中作为片上系统(soc)或集成到被包封在单个模块中的多个管芯中作为系统级封装(sip)。
方法/应用
本文还描述了使用如本文所述的中场源对如本文所述的植入物进行无线供电的方法。本文所述的植入物可以植入在任何合适的位置。在一些变型中，它们可以通过微创手术植入，例如通过导管或皮下注射针头。植入物可以被植入人或其它动物中，如宠物、家畜或实验室动物如兔子、小鼠、大鼠或其它啮齿动物。植入物可用于任何数量的应用，例如但不限于肌肉刺激、用于调节患者心跳的刺激/感测、深部脑刺激、药物输送和/或生物学、生理学和化学感测。
本文所述的中场源可以用于将功率传输到植入物。在一些变型中，可以通过调整中场源的操作频率或其它参数来调整由植入物接收的功率，如上面更详细描述的。另外地或可替换地，可以实时调整参数以修改中场源的聚焦区域，以便例如追踪植入物的移动。
例如，在一些变型中，本文描述的系统可以用于心脏起搏。在这些示例中的一些示例中，一个植入物可以被输送到患者的右心室，而分离的植入物可以被输送到左心室心外膜。植入物可以以任何合适的方式输送，例如经由导管通过脉管系统(例如，植入物可以经由冠状静脉窦和冠状静脉输送到左心室心外膜)。这些植入物可以包括刺激电极和感测电极，它们可以被配置为将无引线起搏应用于心脏。因此，本文所述的系统可以允许仅用微创手术来实现无引线双心室起搏。这可以大大减少手术时间和并发症。
图23c中示出了使用如本文所描述的系统的无线心脏起搏的示例，在上面更详细地描述。如图23c所示，将无线电刺激器植入兔子的下部心外膜后，关闭胸部。图23c所示的电刺激器装置直径约为2mm，重约70mg，并且能够以取决于所提取的功率的速率产生2.4μj的脉冲。由于没有电池，其特征尺寸至少比现有商业起搏器小一个数量级。图29所示的便携式电池供电的中场源位于植入物2302上方大约4.5cm(大约1cm气隙和3.5cm胸壁)。使用中场源将大约1w的功率耦合到胸部中，并且将源的操作频率调整为电路的估计的谐振频率并保持几秒钟，如图23d所示。通过ecg监测兔子的心脏活动，如图23e所示。通过调整操作频率，可以以完全无线的方式控制心律。当操作频率与电路的谐振频率一致时，脉搏幅度足以使心脏起搏，如图23e中ecg信号的增加的速率和规律性所示。图23f示出了ecg信号的非谐振部分和谐振部分的自相关函数。自相关函数中的峰用方块标记。
类似的方法可以应用于身体中的任何其它光刺激或电刺激任务。例如，类似的方法可以用于刺激神经元或肌肉细胞。例如，类似的系统和方法可以用于深度脑刺激。目前的深度脑刺激手术涉及在颅骨上钻出直径超过1cm的孔以插入引线和从引线到刺激模块的延伸。由于手术的侵入性，通常只选择有限数量的目标部位来放置电极。另外，引线可能不兼容mri。相比之下，本文中描述的与中场源一起使用的植入物可以通过其它侵入性较小的途径注入大脑，并且不需要引线或延长线。这可以允许刺激更多的目标部位，并可以是mri安全的。而且，可以植入多个装置并以同步的方式用于刺激。另外，如本文所述的系统的使用会导致较少的感染和较低的监管风险。
作为另一个示例，本文描述的系统和方法可以用于脊髓刺激。较新的脊髓刺激器模型中的电池由于高功率要求而是可再充电的。然而，它们的供电方法依赖于感应耦合(或近场耦合)。由于这些系统中的采集部件很大，所以它们只能被放置在皮下而不是更深处。因此，这些系统中的引线和延长线可能会限制电极进行有效刺激的位置。引线移位和感染可能是主要的并发症来源。因为本文所述的植入物要小得多，所以整个植入物可以放置在脊髓中的目标神经区域旁边，并且不需要引线。同样，这会导致感染较少，对脊髓组织损伤较小，以及更有效的刺激。
作为又一个示例，本文描述的系统和方法可以用于外周神经刺激。目前大多数装置都支持低频刺激，而且由于功率要求高得多，只有少数装置支持高频低强度刺激。本文描述的系统能够支持两种模式。另外，如本文所述的双向无线链路可以提供在不同模式之间切换的能力，以及针对个体患者来个性化刺激范例的能力。
如上所述，本文所述的系统和方法还可以用于刺激肌肉细胞。例如，本文所述的系统和方法可用于治疗阻塞性睡眠呼吸暂停(osa)。本文所述的植入物能够被注射并直接嵌入舌头附近的肌肉组织中，然后可以用于在睡眠期间传送电刺激以打开患者的气道。可以将多个植入物模块注射到不同的肌肉群中以增强肌肉收缩。在需要的时候，患者可以用中场源对植入物进行充电。另外地或可替换地，数据传输能力可以允许下载每个osa发作性症状的时间戳，其能够被发送给临床医生。植入物也能够被重新编程而无需移除。在某些情况下，重新编程可以基于收集的数据。
当使用本文所述的植入物来刺激可兴奋细胞时，在一些变型中，它们可以用于不希望长期植入物的植入的临时治疗应用。例如，目前，筛检试验通常在植入永久性脉冲发生器之前进行。在筛检试验中，患者可以接收临时的外部脉冲发生器。发生器可以连接到可以用手术放置在身体中的延伸部和引线。在此期间，外部脉冲发生器收集病人的使用数据和治疗效果。然而，如本文描述的植入物可以被注入到目标神经/肌肉区域中，从而不需要具有引线的临时发生器。另外，在心脏手术后，本文所述的植入物可以用于替代患者的临时感测和起搏引线。
本文所述的系统和方法还可以用于刺激可兴奋细胞以外的应用。例如，它们可以用于医疗感测应用中。无电池的植入传感器本质上通常是无源的，即，由于缺乏有效的无线供电方法，装置中没有有源电路来调节所感测的信号。为了补偿较差的信号质量，通常需要一个复杂的大型外部阅读器。传感器的无源性还可能限制可检测的刺激。本文描述的中场源和植入物可以允许从手掌大小的外部模块向体内几乎任何位置处的小植入模块传输大量的功率。这实现了可用于持续监测的一系列新的感测应用，例如心脏和大脑中的手术后氧气感测。
作为另一个示例，本文描述的系统和方法可以用于无线内窥镜。目前的胶囊内窥镜的电池寿命有限，有时导致不完整的小肠检查。这个限制可以通过本文描述的系统来解决。另外，由于本文描述的植入物能够比当前的胶囊内窥镜小得多，患者能够同时吞咽多个装置。每个装置可以在肠内有不同的取向，因此可以在相同位置处从不同角度拍摄图像，改善视场，从而改善诊断。最后，可以降低保留的可能性，避免手术或内窥镜取回的需要。
本文描述的系统和方法也可以用于植入药物输送。目前的植入药物输送系统很大，一般不能放置在足够靠近需要药物的部位。本文描述的植入物可以进一步包括一个或多个药物储存器。植入物可以经由导管注射或输送至目标组织区域(例如，肿瘤)。药物储存器可以通过中场源来启动以释放药物。在一些变型中，启动可以由患者或临床医生通过用户接口来控制，如本文所述。
本文所述的系统和方法还可以用于对实验室动物，例如啮齿动物(例如，小鼠，大鼠等)，的实验室实验中。小尺寸的植入物可以允许以前不能实现或不易实现的监测能力。例如，本文所述的植入物可用于监测或感测参数和/或提供刺激。例如，植入物可以例如被植入到啮齿动物的大脑上或附近以监测电信号。植入物可以用上述的中场源无线供电，并且能够被配置为将信息传送回外部模块。
示例
本文描述的系统被用于使用猪组织体积的向植入物的功率传输的两个模拟：第一模拟放置在心脏的左心室中，第二模拟放置在大脑的皮质区域中。源和植入物的位置至少相隔5cm。图26a和26b示出了猪组织体积内的植入位置的磁共振成像(mri)重构。图26a示出了用于穿过猪胸壁到位于心脏表面上的植入物的功率传输的配置的mri重构。使用t2加权自旋回波脉冲序列来采集mri图像，并使用osirix软件包重构图像。源中心(白点)和植入物的线圈(灰点)相距5cm(1cm气隙，4cm异质组织)。使用商业电磁模拟器计算图26a中的场。将图案化的金属板置于组织多层(1cm气隙，4mm皮肤，8mm脂肪，8mm肌肉，16mm骨骼，144mm心脏)上方，并且通过时域解算器计算场。
图26b示出了用于到位于猪脑的下部皮层区域中的植入物的功率传输的配置的mri重构。使用t2加权快速自旋回波来采集mri图像，并使用osirix软件包重构图像。在此所示的配置中，源-植入物分离5.5cm。当将500mw(近似于蜂窝电话的输出功率)耦合到组织中时，对于位于心脏表面上的植入物，被传输到植入物的线圈的功率被测量为195μw，而对位于下部皮层中的植入物的功率为200μw。即使到操作深度(即，源和植入物之间的距离)增加到10cm时，接收到的功率仍然很大(～10μw)。
这些水平远远高于先进集成电路的要求。为了说明主体篇幅中所报告的性能特征可用的应用范围，下面的表1描述了所选择的最先进的集成电路的功率要求。该表并非是详尽无遗的，而是代表微瓦功率状况下现有的固态电路能力。目前，这些装置中的大多数都采用线绳或大的(>2cm)近场线圈供电。
表1：所选集成电子产品的制造工艺和功耗
相比之下，心脏起搏器消耗约8μw。假设这些场可以被再聚焦，计算研究表明，性能对中间组织的精细结构和组分不敏感。
耗散在组织上的过多能量可能会造成潜在的安全隐患。射频暴露的基本度量是比吸收率(sar)，其被定义为参考组织体积上的功率损耗积分。由电磁场源引起的sar存在限制，以防止组织加热引起的不良健康影响。如果(i)全身平均sar小于0.4w/kg，并且(ii)最大局部sar(平均在10g组织上)不超过10w/kg，则系统符合ieeec95.3-2005标准。对于一般公众暴露(不受控制的环境)，例如蜂窝电话，这些限制减小5倍。
为了评估由功率传输引起的暴露水平，将本文所述的源在拟人化玻璃纤维壳所限定的模拟组织体积上操作。吸收功率的空间分布是通过使机器人探测器扫描通过模拟身体和头部的剂量测定液体来测量的，如图27a所示。当将500mw的聚焦功率耦合到组织中时，发现最大比吸收率(sar)平均在10g组织上对身体为0.89w/kg而对头部为1.17w/kg，如图27b和27c所示。这些水平远低于受控环境的暴露阈值，如图27d所示。如果允许耦合到组织中的功率达到最大允许的暴露水平，图27e示出了对于图26a和26b所示的配置，分别可以传输2.2mw和1.7mw。低的身体平均吸收(成人<0.04w/kg)和局域化分布表明，功率传输不太可能对核心体温产生有意义的影响。图27f示出了处于或低于安全阈值的功率水平。
植入式中场接收器
先前通过组织无线功率传输技术，其中发射器和接收器在彼此的(在空气中的)波长内依赖于在发射器和接收器结构的近场中的主导场类型相同情况下的耦合。例如，外部发射器环路可以发射通过磁场感应耦合到植入的接收器环路的磁场。在另一示例中，外部偶极子可以借助电场耦合到植入的偶极子。
然而，使用中场外部发射器，基于电场的接收器(例如，偶极子天线)可以与基于磁场(例如，切向h场)的发射器耦合。由于强的切向h场分量，磁场可以传播通过组织介质。使用中场发射器，电场和磁场在感应的传播波中成比例。具有强磁场分量的中场发射器可以耦合到基于电场的接收器。
耦合到中场发射器的先前接收器天线包括螺旋结构。与需要三维生产技术的螺旋结构相比，可以容易地制造偶极子，例如在平面上。而且，与螺旋结构相比，偶极子可以更容易地集成到可注射(例如，细长的)的植入物中。
图29示出了被植入在组织3001中的植入式设备3000。如图所示的植入式设备3000包括包封在材料3006中的偶极子天线3002和接收器3004以及植入物外壳3010。植入式设备3000还包括在植入物外壳3010上的可选表面电极3008。表面电极3008是可选的。例如，当设备3000被用作消融装置时，表面电极3008将接收到的能量传输到组织3001。然而，在接收器被用于帮助为植入装置(例如，植入的传感器)内的电子器件提供功率的应用中，可能不需要电极3008。
偶极子天线3002由诸如金属、半导体、聚合物或其它导电材料之类的导电材料制成。偶极子天线3002可以包括如图29所示的两个直且细的导体，或者可以包括其它偶极子天线形状，诸如折叠的偶极子、短偶极子、笼形偶极子、蝴蝶结形偶极子或蝙蝠翼形偶极子。使用直偶极子之外的形状相对于包括直而细的偶极子的设备的直径而言通常将增加设备3000的宽度(例如，直径)。
接收器3004可以是能够从中场耦合器接收信号的任何接收器。在一个或多个实施例中，接收器可以是超高频(uhf)接收器，诸如能够接收所发送的约2.45ghz频率的信号。这种信号在空气中的波长约为12.25厘米。
材料3006可以是高介电、低损耗的材料，例如，
考虑耦合到小型天线的植入式接收器，该小型天线被包封在低介电材料中。接收器被植入相对于低介电常数包封剂(encapsulant)具有大介电常数的组织中。在高介电组织和低介电包封剂之间实现大功率损耗。为了减少这种损耗，材料3106的介电常数可以更接近周围组织的介电常数，以更好地匹配组织和包封剂的感知阻抗。通常，当使用较高介电材料作为包封剂时，与使用较低介电材料作为包封剂相比，接收器电路具有较小的感知阻抗变化。换句话说，假设接收器在空气中的阻抗是“d1”，接收器在组织中的阻抗是“d2”。还假设高阻抗包封剂的阻抗差|d2-d1|＝δ1，低阻抗包封剂的阻抗差|d2-d1|＝δ2。通常，δ2>δ1。较小的阻抗变化允许减小接收器接口处的自适应阻抗匹配网络(例如，可编程电感器和/或可编程电容器)的动态范围。使用具有较高介电常数的包封剂的另一个优点包括接收器对可能由于瘢痕组织或脂肪组织形成而发生的周围组织介电特性的变化较不敏感。
电极3008是可选的并且是电耦合到接收器3004的导电元件。电极3008将在接收器3004处接收到的能量(电场能量)传输到与电极3008接触的组织3001，例如用以消融组织3001。
植入物外壳3010包装偶极子天线3002、接收器3004和包封剂材料3006。在一个或多个实施例中，植入物外壳3010可以由聚氨酯、硅树脂、陶瓷、其它聚氨酯混合物、
发射器的相位和/或幅度调整
如前所述，帮助将能量集中在植入的接收器上的先前的解决方案包括被集成到植入物中的功率检测器。当在外部发射器和植入的接收器之间使用时域多路复用通信系统时，可以动态地调整相位和幅度以帮助将能量集中(例如，更有效地集中能量)在植入的接收器处而无需在植入物处使用功率检测器。
图30示出了时域多路复用通信系统3100。所示的系统3100包括外部中场收发器3102和植入式收发器3104。收发器3102包括通信耦合的中场天线3106，收发器3104包括通信耦合的基于电场的天线3108。天线3106和3108可以被构造为(例如，长度、宽度、形状、材料等)发送和接收相同的频率的信号。收发器3104可以通过天线3108将数据信号发送到收发器3102，并且可以通过天线3106接收由收发器3102发送的功率和数据信号。
外部中场耦合器(外部发射器)和植入物收发器(包括植入物天线)可用于rf信号的发送和接收。可以使用t/r开关将外部发射器的每个rf端口从发送(发送数据或功率)模式切换到接收(接收数据)模式(参见图31)。t/r开关可以用于在发送模式(数据发送模式)和接收(功率或数据接收)模式之间切换植入物(参见图31)。
t/r开关的接收端子(在外部发射器上)的输出可以连接到检测来自植入物的接收信号的相位和/或幅度的一个或多个部件。该相位和幅度信息可以用于将发送信号的相位编程为与接收信号基本相同的相对相位。为了帮助实现这一点，收发器3102可以包括相位和幅度匹配网络3200，如图31所示。网络3200用于包括四个端口的中场耦合器，诸如图6c的中场耦合器602。所示的网络3200包括电耦合到多个开关3204a、3204b、3204c和3204d的中场耦合器3202。开关3204a-d分别电耦合到相位和/或幅度检测器3206a、3206b、3206c和3206d，以及可变增益放大器3208a、3208b、3208c和3208d。放大器3208a-d分别电耦合到移相器3210a、3210b、3210c和3210d，并且移相器3210a-d电耦合到功率分配器3212，功率分配器3212接收rf输入信号3214，其将通过中场耦合器3202被发送。
中场耦合器3202可以是本文讨论的任何中场耦合器。开关3204a-d可以是选择接收线路(“r”)或发送线路(“t”)的选择器开关。网络3200的开关3204a-d的数量可以等于中场耦合器3202的端口数量。在网络3200的示例中，中场耦合器3202具有四个端口，然而可以使用任何数量的端口(和开关)、一个或多个端口(和开关)。在具有单个端口的中场耦合器的示例中，功率分配器3212是不必要的。
相位和/或幅度检测器3206a-d检测在中场耦合器3202的每个端口处接收的信号的相位(φ1，φ2，φ3，φ4)和功率(p1，p2，p3，p4)。相位和/或幅度检测器3206a-d可以在一个或多个模块(可以包括被布置为执行操作(例如，确定信号的相位或幅度)的电部件或电子部件的硬件模块)中实现，这可以包括相位检测器模块和/或幅度检测器模块。检测器3206a-d可以包括被布置为确定在中场检测器3202处接收的信号的相位和/或幅度的模拟和/或数字部件。
放大器3208a-d可以接收来自移相器3210a-d(例如，相移了φ1+φk、φ2+φk、φ3+φk或φ4+φk的pk)的输入(例如，m)。当在图31的示例中rf信号3214具有4*m的幅度时，放大器的输出o通常是功率分配器的输出m乘以放大器的增益pi*pk。当p1，p2，p3和/或p4的值改变时，可以动态设置pk。φk是常数。移相器3210a-d基于来自检测器3206a-d的相位来设置端口的相对相位。
考虑其中需要从中场耦合器3202发送的发送功率为ptt的情况。提供给功率分配器3212的rf信号具有4*m的功率。放大器3208a的输出通常是m*p1*pk。因此，从中场耦合器发送的功率是m*(p1*pk+p2*pk+p3*pk+p4*pk)＝ptt。求解pk得到pk＝ptt/(m*(p1+p2+p3+p4))。
每个rf端口处的信号的幅度可以以与在耦合到其的中场耦合器的相应端口处接收到的信号相同的相对(缩放)幅度来发送。放大器3208a-d的增益可以进一步完善，以考虑来自中场耦合器的信号的发送和接收之间的损耗。考虑η＝pir/ptt的接收效率，其中pir是在植入的接收器处接收到的功率。给定相位和幅度调谐，效率(例如，最大效率)可以根据在外部中场耦合器处从植入物的发射器接收的幅度来估计。这个估计可以用η≈(p1+p2+p3+p4)/pit给出，其中pit是来自植入的发射器的信号的原始功率。来自植入的发射器的信号的功率可以作为来自植入的收发器3104的数据被传送到外部收发器3102。在放大器3108a-d处接收到的信号的幅度可以根据所确定的效率来缩放，以帮助确保植入物接收功率来执行编程的操作。给定估计的链路效率η和pir’的植入物功率(例如，幅度)要求，可以将pk缩放为pk＝pir’/[η(p1+p2+p3+p4)]以帮助确保植入物接收足够的功率来执行编程的功能。
移相器3210a-d和放大器3208a的控制信号(例如，相位输入和增益输入)可以分别由图31中未示出的处理电路提供。该电路被省略以免过分地使图31中提供的视图复杂化或难以理解。可以使用相同或不同的处理电路来使开关3204a-d从接收线路变为发送线路，反之亦然。同样，这个处理电路在图31中没有示出，以免过分地使图31中提供的视图复杂化或难以理解。参见图21a的控制单元2112，作为这种处理电路的示例。
定制中场耦合器尺寸
每个身体在结构(例如，组织、肌肉密度、脂肪含量、软骨、瘢痕组织、肌腱组成、或其它结构性质，例如骨骼)、轮廓和/或外形方面是不同的。不同的中场耦合器形状可以提供各种特性，这些特性有助于更有效地适应将功率传输到这些体内的接收器，和/或舒适地适配在身体的外表面(例如皮肤，如表皮层)上。具有第一形状的中场耦合器可能在向第一身体传送功率时更有效，但在将功率传送至第二身体时不太有效。
图32示出了附接到组织(例如，人类或其它动物的皮肤)的中场耦合器。所示的中场耦合器系统3300包括中场耦合器3302、电子模块3304、rf连接器3306a和3306b以及模制背衬层3308。系统3300被示出为附接到组织3310。
图33中所示的操作示出了设计中场耦合器以适应特定身体外形、轮廓和/或结构的方法。该过程允许设计聚焦中场发射器以有效地为解剖结构供电或以其它方式提供能量，例如当需要高场强来为更耗电的电子器件供电或在目标区域执行消融时，以及当植入物被植入在比近场更深处，例如在中场中。
在操作3402处，解剖结构(例如，结构3310)可以例如通过使用磁共振成像(mri)装置、计算机断层扫描(ct)装置或其它成像装置来成像。解剖结构包括植入物将要位于的区域。在操作3404处，可以将成像结构分解成具有已知介电特性的材料(例如，组织、骨、腱、软骨、瘢痕组织、器官、流体和/或血管等)的几何形状的简化模型。在操作3406处，确定目标频率(例如，915mhz、2.45ghz或其它微波频率)下的电流分布。在操作3408处，确定可以在所确定的电流分布处或附近提供能量的中场耦合器的尺寸(例如，带的宽度/长度，槽宽度/长度，槽之间的间距，一个或多个无源部件(例如，可编程无源部件，诸如电容器或电感器)的值，诸如可以用于中场源的端口或阻抗匹配的，该中场源例如是中场耦合器3302)。并非所有的电流分布都是可能的，所以可能有必要选择不同的植入部位，或者以低于最佳效率来操作中场耦合器。电流分布可以通过求解前面讨论的电流分布方程来确定。
在操作3410处，可以产生(例如，蚀刻、镀覆和/或印刷)中场耦合器的定制中场板。该板可以通过使用标准制造技术和/或材料(诸如可以包括fr4、聚酰亚胺或其它材料)来产生。在操作3412处，电部件/电子部件可以电耦合到中场耦合器。这些部件可以包括一个或多个连接器，诸如rf连接器3306a-b、电模块/电子模块3304(例如，一个或多个晶体管、电阻器、电容器、收发器(例如，发送和接收无线电装置和天线)、电感器、数字逻辑，诸如逻辑门(例如，可编程逻辑门)、算术逻辑单元(alu)、处理器等)。电模块/电子模块3304可以包括开关3204a-d、检测器3206a-d、放大器3208a-d、移相器3210a-d和/或功率分配器3212。
在操作3414处，诸如材料3308之类的绝缘材料可以附接到中场耦合器3302。绝缘材料可以包括泡沫、聚合物(例如，塑料)或硅树脂。材料3308可以附接到中场耦合器3302的表面，以在中场耦合器和组织3310之间提供绝缘层。材料3308可以被模制、切割或3d打印以符合皮肤表面的形状。对表面的轮廓进行成像可以使用相机、激光或铸型来进行。使材料适合组织3310可以在患者佩戴发射器时提高患者的舒适度并且使发射器从目标解剖结构滑动或移位最小化。对于发射器的焦点区域固定的不可调中场耦合器，使得滑动最小化是重要的。可以添加额外的背衬材料以提供皮肤和中场耦合器单元之间的软界面。
更多应用
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗大便失禁或尿失禁(例如，膀胱过度活动症)，例如通过刺激胫神经或胫神经的任何分支，例如但不限于胫后神经、源自骶神经丛的一个或多个神经或神经分支，包括但不限于s1-s4、胫神经和/或阴部神经。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗尿失禁，例如膀胱过度活动症。尿失禁可以通过使用中场无线传输通过刺激骨盆底肌肉、分布于骨盆底肌肉的神经、尿道内括约肌、尿道外括约肌和阴部神经或阴部神经分支中的一个或多个来治疗。
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于通过刺激舌下神经的神经或神经分支、舌根部(肌肉)、膈神经、肋间神经、副神经和颈神经c3-c6中的一个或多个来帮助治疗睡眠呼吸暂停和/打鼾。治疗睡眠呼吸暂停和/或打鼾可以包括使用中场耦合器向植入物提供能量以感测呼吸的减少、削弱或中止(例如，通过测量氧饱和度)。
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗阴道干燥，例如通过刺激巴丁乳腺、腱腺和阴道内壁中的一个或多个。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗偏头痛，例如通过刺激枕神经、眶上神经、c2颈神经或其分支和额神经或其分支中的一个或多个。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗创伤后应激障碍、潮热和/或复杂的局部疼痛综合征，例如通过刺激星状神经节和交感神经链的c4-c7中的一个或多个。
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗三叉神经痛，例如通过刺激蝶腭神经节神经阻滞、三叉神经或三叉神经的分支中的一个或多个。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗口干病(例如，由药物的副作用、化学疗法或放射疗法癌症治疗、舍格伦氏病或干口病的其它原因引起的)，例如通过刺激颊、舌和/或舌粘膜组织内的腮腺、颌下腺、舌下腺、口腔中的口腔粘膜的粘膜下层、和/或舌肌纤维之间和/或口底的软腭、硬腭的侧部、vonebner腺体、舌咽神经(cnix)，包括cnix分支，包括耳神经节、面神经(cnvii)，包括诸如下颌下神经节的cnvii的分支和诸如颈上神经节的t1-t3分支中的一个或多个。
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗断离神经，例如通过感测来自断离神经的近端部分的电输出并且将电输入传送到断离神经的末梢部分中，和/或感测来自断离神经的末梢部分的电输出并将电输入传送到断离神经的近端部分中。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗脑瘫，诸如通过刺激患有脑瘫的患者受影响的一个或多个肌肉或一个或多个肌肉中分布的一个或多个神经。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗勃起功能障碍，例如通过刺激骨盆内脏神经(s2-s4)或其任何分支、阴部神经、海绵体神经和下腹下神经丛中的一个或多个。
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗月经疼痛，例如通过刺激子宫和阴道中的一个或多个。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用作子宫内装置，诸如通过感测一种或多种ph和血流或输送电流或药物以帮助避孕、生育、出血或疼痛。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可以用于激起人类情欲，例如通过刺激女性生殖器(包括外部和内部的，包括女性的阴蒂或其它感觉活跃部位)或通过刺激男性生殖器。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗高血压，例如通过刺激颈动脉窦、迷走神经或迷走神经分支中的一个或多个。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗阵发性室上性心动过速，例如通过刺激三叉神经或其分支、筛前神经和迷走神经中的一个或多个。
本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗声带功能障碍，例如通过刺激支配声带的神经、左侧和/或右侧喉返神经和迷走神经而仅通过刺激刺激一个或多个声带或通过感测声带和相反的声带的活动。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助修复组织，例如通过刺激组织进行一种或多种增强微循环和蛋白质合成以愈合伤口并恢复结缔组织和/或真皮组织的完整性。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助哮喘或慢性阻塞性肺病，例如通过刺激迷走神经或其分支、阻断去甲肾上腺素和/或乙酰胆碱的释放和/或干扰去甲肾上腺素和/或乙酰胆碱的受体中的一种或多种。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗癌症，诸如通过刺激、调节肿瘤附近或肿瘤内的一个或多个神经，例如以减少交感神经分布，诸如肾上腺素/ne释放和/或副交感神经分布，如ach。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗糖尿病，例如通过为人体内的检测糖尿病参数(例如，葡萄糖水平或酮水平)的传感器供电并且使用这样的传感器数据来调整从胰岛素泵输送的外源性胰岛素。本文讨论的系统、设备和方法中的一个或多个可用于帮助治疗糖尿病，例如通过为人体内的检测糖尿病参数(例如，葡萄糖水平或酮水平)的传感器供电并且使用中场耦合器刺激从胰岛β细胞释放胰岛素。
其它示例
示例1可以包括或使用主题(例如，用于执行操作的设备、方法、模块或包括指令的机器可读存储器，当被机器执行时所述指令可以配置机器执行动作)，例如可以包括或使用第一收发器，第一收发器发送和接收第一频率的微波信号，第一收发器包括中场耦合器，所述中场耦合器将来自第一收发器的信号转换为具有与中场耦合器的表面平行的不可忽略的h场分量的信号并且将经转换的信号聚焦到组织内的位置，该位置在微波信号的在空气中测量的波长内；以及至少部分可植入的生物相容装置，其包括第二收发器，所述第二收发器包括基于电场的天线，所述基于电场的天线接收来自所述中场耦合器的信号，并且所述第二收发器发送与所述第一收发器大约相同频率的信号。
示例2可以包括或使用或者可以可选地结合示例1的主题以包括或使用，其中，基于电场的天线是偶极子天线。
示例3可以包括或使用或者可以可选地结合示例1-2中的至少一个的主题以包括或使用，其中，第一收发器包括相位匹配网络，其包括相位检测器和移相器，所述相位检测器和所述移相器电耦合到所述中场耦合器，相位检测器确定从第二收发器接收的信号的相位，并且移相器基于从第二收发器接收的信号的所确定的相位来调整要被提供给中场耦合器的信号的相位。
示例4可以包括或使用或者可以可选地结合示例3的主题以包括或使用，其中，移相器依照从第二收发器接收的信号的所确定的相位来调整所述信号的所述相位。
示例5可以包括或使用或者可以可选地结合示例3的主题以包括或使用，其中，移相器调整所述信号的所述相位以匹配从第二收发器接收的信号的相位。
示例6可以包括或使用或者可以可选地结合示例1-5中的至少一个的主题以包括或使用，其中，所述第一收发器包括幅度匹配网络，所述幅度匹配网络包括电耦合到中场耦合器的幅度检测器和可变增益放大器，所述幅度检测器确定从第二收发器接收的信号的幅度，所述可变增益放大器基于从第二收发器接收的信号的幅度来调整被提供给中场耦合器的信号的幅度。
示例7可以包括或使用或者可以可选地结合示例6的主题以包括或使用，其中，中场耦合器包括两个或更多个端口，幅度检测器是两个或更多个幅度检测器中的一个，所述两个或更多个幅度检测器中的每个幅度检测器电耦合到所述中场耦合器的相应端口，所述第一收发器还包括功率分配器，所述功率分配器接收射频(rf)信号并将所述rf信号划分并分成两个或更多个信号，中场耦合器的每个端口一个信号，并且其中，可变增益放大器是多个可变增益放大器中的一个，每个可变增益放大器电耦合在中场耦合器的相应端口与功率分配器之间，每个放大器接收来自功率分配器的两个或更多个信号中的信号，并且依照增益来放大所述信号，其中，所述增益基于由耦合到所述中场耦合器的同一相应端口的幅度检测器所确定的幅度来确定。
示例8可以包括或使用或者可以可选地结合示例7的主题以包括或使用，其中，多个放大器中的每个放大器的增益是幅度检测器所确定的幅度乘以一数量。
示例9可以包括或使用或者可以可选地结合示例8的主题以包括或使用，其中，所述数量是
示例10可以包括或使用或者可以可选地结合示例9的主题以包括或使用，其中，数量pk进一步除以效率指标η，其中，
示例11可以包括或使用或者可以可选地结合示例1-10中的至少一个的主题以包括或使用，其中，天线被包封在介电常数在动物组织的介电常数与所述中场耦合器的基板的介电常数之间的电介质材料中，在所述基板上布置有所述中场耦合器的中场板。
示例12可以包括或使用主题(例如，用于执行操作的设备、方法、模块或包括指令的机器可读存储器，当由机器执行时所述指令可以配置机器执行动作)，例如可以包括或使用无线电装置，其发送和接收微波信号，与无线电装置电耦合的中场耦合器，中场耦合器将来自无线电装置的信号转换成具有与中场耦合器的表面平行的不可忽略的h场分量的信号，并且将信号聚焦到组织内的位置，该位置在微波信号的在空气中测量的波长内，电耦合到中场耦合器的幅度检测器，幅度检测器确定在中场耦合器处接收的信号的幅度，以及电耦合在无线电装置与中场耦合器之间的可变增益放大器，所述放大器与所述幅度检测器所确定的幅度成比例地放大来自所述无线电装置的发送信号。
示例13可以包括或使用或者可以可选地结合示例12的主题以包括或使用相位匹配网络，所述相位匹配网络包括相位检测器和移相器，移相器和相位检测器电耦合到中场耦合器，所述相位检测器确定在所述中场耦合器处接收的信号的相位，并且所述移相器基于所确定的相位来调整被提供给所述中场耦合器的信号的相位。
示例14可以包括或使用或者可以可选地结合示例13的主题以包括或使用，其中，移相器依照所确定的相位来调整所述信号的所述相位。
示例15可以包括或使用或者可以可选地结合示例12-14中的至少一个的主题以包括或使用，其中，中场耦合器包括两个或更多个端口，幅度检测器是两个或更多个幅度检测器中的一个，所述两个或更多个幅度检测器中的每个幅度检测器电耦合到所述中场耦合器的相应端口，第一收发器还包括功率分配器，所述功率分配器接收射频(rf)信号并将所述rf信号划分并分成两个或更多个信号，中场耦合器的每个端口一个信号，并且其中，可变增益放大器是多个可变增益放大器中的一个，每个可变增益放大器电耦合在中场耦合器的相应端口与功率分配器之间，每个放大器接收来自功率分配器的两个或更多个信号中的信号，并且依照增益来放大所述信号，其中，所述增益基于幅度检测器所确定的幅度来确定。
示例16可以包括或使用或者可以可选地结合示例15的主题以包括或使用，其中，多个放大器中的每个放大器的增益是幅度检测器所确定的幅度乘以一数量。
示例17可以包括或使用或者可以可选地结合示例16的主题以包括或使用，其中，所述数量是
示例18可以包括或使用主题(例如，用于执行操作的设备、方法、模块或包括指令的机器可读存储器，当由机器执行时所述指令可以配置机器执行动作)，例如可以包括或使用至少部分可植入的生物相容设备，所述至少部分可植入的生物相容设备包括外壳，发送和接收微波信号并且由外壳包装的无线电装置，电耦合到无线电装置并由外壳包装的基于电场的天线，以及在外壳内的包封剂，包封剂围绕无线电装置和天线并且包封剂包括在动物组织的介电常数与中场耦合器的基板的介电常数之间的介电常数。
示例19可以包括或使用或者可以可选地结合示例18的主题以包括或使用，其中，天线是偶极子天线。
示例20可以包括或使用或者可以可选地结合示例18-19中的至少一个的主题以包括或使用，一个或多个电极，所述一个或多个电极暴露在外壳上并且电耦合到无线电装置。
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