專利名稱：具有閉合環路經皮能量傳遞功率傳遞調節電路的醫療植入體的制作方法
技術領域：
本發明一般地涉及接收經皮能量傳遞(TET)的醫療可植入式裝置，更具體地說，本發明涉及調節功率傳遞的植入裝置。
背景技術：
在TET系統中，將電源電連接到位于諸如人體皮膚之類的身體邊界外部的初級線圈。次級線圈位于邊界的另一側，如體內。利用皮下裝置，初級線圈和次級線圈通常都緊靠皮膚的外層和內層放置。能量以交變磁場的形式從初級線圈傳遞到次級線圈。在AC磁場中，次級線圈將所傳遞的能量轉化為電能，用于作為次級線圈上的負載的植入裝置。
在TET系統中，將初級線圈和次級線圈置于邊界或皮膚的不同側。這種分開通常引起線圈之間相對距離和空間取向的變化。間距的變化有可能引起到達次級線圈的AC磁場強度的改變，從而在植入裝置中引起功率波動及浪涌。諸如醫療應用中所采用的植入裝置之類的植入裝置通常依靠微控制器來執行不同的功能。這些微控制器需要一致、可靠的電源。諸如電壓或電流電平的突然改變之類的供電變化有可能使得裝置工作不穩定或者根本不能工作。因此，與傳統TET系統有關的一個問題是初級線圈或次級線圈相對于最佳耦合位置的物理偏移有可能為供給植入裝置的輸出功率帶來不可接受的影響。此外，當裝置執行不同的功能時，次級線圈上的植入體負載可以不同。這些負載變化產生了對TET系統的不同需求，并使得驅動負載所需要的輸出功率不一致。因此在TET系統中，需要有精確可靠的系統，用于控制供給負載的輸出功率。具體而言，盡管負載或TET線圈之間的偏移有變化，但仍需要調節次級線圈中感應得到的功率以提供精確一致的負載功率。
美國專利No.6,442,434中記載了一種能量傳遞系統，其中通過使次級電路產生由初級電路檢測的可檢測信號，在所植入的次級電路中維持穩定的功率。例如，次級電路中的電壓比較器檢測到接收的TET功率過高，并通過閉合開關使次級線圈短路。次級線圈短路在初級線圈中引起可觀察到的電流浪涌。然后，調節初級電路，使得這些浪涌具有較小的占空比，由于這種情況表明次級電路中的電壓在電壓比較器所采用的基準電壓附近周期性地變化，因此實現了調節電壓的目的。
盡管這顯然是在TET系統中調節功率的有效方法，但在有些應用中仍認為該方法存在缺陷。對于高阻抗次級線圈，以這種方式使次級電路短路會產生額外的發熱，特別是初級電路應繼續向次級電路提供額外的功率。在′434專利所述的人造心臟的連續TET供電以及其它高功率應用的情況下，這種發熱問題受到極大關注，主要重點在于對由初級電路發出的功率進行調制。
在美國專利No.5,702,431中，基于將電容轉換成二級諧振電路以改變其效率，控制次級電路中的電流用于電池充電。為了達到該目的，用整流器將AC諧振電路與正在充電的電池分開。將檢測到的流經電池的電流用于在兩個電容器之間轉換，以改變次級線圈的諧振特性。解決問題的途徑是，在電池充電的初級階段提供較高的電流，之后以較低的電流來避免因過熱而損壞電池。
盡管這些改良醫療植入裝置的TET功率傳遞特性的方法可以應用于某些場合，但仍希望解決適用于對人造括約肌進行液壓控制的雙向注入裝置對功率的要求。具體而言，例如，與僅對控制電路進行供電所需要的功率相比，為泵送流體而消耗的功率是很高的。而且，只需間歇地為有源泵組件供電。由于希望減小醫療植入體的尺寸，因此適當的做法是省略或顯著減少注入裝置中存儲的功率總量，例如省略電池。
采用TET向有源泵組件、控制電路以及遙測電路供電而沒有電池所提供的電隔離，需要功率調節。具體而言，即使功率需求變化，大多數電氣組件仍需要相對穩定的電源電壓。盡管具有對諸如初級線圈與次級線圈之間的對齊等功率傳遞的變化進行響應的初級電路是有益的，但仍然希望可植入式注入裝置相對不受傳遞功率變化的影響。如果所植入的醫療裝置中快速變化的電源需求變得超出了初級電路檢測變化并作出響應的能力范圍，上述要求就會變得更加迫切。
因此，非常需要可植入式醫療裝置具有能優化從接收經皮能量傳遞到向有源組件供電的功率傳遞特性的次級電路。
發明內容
本發明通過提供一種具有接收電路的可植入式醫療裝置克服了現有技術的上述缺陷以及其它缺陷，該可植入式醫療裝置用于從患者外部的初級電路進行經皮能量傳遞(TET)。具體而言，接收電路進行足以支持諸如集成電路之類的有源組件的電壓調節而無需使用電池。而且，在接收電路自動地根據初級電路調整功率傳遞的情況下，可植入式醫療裝置更不易因為與初級電路形成的電源通道的變化而受到損壞或不能操作。
根據本發明的一方面，可植入式醫療裝置包括受益于穩定電源的有源負載，即使電流需求顯著不同，該電源的電壓也保持在基準電壓附近的電壓范圍內。可植入式醫療裝置中的接收電路包括次級線圈，將該次級線圈設置成與患者外部的初級電路的初級線圈所接收到的功率信號的頻率諧振。將正弦接收功率整流為電源電功率。通過將去諧電路切換為與次級線圈電連通或者非電連通，電壓調節電路對傳遞到有源負載的電源電功率的電源電壓進行響應以控制接收到的功率總量。于是就向有源負載提供了穩定的電源。
根據附圖及其說明，本發明的這些以及其它目的和優點將變得明顯。
在此引用并構成本說明書的一部分的
本發明的實施方式，并且與上面給出的發明概述以及下面給出的實施方式的詳細說明一起用于闡述本發明的原理。
圖1是說明根據本發明的示例性能量傳遞系統的框圖；
圖2是說明本發明的功率控制系統的第一實施方式的框圖；圖3是由功率控制系統進行調制的次級諧振電路的輸出功率的圖解表示；圖4是圖2所示的功率控制系統的第一實施方式的更詳細的電路圖；圖5A是描述在串聯諧振電路中用于功率控制系統的第一示例性切換方案的簡化電路圖；圖5B是描述在串聯諧振電路中用于功率控制系統的第二示例性切換方案的簡化電路圖；圖5C是描述在串聯諧振電路中用于功率控制系統的第三示例性切換方案的簡化電路圖；圖5D是描述在并聯諧振電路中用于功率控制系統的第四示例性切換方案的簡化電路圖；圖5E是描述在并聯諧振電路中用于功率控制系統的第五示例性切換方案的簡化電路圖；圖5F是描述在并聯諧振電路中用于功率控制系統的第六示例性切換方案的簡化電路圖；圖5G是描述在串聯諧振電路中用于功率控制系統的第七示例性切換方案的簡化電路圖；圖6是說明本發明的功率控制系統的第二實施方式的框圖；圖7是更詳細地說明圖6的功率控制系統的示意圖；圖8是說明本發明的功率控制系統的第三實施方式的框圖；以及圖9是說明本發明的功率控制系統的第四實施方式的框圖。
具體實施例方式
現在詳細描述附圖，其中在這些圖中，同樣的數字代表相同的元件，圖1說明了根據本發明的用于植入裝置22的經皮能量傳遞(TET)系統20。TET系統20包括初級電路24，其包括位于身體邊界28外部的電源26。根據TET系統20的具體應用，邊界28可以是諸如醫療植入體情況下的人或動物體的皮膚，或者可以是無生命材料或組織的任一其它類型。初級電路24還包括初級線圈30以及一個或多個電容器36。電容器36與初級線圈30并聯，以形成初級諧振電路38。將初級諧振電路38電耦合到電源26，以在所期望的功率信號頻率上發生諧振。為對電源26提供的輸入功率進行響應，在初級線圈30中產生交變磁場32。
以與初級線圈30隔開的方式提供次級線圈34。通常，次級線圈與初級線圈位于邊界28的相反側。在此處的論述中，次級線圈34位于植入裝置22中。通過交變磁場32，將次級線圈34電耦合到初級線圈30，在圖中以從初級線圈30開始并向次級線圈34延伸的箭頭表示交變磁場32。次級線圈34與一個或多個調諧電容器40串聯地電連接。選擇調諧電容器40，使得線圈34和調諧電容器40在與初級諧振電路38相同的頻率上發生諧振。因此，初級線圈30、次級線圈34與相應的電容器36、40形成了一對固定的功率諧振電路，在諧振頻率上，該功率諧振電路在電源26和植入體22之間傳遞的能量最大。
如圖1所示，初級線圈30與次級線圈34通常彼此相對地放置，使得次級線圈與交變磁場32的至少一部分相交。當初級線圈30與次級線圈34磁耦合時，這兩個線圈通常不是物理耦合的。因此，線圈30、34可以彼此相對地移動，在線圈之間耦合的能量可以隨線圈之間的相對偏移而不同。如標號42所示，線圈30、34之間的相對偏移可以是軸向的。同樣，如標號44所示，線圈30、34之間的偏移可以是橫向的，基本上與軸向偏移成直角。如標號46和48所示，線圈30、34之間的偏移也可以包括一個線圈相對于另一線圈的角向變化。線圈30、34之間的這些不同偏移中的每種偏移都能使到達次級線圈34的交變磁場32的大小發生變化。在次級線圈34中感應出的功率與線圈30、34之間的偏移成反比。線圈30、34之間的偏移越大，在次級線圈34中感應出的功率總量越低。由于初級線圈30相對于次級線圈34移動(例如在醫療植入體的情況下，當醫護人員操控初級電路24時)，在次級線圈34中感應出的功率可以從極高的電壓和/或電流電平驟變至極低。
將次級線圈34電耦合到負載50，并從接收到的磁場32向負載提供輸出功率。根據具體的應用，負載50可以代表一個或多個不同的裝置，這些裝置利用由次級線圈34提供的輸出功率來執行不同的操作。負載50可以與某些電阻或阻抗相關聯，在某些應用中，在對負載進行正常操作期間，電阻或阻抗有時可以變化，這部分地取決于所執行的具體功能。因此，在對植入裝置22進行操作時，負載50所需要的輸出功率也可以在不同的極值之間變化。
為了對這些固有的功率變化進行響應并向負載50提供穩定的電源，本發明包括功率控制電路52。功率控制電路52通過接口與次級線圈34和調諧電容器40連接，以控制來自初級線圈30的功率傳遞。功率控制電路52測量來自次級諧振電路54的功率信號，次級諧振電路54由次級線圈34和調諧電容器40組合而形成，并且基于測量到的值，脈沖寬度對功率信號進行調制，以產生處于植入體負載50可接受的電平的輸出電壓。
在圖2所示的第一實施方式中，功率控制電路52包括開關56，其可以對在次級線圈34中感應出的功率信號進行內部調制，以控制向負載50的功率輸出。當向負載50輸出的電壓超過預定門限電平時，通過選擇性地對次級諧振電路54進行去諧，開關56對功率信號進行調制。合適的開關56包括固態開關，諸如三端雙向可控硅開關元件(triac)或可控硅整流器(SCR)。通過將開關56置于諧振電路內，并選擇性地閉合開關56以使調諧電容器40或次級線圈34短路來對次級調諧電路54進行去諧。使電容器40或線圈34短路使得次級諧振電路54失諧，從而防止能量從線圈34傳遞到負載50。當負載電壓降至低于電壓門限時，再次打開開關56以向負載50傳遞功率。通過對次級諧振電路54進行反復去諧，然后對其進行再調諧，以停止或啟動通過次級線圈34的能量傳遞，功率控制電路52將來自線圈34的輸出功率調制成一系列功率脈沖。
本領域的普通技術人員最好進行選擇性的去諧以管理功率傳遞，作為對檢測到的負載電流和/或檢測到的負載電壓的響應。
圖3描述了對應于對諧振電路54進行選擇性調諧和去諧的示例性的一系列功率脈沖。隨著初級線圈30與次級線圈34之間距離的變化，功率脈沖的寬度(如圖3中的PW所示)也會變化，以調節向負載50輸出的功率。線圈30和34之間的相對偏移越小，產生預期的負載功率輸出所必需的功率脈沖越短。相反，初級線圈30和次級34之間的偏移越大，開關56打開的持續時間越長，以傳遞足夠的功率來驅動負載50。隨著負載功率要求的變化，脈沖寬度PW也會變化。當例如為了驅動電動機或對植入體22中的元件進行操作，負載50需要增加的功率總量時，脈沖寬度PW或者開關打開時間會增加，以施加更多的功率到負載上。全波整流器62對脈沖寬度調制功率信號進行整流。此外，在將功率信號施加到負載50上之前，圖4所示的一個或多個濾波電容器64對該功率信號進行濾波。
為確定感應出的功率信號何時超過負載50的電壓門限，功率控制電路52包括了圖2所示的比較器66。比較器66將用于負載50的輸出電壓與預定的門限電壓電平70進行比較。門限電壓電平70可以是用于植入體負載50的所預期的操作電壓的最大值。比較器66輸出信號74，其隨比較器66的輸入，即濾波電容器64的輸出電壓和基準電壓(即電壓門限70)之差成正比地連續變化。將比較器輸出74耦合到開關56，以基于輸出負載電壓與門限電壓70之間的比較來激活開關56。當比較器66的輸出信號74達到開關56的激活點時，表明電壓電平的提高超出了可接受的操作范圍，開關56被激活，使調諧電路54短路。同樣，例如當負載需求增加、線圈30、34之間的相對偏移增加或二者都增加，電容器64的輸出電壓降至低于植入操作可接受的電平時，比較器66的輸出信號74觸發開關56使之打開，從而能夠通過次級線圈34再次感應和傳遞功率。
圖4提供了本發明第一實施方式的更詳細的示例性示意圖。如第一實施方式中的圖4所示，將開關56與調諧電容器40并聯放置，以便在開關56閉合時，使諧振電路54中的電容器短路。將開關56示出為固態繼電器，當比較器66的輸出信號74到達設定點時，該固態繼電器會開啟或關掉。在這一示例性的實施方式中，電壓整流器62是全波橋式整流器，包括所連接的4個肖特基二極管，以對來自功率電路52的功率信號進行整流或去諧。在將整流后的功率信號施加到負載50上之前，電容器64對該功率信號進行濾波。
如上所述，圖4示出開關56為固態繼電器，其與用于脈沖寬度調制諧振電路54的電容器40并聯。除了這種開關結構，許多其它實施方式也可以用于對次級線圈34和初級線圈30進行選擇性去耦合，以調節到植入體的能量傳遞。在本發明中，可以采用任一可用的電路布局，該電路布局應能夠為響應傳遞能量的變化而對TET線圈30、34進行選擇性去耦合。
圖5A至圖5G說明了可以用于實現本發明的功率調節的幾種示例性的電路布局。圖5A說明了一個實施方式，用于在線圈和調諧電容器40形成串聯諧振電路時，使次級線圈34選擇性短路。當在次級線圈34中感應出的電壓超過電壓門限70時，圖5A至圖5G中未示出的比較器輸出信號74選擇性地開啟開關56。當開啟開關56后，開關56越過次級線圈34形成短路，以對諧振電路54進行去諧并阻止來自次級線圈的能量傳遞。當關掉開關56后，消除了短路(或去諧)，并且次級電路54恢復諧振。
圖5B示出當次級線圈34和電容器40形成串聯諧振電路時，用于對次級諧振電路54進行選擇性去諧的另一示例性的實施方式。在該實施方式中，將開關56與電容器40并聯放置，以在開啟開關56后，使諧振電路54中的電容器短路。圖5C示出當次級線圈34和電容器40是一個串聯諧振電路時，使次級諧振電路54短路的第三實施方式。在圖5C的實施方式中，將開關56與次級線圈34和電容器40串聯放置，以使諧振電路54短路并阻止能量從線圈傳遞到負載50。由來自比較器66的輸出信號來控制開關56，以對從次級線圈34傳遞到全波整流器62的能量進行脈沖寬度調制。
圖5D-5F示出用于對次級諧振電路54進行選擇性去諧的幾種實施方式，從而在次級線圈34和電容器40連接為并聯諧振電路時調節功率傳遞。在圖5D中，將開關56并聯地連接在次級線圈34和電容器40之間，以在開啟開關56后有效地對電路中的電容器40進行短路。在圖5E中，在次級諧振電路54和電壓整流器62之間，將開關56并聯于次級線圈34和電容器40而放置。由于當開啟開關56后，開關56使諧振電路54短路并阻止從次級線圈34到負載50的能量傳遞，因此該實施方式與圖5C中提供的實施方式類似。在圖5F中，將開關56與電容器40串聯地放置，以在開啟開關56后，使諧振電路54中的電容器短路。
圖5G示出，當次級線圈34負載過重，而不能采用上述其它實施方式中的一種實施方式來進行短路時，用于對次級諧振電路54進行去諧的另一種示例性電路布局。在該實施方式中，將次級線圈34分成兩部分，并將一部分置于H橋86中。將H橋86中的成對開關交替地閉合和打開，以有效地將次級線圈34的一半反轉到電路中或電路外。當開關閉合后，次級線圈34的一半相對于另一半是反向的，兩個半線圈相互電抵消，當傳遞能量超過門限電壓時，有效地關閉次級線圈34。
圖6示出本發明的第二實施方式，其中開關56位于全波電壓整流器62和濾波電容器64之間，以對整流后的功率信號進行調制。在上述第一實施方式中，開關56對次級線圈34或電容器40進行短路，以對諧振電路54進行選擇性去耦合，從而調節傳遞功率。在圖6所示的第二實施方式中，開關56位于電壓整流器62和濾波電容器64之間，以對整流后的功率信號進行脈沖寬度調制。當閉合開關56后，功率從次級線圈34中流出，經整流，并通過濾波電容器64傳遞到負載50上。當打開開關56后，功率傳遞電路是開路，并且功率不能從次級線圈中流出。當打開開關56后，濾波電容器64放電并向負載50提供功率。當負載電壓降至低于門限電平后，閉合開關56，并恢復功率傳遞。隨著功率從線圈34傳遞到負載50，濾波電容器64進行再充電。
圖7提供了說明本發明第二實施方式的詳細示意圖。圖7中的示意圖與圖4中的示意圖類似，只是開關56的位置不同。如圖7所示，在這個示例性的實施方式中，開關56包括全波整流器62和濾波電容器64之間的固態繼電器。基于向負載50輸出的功率，比較器66的輸出信號將繼電器開啟或關掉。盡管將開關56示出為固態繼電器，但也可以采用許多其它類型的開關裝置來實現本發明。
圖8說明了本發明的功率控制電路52的一個替代實施方式。在該替代實施方式中，用比例積分微分(PID)控制器90代替了閉合環路功率控制系統中的比較器66。PID控制器90激活了開關56，以對功率信號進行脈沖寬度調制。通過首先計算負載輸出信號72中的實際電壓與電壓門限70之間的誤差，PID控制器90對功率信號進行調制。將該誤差乘以比例增益，然后對時間積分，并乘以積分增益。最后，將該誤差對時間微分，并乘以控制器90的微分增益，以產生用于開關56的控制信號74。控制信號74將基于放大器增益連續變化。控制器90在固定的頻率上運行，并基于取決于誤差信號的增益來確定每一工作循環期間打開和閉合開關的時間長短。由于在固定的頻率間隔上運行，PID控制器90迅速地對功率電平的變化作出響應，并且在對功率信號的脈沖寬度調制過程中提供增強的控制。
圖9說明了本發明的另一個替代的實施方式，其中利用微控制器100來控制輸出信號72與預期的電壓電平之差。根據這一差值，微處理器100數字化地控制開關56以對功率信號進行調制。在對次級諧振電路54進行選擇性去諧的過程中，微處理器100提供精確的控制，從而提供穩定的負載功率。盡管圖9和圖10在對諧振電路54進行選擇性去諧的第一實施方式的位置上示出了開關56，但PID控制器90以及微處理器100也可以用于上述第二實施方式的閉合環路控制中，其中開關56位于電壓整流器62和濾波電容器64之間。
植入裝置22的各種負載50最好都可以從調節所傳遞的功率中受益，以將電壓維持在某些參數范圍內，并將電流維持在某些參數范圍內。這樣，除了檢測電壓，還可以使用檢測電流，或將檢測電流作為檢測電壓的替代。
盡管已經通過幾個實施方式的描述說明了本發明，并且盡管相當詳細地描述了說明性的實施方式，但是申請人的目的不在于約束或者以任何方式將所附權利要求的范圍限制為這樣的具體細節。其他優點和改良對于本領域的普通技術人員來說是顯而易見的。
例如，2004年5月28日提交的四份共同未決并共同擁有的專利申請公開了將受益于增強的TET供能和遙測的可植入式雙向注入裝置，在此引用這些專利申請的公開內容全文以供參考(1)William L.Hassler，Jr.的題為“PIEZO ELECTRICALLY DRIVEN BELLOWS INFUSER FORHYDRAULICALLY CONTROLLING AN ADJUSTABLE GASTRICBAND”的專利申請，序列號為10/857,762；(2)William L.Hassler，Jr.，Daniel F.Dlugos，Jr.，Rocco Crivelli的標題為“METAL BELLOWSPOSITION FEED BACK FOR HYDRAULIC CONTROL OF ANADJUSTABLE GASTRIC BAND”的專利申請，序列號為10/856,971；(3)William L.Hassler，Jr.，Daniel F.Dlugos，Jr.的標題為“THERMODYNAMICALLY DRIVEN REVERSIBLE INFUSER PUMPFOR USE AS A REMOTELY CONTROLLED GASTRIC BAND”的專利申請，序列號為10/857,315；以及(4)William L.Hassler，Jr.，Daniel F.Dlugos，Jr.的標題為“BI-DIRECTIONAL INFUSER PUMP WITHVOLUME BRAKING FOR HYDRAULICALLY CONTROLLING ANADJUSTABLE GASTRIC BAND”的專利申請，序列號為10/857,763。
權利要求
1.一種在諧振頻率上接收來自初級電路的經皮能量傳遞(TET)信號的可植入式醫療裝置，所述可植入式醫療裝置包括有源負載，其需要電源；次級線圈，其耦合到電容，選擇電容以形成對TET信號進行響應的諧振儲能電路，從而產生接收信號；整流器，其將所述接收信號轉換為所述有源負載的電源；去諧電路；以及功率控制電路，其對所述電源的檢測值進行響應，以將所述去諧電路選擇性地切換為與所述次級線圈電連通，以降低所述接收信號的功率傳遞特性。
2.根據權利要求1所述的可植入式醫療裝置，其中所述次級線圈包括第一和第二次級線圈，所述去諧電路包括開關電路，將所述開關電路可操作地設置成使所述第二次級線圈選擇性地在第一取向和與所述第一取向電反向的第二取向之間串聯地連接。
3.根據權利要求1所述的可植入式醫療裝置，其中所述去諧電路包括調諧電容器。
4.根據權利要求1所述的可植入式醫療裝置，其中所述功率控制電路還包括電壓比較器。
5.根據權利要求4所述的可植入式醫療裝置，其中所述調諧電路包括串聯地耦合到所述次級線圈的調諧電容器，以形成去諧諧振的狀態，所述醫療裝置還包括固態繼電器，將所述固態繼電器可操作地設置為通過越過所述調諧電容器而選擇性地短路而對所述電壓比較器進行響應，從而使所述次級線圈恢復到諧振頻率的狀態。
6.根據權利要求4所述的可植入式醫療裝置，其中所述電壓比較器還包括脈沖寬度調制控制器，將所述脈沖寬度調制控制器設置為當所述去諧電路與所述次級線圈電連通時，調整由序列周期限定的占空比，以降低能量傳遞特性。
7.根據權利要求6所述的可植入式醫療裝置，其中所述脈沖寬度調制控制器包括比例積分微分控制器。
8.根據權利要求1所述的可植入式醫療裝置，其中所述整流器和所述去諧電路包括對電壓比較器進行響應的開關電路，以將整流后的電源信號選擇性耦合到有源負載并使所述次級線圈短路。
全文摘要
一種可植入式醫療裝置，例如用于液壓控制人造括約肌(例如可調節束胃帶)的雙向注入裝置，受益于通過經皮能量傳遞(TET)遠程供能，不必使用電池。為了對醫療裝置中的有源組件進行操作，對由次級線圈接收的正弦功率信號進行整流和濾波。對所傳遞的功率總量進行調制。在一種方式中，將所得到的電源電壓與一個門限進行電壓比較，以控制接收到的正弦功率信號的脈沖寬度調制(PWM)，實現電壓調節。多種方式結合了次級線圈的去諧和去耦合來實現PWM控制，而不會引起醫療裝置的過熱。
文檔編號A61F2/02GK1721013SQ200510079658
公開日2006年1月18日 申請日期2005年6月23日 優先權日2004年6月24日
發明者小威廉·L·哈斯勒, 戈登·愛德華·布盧姆 申請人:伊西康內外科公司