JP2011510787A - 無線組織電気刺激 - Google Patents

Abstract

無線電気刺激システムは、無線エネルギー送信源および埋め込み型心血管無線電気刺激ノードを備える。誘導アンテナを備える受信機回路は、組織電気刺激を生成するために磁気エネルギーを捕捉するように構成される。受信機回路に結合される組織電気刺激回路は、受信機回路によって捕捉されたエネルギーを組織電気刺激波形として送出するように構成される。組織電気刺激の送出は、治療コントロールユニットによって始動される。

Description

本発明は、無線組織電気刺激システムに関する。
（優先権の主張）
本特許出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）項の下で、参照によりその全体が本明細書に組込まれる２００８年２月７日に出願された「ＷＩＲＥＬＥＳＳ ＳＴＥＮＴ ＥＬＥＣＴＲＯＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＳＹＳＴＥＭ」という名称の、Ｒｏｇｅｒ Ｈａｓｔｉｎｇｓ他の米国仮特許出願題６１／０６３，８７６号（代理人文書番号第００２７９．Ｆ３５ＰＲＶ）に対して優先権の利益を主張する。

本特許出願はまた、米国特許法第１１９条（ｅ）項の下で、参照によりその全体が本明細書に組込まれる２００８年６月９日に出願された「ＷＩＲＥＬＥＳＳ ＴＩＳＳＵＥ ＥＬＥＣＴＲＯＳＴＩＭＵＬＡＴＩＯＮ ＳＹＳＴＥＭ」という名称の、Ｒｏｇｅｒ Ｈａｓｔｉｎｇｓ他の米国仮特許出願題６１／０５９，９９３号（代理人文書番号第００２７９．Ｆ３５ＰＶ２）に対して優先権の利益を主張する。

種々の治療的に有用な身体内電気刺激技法が、短期的患者状況と長期継続的患者状況の両方を処置するために、医師によって使用されてきた。軟質筋肉組織の電気刺激は、たとえば、収縮性挙動を誘発するため、または、こうした収縮性活性化を阻止するために使用される可能性がある。

特に、電気刺激は、一般に、心臓調律管理のために使用される。心臓調律管理デバイスは、たとえば、ペースメーカ、心臓再同期治療デバイス、およびカーディオバータデフィブリレータを含む。心臓調律管理デバイスは、心房または心室頻脈、心房または心室細動、徐脈、およびうっ血性心不全などの状況を処置するのに使用されうる。

心臓調律管理デバイスの用途の例は、胸部内で皮下に埋め込まれ、血管系を通してカテーテルベース送出システムを使用して、心腔のうちの１つのまたは複数の心腔内の、あるいは、心臓の大静脈のうちの１つの大静脈内のロケーションに展開された１つまたは複数の埋め込み型リード線に接続された電池作動式パルス生成器組立体を含む。

埋め込み型柔軟リード線は、心臓組織を直接刺激するため、または、組織によって電極にわたって生成される電位を検知するために（たとえば、内因性心臓活動を検知するか、または、電気刺激の印加に対する誘発反応を検知するため）、１つまたは複数の露出した電極を含む。組織成長が生じ、しばしば、組織に接触する電極のエリアを囲む。これは、所望の反応を達成するための必要とされる電気刺激閾値を減少させるという有益な効果をもたらす可能性があるが、リード線を再位置決めするか、または、除去する必要性が生じた場合、問題を呈する。これは、いくつかのロケーションにおいて複数のリード線を使用できなくする可能性がある。

心外膜刺激ロケーションはまた、たとえば、他の医療手技に伴って、短期的なペーシング治療が所望される期間中で、かつ、心膜腔に対してアクセスが容易に取得される場合に使用されることがある。

うっ血性心不全などの一部の状況は、右心室部位および１つまたは複数の左心室部位におけるペーシングを含む、特別にタイミングをとった方式での複数の心臓部位におけるペーシングから利益を得る。

一般に、リード線は、血栓塞栓症のリスクがあるため、左心腔内では禁忌である。同様に、リード線システムが、左心室または左心房内で心内膜に埋め込まれる場合、リード線および電極組立体に対する心臓組織のより大きな動き、加速、および衝当のために、機械的な離脱のリスクが存在する。

上記理由で、左心室ペーシングは、通常、静脈部位から達成される。しかし、静脈断面のかなりの部分を塞ぐリスクが大きく、心筋への血液供給を低下させる。２つ以上の左心室部位をペーシングすることは難しい可能性がある。さらに、静脈部位におけるペーシングの効率は、相応して、左心室自由壁などの腔内ロケーションの場合より望ましくない可能性がある（たとえば、確実な活性化または「捕捉（ｃａｐｔｕｒｅ）」を誘発するための必要とされるペーシングエネルギーレベルは、電極が心筋内に直接埋め込まれる対応する心内膜ロケーションに比べて、静脈部位では高い可能性がある）。リード線除去の複雑さおよび利用可能エリアの制限は、左心臓内で複数の刺激部位を達成するために複数のリード線を使用できなくする可能性がある。

無線ペーシング電極は、ペーシング部位において、パルス生成器組立体と電極組立体との間の有線接続をなくす可能性がある。その理由は、こうした無線組立体が、心内膜ロケーションで心腔内に完全に嵌合しうるからである。一般に、ペーシングエネルギーは、無線ペーシング電極の本体内に配置される小さな充電式電池から組織へ供給される。こうした設計は、自律的ペーシング組立体を使用可能にするという利点を有するが、サイズの問題が、磁気誘導による頻繁な（たとえば、毎日の）電池充電をもたらす可能性がある。さらに、フェライトコアインダクタなどの高い透磁率を有する材料を使用した種々の無線ペーシングデバイスの構造は、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）機器との適合性問題を呈する可能性がある。

対照的に、とりわけ、本システムは、いくつかの例において、リード線−ワイヤシステムの使用が問題になり、かつ、治療コントロールユニットおよび無線エネルギー源のロケーションから離れかつそれと別個の複数の部位で刺激が所望される、心内膜ロケーションなどの患者インプラントロケーションで電気刺激を提供しうる。

本システムはまた、いくつかの例において、フェライトより低い、または、実質的に１に等しい比透磁率を有するコア材料（たとえば、空気、身体組織、体液、あるいは、１つまたは複数の他の媒体）を含む１つまたは複数のインダクタを使用して、あるいは、同調式受信機設計を使用して、心臓ペーシングまたは他の電気刺激用途において、たとえば数センチメートルまで有効無線通信範囲を改善しうる。複数の受信機は、単一受信機と比較して、効率の損失が制限された状態で、単一誘導送信アンテナによって駆動されうる。

誘導送信アンテナは、患者内の皮下に配置されうる、または、たとえば病院のベッド、手術テーブル、手持ち式デバイス、帽子または衣服などの外部デバイスに関して含まれうる。

皮下に埋め込まれる治療コントロールユニットおよび誘導送信機（心臓調律管理デバイスなど）の場合、電池を交換するために、外植が必要とされる場合がある。共振結合による効率の向上または大きな空気−コアループ誘導アンテナは、充電操作の間または電池交換の間の動作時間の増加を容易にしうる。

外部誘導送信機の場合、送信機と、無線電気刺激ノード「シード（ｓｅｅｄ）」デバイスとの間に大きな距離が達成されうる。
無線電気刺激ノード「シード」デバイスは、完全に心腔内で、心内膜などの心臓ロケーションに埋め込まれ、拡張可能な誘導ループアンテナを用いて構成されうる。埋め込み手技中に、拡張可能ループは、最初に圧壊されるかまたは折畳まれて、より容易な埋め込みを可能にし、その後、広げられるかまたは拡張されて、より大きな表面積、したがって、誘導送信アンテナに対するより大きな結合を達成しうる。心臓ペーシングの例では、誘導送信アンテナは、心臓リード線システムに組込まれ、所望のロケーションに埋め込まれると、拡張されるかまたは広げられるように構成されうる。

ある例では、無線電気刺激システムは、無線エネルギー送信源および埋め込み型心血管無線電気刺激ノードを含みうる。ある例では、受信機回路は、誘導アンテナを含み、アンテナは、組織電気刺激を生成するために磁気エネルギーを捕捉するように構成されうる。ある例では、受信機回路に結合される組織電気刺激回路は、オンボードの、または、受信機回路に導電的に結合された、ディスクリートなキャパシタまたは電気化学貯蔵器（たとえば、電池、電解質として体液または組織を使用するキャパシタ、あるいは、１つまたは複数の他の貯蔵デバイス）を必要することなく、受信機回路によって捕捉されたエネルギーを組織電気刺激波形として送出するように構成されうる。ある例では、組織電気刺激の送出は、治療コントロールユニットによって始動されうる。

例１は、無線電気刺激システムを備える。この例では、システムは、誘導アンテナを含み、時間的に変化する磁束を生成するように構成された無線エネルギー送信源と、経皮経管的カテーテル送出システムを使用して埋め込み可能であるように寸法決定されかつ形作られた心血管無線電気刺激ノードであって、組織電気刺激を生成するのに少なくとも十分な誘導結合エネルギーを誘導アンテナから捕捉するように構成され、時間的に変化する磁束を結合するように構成された機械的に拡張可能な誘導ピックアップであって、１．１より小さい比透磁率を含むコア材料を含む、機械的に拡張可能な誘導ピックアップを備える受信機回路、および、受信機回路に結合され、受信機回路によって捕捉されたエネルギーを、所定の組織電気刺激波形として送出するように構成され、少なくとも１つの組織電気刺激電極を備える組織電気刺激回路を備える、無線電気刺激ノードと、組織電気刺激ノードに通信可能に結合され、組織電気刺激電極による組織電気刺激の送出を始動するように構成される治療コントロールユニットとを含む。

例２では、例１のシステムは、任意選択で、心血管無線電気刺激ノードが血管内送出のために構成されかつ寸法決定されるシステムを備える。
例３では、例１〜２の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、受信機回路が、時間的に変化する磁束によって転送される誘導結合エネルギーを貯蔵するように構成されるエネルギー貯蔵デバイスを備え、エネルギー貯蔵デバイスが、最大限１ミリジュールのエネルギーを貯蔵するように構成され、組織電気刺激が、誘導結合エネルギー転送の打切り後１分程度してエネルギー貯蔵デバイスの枯渇によって阻止されるシステムを備える。

例４では、例１〜３の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、組織電気刺激回路が、受信機回路と組織刺激電極との間に結合された整流器と、組織刺激電極と受信機回路との間に結合された直流遮断デバイスとを備え、少なくとも１つの組織電気刺激電極が、心臓組織に結合されるように構成されるカソードを備え、少なくとも１つの組織電気刺激電極が、心臓組織に結合されるように構成されるアノードを備え、組織電気刺激回路が、５００オーム等価負荷に結合されると、０．４ミリ秒のパルス幅の少なくとも２．５Ｖピーク振幅の電気刺激パルスを、アノードとカソードとの間で生成することが可能であるように構成されるシステムを備える。

例５では、例１〜４の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、心血管無線電気刺激ノードが、機械的に拡張可能な誘導ピックアップであって、絶縁ワイヤループ、および、絶縁ワイヤループに機械的に結合する形状記憶材料のループであって、形状記憶材料のループの少なくとも一部分が非導電性である、形状記憶材料のループを備える拡張可能機械的支持体を備える、機械的に拡張可能な誘導ピックアップと、ハウジングであって、絶縁ワイヤループに導電的に結合する受信機回路電荷貯蔵デバイス、および、組織電気刺激回路を備える、ハウジングとを備え、ハウジングが、形状記憶材料のループによって包囲される空間内に配設され、形状記憶材料からなり、形状記憶材料のループを円柱ハウジングに固定するように構成される支柱を備えるシステムを備える。

例６では、例１〜５の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、誘導ピックアップの一部分を包囲するように構成される生体適合性誘電性封止剤を備える。
例７では、例１〜６の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、無線エネルギー送信源が、時間的に変化する磁束のバーストパルス継続時間を変更するように構成され、組織電気刺激回路が、整流器の出力に結合される電圧クランプデバイスを備え、電気刺激パルスのエネルギー含有量が、電圧クランプデバイスの両端の電圧が実質的に電圧クランプデバイス閾値電圧以上であるとき、バーストパルス継続時間によって制御されるシステムを備える。

例８では、例１〜７の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、誘導ピックアップが、拡張すると、２ｃｍ以下の最大外径になるように構成され、ハウジングが、２ｍｍ以下の円柱径および５ｍｍ以下の長さを含み、円柱ハウジングおよび心臓組織取り付け機構の全長が、１０ｍｍの公称最小心筋組織壁厚以下であるシステムを備える。

例９では、例１〜８の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、無線エネルギー送信源が、５００キロヘルツと５メガヘルツを含めて５００キロヘルツ〜５メガヘルツの周波数範囲内の所定の受信機共振周波数で時間的に変化する磁束を生成するように構成され、無線エネルギー送信源が、誘導結合エネルギーを、少なくとも１％の電力結合効率で送出するように構成されるシステムを備える。

例１０では、例１〜９の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、無線エネルギー送信源および治療コントロールユニットが共に、無線電気刺激ノードを含む患者の身体の外部に配置されるように構成されるシステムを備える。

例１１では、例１〜１０の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、無線エネルギー送信源および治療コントロールユニットを含む電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットを備える。

例１２では、例１〜１１の少なくとも１つのシステムは、任意選択で、無線エネルギー送信源が、埋め込み型柔軟リード線を備え、埋め込み型柔軟リード線が、埋め込み型無線電気刺激ノードの近くに配置されるように構成される遠位端と、電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットのハウジングに、または、その近くに配置されるように構成される近位端と、リード線の内部に配設され、かつ、電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットのハウジングに導電的に結合される少なくとも２つのアンテナ給電導体と、リード線の遠位端に配設され、かつ、リード線の近位端で少なくとも２つのアンテナ給電導体に導電的に結合される誘導アンテナとを備え、治療コントロールユニットが、少なくとも２つのアンテナ給電導体に電力供給するように構成されるシステムを備える。
例１３は方法を述べる。この例では、方法は、心血管無線電気刺激ノードを身体内ロケーションに送出すること、無線電気刺激ノード誘導ピックアップを拡張させること、時間的に変化する磁束を生成すること、時間的に変化する磁束を無線電気刺激ノード誘導ピックアップに結合させること、無線電気刺激ノード誘導ピックアップワイヤループを１．１より小さい比透磁率のコア材料を用いて構成すること、組織電気刺激を送出するのに少なくとも十分な誘導結合エネルギーを捕捉すること、所定の組織電気刺激波形の送出の始動を制御すること、および、始動に応答して、所定の組織電気刺激波形を送出することを含む。

例１４では、例１３の方法は、任意選択で、血管経路を通して身体内ロケーションへ心血管無線電気刺激ノードを送出することを含む。
例１５では、例１３〜１４の少なくとも１つの方法は、任意選択で、無線電気刺激ノードに含まれるエネルギー貯蔵デバイス内に誘導結合エネルギーを貯蔵すること、エネルギー貯蔵デバイス内への１ミリジュールより大きいエネルギーの貯蔵を阻止すること、時間的に変化する磁束を打切ること、エネルギー貯蔵デバイスを枯渇させること、および、エネルギー貯蔵デバイスを枯渇させることに応答して、時間的に変化する磁束の打切り後１分を越えて組織電気刺激の送出を阻止することを含む。

例１６では、例１３〜１５の少なくとも１つの方法は、任意選択で、時間的に変化する磁束を整流すること、カソードを心臓組織に結合させること、アノードを心臓組織に結合させること、５００オーム等価負荷に結合されると、０．４ミリ秒のパルス幅の少なくとも２．５Ｖピーク振幅の電気刺激パルスを、アノードとカソードとの間で生成すること、および、組織刺激電極と受信機回路との間で直流の通過を遮断することを含む。

例１７では、例１３〜１６の少なくとも１つの方法は、任意選択で、誘導ピックアップワイヤループを絶縁すること、誘導ピックアップワイヤループを形状記憶機械的支持体に機械的に結合させること、心臓組織壁の近くで形状記憶拡張可能機械的支持体を所定のループ形状に拡張させること、形状記憶拡張可能機械的支持体の周縁に沿って非導電性部分を形成すること、形状記憶機械的支持体を円柱ハウジングに機械的に結合させること、および、形状記憶機械的支持体によって包囲される空間内に円柱ハウジングを配設することを含む。

例１８では、例１３〜１７の少なくとも１つの方法は、任意選択で、誘導ピックアップの少なくとも一部分を生体適合性誘電性封止剤を用いて包囲することを含む。
例１９では、例１３〜１８の少なくとも１つの方法は、任意選択で、時間的に変化する磁束のバーストパルス継続時間を変更すること、時間的に変化する磁束を整流することによって生成される電圧をクランプすること、および、電圧クランプデバイスの両端の電圧が実質的に電圧クランプデバイス閾値電圧以上であるとき、時間的に変化する磁束のバーストパルス継続時間を変更することによって、電気刺激パルスのエネルギー含有量を制御することを含む。

例２０では、例１３〜１９の少なくとも１つの方法は、任意選択で、拡張されると、２ｃｍ以下の最大外径まで誘導ピックアップを拡張させること、円柱ハウジングを２ｍｍ以下の径に制限すること、円柱ハウジングを５ｍｍ以下の長さに制限すること、および、円柱ハウジングおよび心臓組織取り付け機構の全長を、１０ｍｍの公称最小心筋組織壁厚以下に制限することを含む。

例２１では、例１３〜２０の少なくとも１つの方法は、任意選択で、５００キロヘルツと５メガヘルツを含めて５００キロヘルツ〜５メガヘルツの周波数範囲内の所定の受信機共振周波数で時間的に変化する磁束を生成すること、および、少なくとも１％の電力結合効率で誘導結合エネルギーを転送することを含む。

例２２では、例１３〜２１の少なくとも１つの方法は、任意選択で、患者の身体の外部のロケーションから時間的に変化する磁束を生成すること、および、患者の身体の外部のロケーションから組織電気刺激を始動させることを含む。

例２３では、例１３〜２２の少なくとも１つの方法は、任意選択で、電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットを身体内ロケーションに送出すること、誘導アンテナを埋め込み型心臓調律管理ユニットに導電的に結合させること、誘導アンテナを使用して時間的に変化する磁束を生成すること、および、埋め込み型心臓調律管理ユニットを使用して組織電気刺激を始動させることを含む。

例２４では、例１３〜２３の少なくとも１つの方法は、任意選択で、埋め込み型無線電気刺激ノードの近くに埋め込み型柔軟リード線の遠位端を配置すること、誘導アンテナを埋め込み型柔軟リード線の遠位端に機械的に結合させること、電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニット治療コントロールユニットのハウジングに、または、その近くに、心血管埋め込み型柔軟リード線の近位端を配置すること、埋め込み型柔軟リード線内に少なくとも２つのアンテナ給電導体を配置すること、電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニット治療コントロールユニットハウジングから誘導アンテナまで少なくとも２つのアンテナ給電導体を導電的に結合させること、および、少なくとも２つのアンテナ給電導体に電力供給することを含む。

例２５はシステムを述べる、この例では、システムは、心血管無線電気刺激ノードを身体内ロケーションに送出する手段と、無線電気刺激ノード誘導ピックアップを拡張させる手段と、時間的に変化する磁束を生成する手段と、時間的に変化する磁束を無線電気刺激ノード誘導ピックアップに結合させる手段と、無線電気刺激ノード誘導ピックアップワイヤループを１．１より小さい比透磁率の材料で包囲する手段と、組織電気刺激を送出するのに少なくとも十分な誘導結合エネルギーを捕捉する手段と、所定の組織電気刺激波形の送出の始動を制御する手段と、始動に応答して、所定の組織電気刺激波形を送出する手段とを備える。

この概要は、本特許出願の主題の概要を提供することを意図される。本発明の排他的なまたは網羅的な説明を提供することが意図されない、詳細な説明は、本特許出願に関するさらなる情報を提供するために含まれる。

必ずしも一定比例尺に従って描かれていない図面では、同じ数字は、異なる図において類似のコンポーネントを述べてもよい。異なる添え字を有する同じ数字は、類似のコンポーネントの異なる例を示してもよい。図面は、一般に、本文書で説明される種々の実施形態を、制限としてではなく例として示す。

無線エネルギー送信源、誘導アンテナを備える埋め込み型柔軟リード線、および心臓部位で構成される複数の無線電気刺激ノードを含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。 無線エネルギー送信源および無線電気刺激ノードを含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す略図である。 無線電気刺激システムに含まれる無線電気刺激ノードの実施例の少なくとも一部分を一般的に示す図である。 無線電気刺激システムに含まれる無線電気刺激ノードの実施例の少なくとも一部分を一般的に示す図である。 図３Ａと同様であるが、無線電気刺激システムに含まれる無線電気刺激ノードの別の実施例の少なくとも一部分を一般的に示す図である。 図３Ｂと同様であるが、無線電気刺激システムに含まれる無線電気刺激ノードの別の実施例の少なくとも一部分を一般的に示す図である。 無線電気刺激ノードを含む送出カテーテルを含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す部分断面図である。 図５と同様であるが、プルワイヤの除去ならびにアクチュエータおよび送出カテーテルの引き込みを含む、無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す部分断面図である。 ワイヤループを囲む局所封止剤および機械的支持体とワイヤループの両方を囲むバルク封止剤を示す、ワイヤループおよび機械的支持体を含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す部分断面図である。 機械的支持体を取り囲むように同軸に巻かれた螺旋ワイヤループを含む、無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例の斜視図を一般的に示す図である。 図８と同様であるが、機械的支持体の一方の面上に螺旋で巻かれたワイヤループを含む、無線電気刺激システムの少なくとも一部分の斜視図の実施例を一般的に示す図である。 図１と同様であるが、時間的に変化する磁束を生成する外部デバイスを含む、無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。 無線刺激ノードを含むプロセスの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。 エネルギー送信源誘導アンテナ送信機と無線電気刺激ノード誘導ピックアップ受信機との間の間隔に対して共にプロットされた、無線電気刺激ノード誘導ピックアップ受信機の実施例において生じた予測出力電圧および研究所モデルに関して測定されるときの対応する実際の出力電圧の解析を示すプロットの例である。 エネルギー送信源誘導アンテナ送信機の実施例と無線電気刺激ノード誘導ピックアップ受信機の実施例との間の所与の間隔に関連する、計算された電力結合効率と電池寿命を示す効率解析からのプロットの例である。 図１と同様であるが、経皮的誘導アンテナを含む、無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。

図１は、皮下埋め込み型心臓調律管理ユニット１２０と、誘導アンテナ１０８に結合する埋め込み型柔軟リード線１０６と、複数の埋め込み型無線電気刺激ノード１１０Ａ、１１０Ｂを含む無線電気刺激システム１００の少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。図３Ａ〜３Ｂ、４Ａ〜４Ｂは、無線電気刺激ノード１１０Ａ、１１０Ｂの実施例のより詳細な図のために参照される。

埋め込み型無線電気刺激ノード１１０Ａ、１１０Ｂは、たとえば、左心室自由壁１０２Ａに沿う心内膜部位で、かつ、心筋１０２Ｅを貫入して、完全に心臓内に埋め込まれる。図１の実施例では、心臓調律管理ユニット１２０、柔軟リード線１０６、および誘導アンテナ１０８の組合せは、無線エネルギー送信源として構成される。

無線電気刺激ノードまたは「シード（ｓｅｅｄ）」１１０Ａ、１１０Ｂは、誘導アンテナ１０８によって生成される時間的に変化する磁束として誘導結合電磁エネルギー１１４を受信するように構成される。エネルギー１１４は、各シード１１０Ａ、１１０Ｂに結合する拡張可能誘導ピックアップ１１２Ａ、１１２Ｂによって捕捉される。

図１に示す実施例では、誘導アンテナ１０８は、心室中隔領域１０２Ｂにわたってエネルギー１１４を送信するためなどで、埋め込み型柔軟リード線１０６の遠位端に配設され、固定デバイス１０７の近くに配置される。固定デバイス１０７は、右心室の心尖領域１０２Ｃに、または、その近くに配置されうる。

ある実施例では、埋め込み型柔軟リード線１０６は、少なくとも２つの内部アンテナ給電導体を用いて構成されうる。アンテナ給電導体は、ヘッダブロック１２６Ａを通して埋め込み型心臓調律管理（ＣＲＭ）デバイス１２０に電気結合されうる。ヘッダブロック１２６Ａが使用されて、１０４、１０６などの１つまたは複数のリード線が、たとえば心臓調律管理デバイス１２０治療コントロールユニットハウジング１２６Ｂ内に配置される電子回路、コントロール回路要素、または電池に機械的にかつ電気的に結合されうる。

ＣＲＭデバイス１２０は、無線シード１１０Ａ、１１０Ｂを介して電気刺激の始動またはタイミングを無線で制御するように構成される。ＣＲＭデバイス１２０はまた、電気刺激を提供するときに使用するなどのために、エネルギー１１４を生成し、無線シード１１０Ａ、１１０Ｂにエネルギーを無線で伝達するように構成される。いくつかの実施例では、ＣＲＭデバイス１２０はまた、１つまたは複数の導電性電極をそれぞれ備える１つまたは複数の組織取り付けまたは固定デバイス１０５、１０７を使用することなどによって、１０２Ｂ、１０２Ｃ、１０２Ｄなどの近くの１つまたは複数の心臓部位に電気刺激を提供しうる。電極は、リード線１０４、１０６の１つまたは複数の内部に配置される１つまたは複数のワイヤなどを通して、電気刺激エネルギーを導電的に供給されうる。

いくつかの実施例では、１１０Ａ、１１０Ｂなどの１つまたは複数のさらなる無線刺激ノードは、左心房または左心室中隔領域などの１つまたは複数の他の左心臓１０２領域内に配置されうる。左心臓１０２内のまたは左心臓１０２に関連するこうしたロケーションは、たとえば、心臓再同期治療などのための電気刺激の送出時に、または、電気刺激によって心房または心室頻脈性不整脈の変換を達成するために使用されうる。１１０Ａ、１１０Ｂと同様の、１つまたは複数の左心房に関連するシードを含む実施例では、右心房柔軟埋め込み型リード線１０４おとび固定デバイス１０５は、１０２Ｄなどの心房中隔領域または１つまたは複数の他の心房領域に配置されるような誘導アンテナ１０８を組込みうる。他の実施例では、たとえば大静脈、心膜空間、または食道空間を含む１つまたは複数の他の皮下または外部ロケーションは、無線エネルギー送信源および誘導アンテナ１０８を収容しうる。図１０は、外部無線エネルギー送信源１０４０の実施例を示す。

いくつかの実施例では、電気刺激の始動、タイミング、または送出のコントロールは、ＣＲＭデバイス１２０のハウジング１２６Ｂまたはヘッダ１２６Ａ上に配設される１つまたは複数の検知電極１２２Ａ、１２２Ｂを備えるＣＲＭデバイス１２０によって提供される。検知電極１２２Ａ、１２２Ｂは、とりわけ、内因性心臓活動、電気刺激に対する誘発反応、または患者活動レベルに関するパラメータ（たとえば、呼吸、心拍数）の電位図検知を提供しうる。さらに、別の実施例では、１つまたは複数の固定デバイス１０５、１０７は、１つまたは複数の検知電極を提供し、１つまたは複数の検知信号を、リード線を介してＣＲＭデバイス１２０に導電的に結合しうる。

一部の実施例では、複数のシードの送出は、疼痛または患者の不快を減少させるか、最小にするか、またはなくしながら、シードによる電気刺激を使用して、デフィブリレーションまたはカーディオバージョンが達成されることを可能にしうる。効果的なカーディオバージョンまたはデフィブリレーションを達成するために、心臓組織内の複数のリエントラント経路が破壊されるかまたは脱感作（ｄｅ−ｓｅｎｓｉｔｉｚｅ）されうる。たとえば十分な心筋１０２Ｅを脱感作させる（たとえば、その活性化を阻害する）のに使用される総送出エネルギーは、複数のデフィブリレーション部位を使用するのと比較すると、単一デフィブリレーションベクトル（たとえば、単一の対の電極）だけが使用される場合、実質的に大きくなりうる。

図２は、無線エネルギー送信源２２０および無線電気刺激ノード（シード）２１０を含む無線電気刺激システム２００の少なくとも一部分の実施例を一般的に示す略図である。
図２の実施例は、電池２２６、電圧レギュレータ２２５、およびマイクロプロセッサ２２４を含みうる無線エネルギー源２２０を示す。いくつかの実施例では、マイクロプロセッサ２２４は、電池２２６またはキャパシタ２２７などのオプションの過渡エネルギー貯蔵デバイスから誘導アンテナ２０６への電流を制御するために、マイクロプロセッサ２２４に結合されうる。一実施例では、誘導アンテナは、ワイヤループ２０８からなる。別の実施例では、誘導アンテナ２０６は、向き感度を減少させるために、互いに空間的に直交するように構成されうる複数のワイヤループ２０８からなる。同調要素２２９が使用されて、時間的に変化する磁束２１４が、誘導アンテナ２０６によってそこで生成されることになる周波数範囲が選択されることが可能になりうる。その結果得られるインダクタンス−キャパシタンス（ＬＣ）回路は、共振「タンク（ｔａｎｋ）」回路を形成し、その回路は、３００ＫＨｚ〜１０ＭＨｚの範囲から選択されるが、誘導アンテナ２０６を備えるインダクタ２０８の自己共振周波数より小さく選択された共振周波数の動作範囲を有しうる。

同調要素２２９の一部の実施例は、限定はしないが、キャパシタ、可変キャパシタンスダイオード（「バリキャップ」ダイオード）、選択された値のキャパシタをモデル化する能動回路などを含みうる。一部の実施例では、スイッチ２２８および同調要素２２９は、所定の周波数範囲での磁束２１４の生成を達成するために、誘導アンテナ２０６を直接駆動するように結合された電圧制御式発振器および電力増幅器の組合せなどによって置換えられうる。スイッチ２２８は、機械式に超小型リレーデバイスとして、または、個体デバイス（たとえば、ＦＥＴ、ＢＪＴ、ＩＧＢＴ、または他のサイリスタ）として実現されうる。一部の実施例では、レギュレータ２５、マイクロプロセッサ２２４、検知回路２２３、およびスイッチングデバイス２２８は、単一集積回路または複数チップモジュールパッケージ内に共に統合される。用語「マイクロプロセッサ（ｍｉｃｒｏｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）」はまた、たとえば、単一集積回路、単一回路パッケージ、複数チップモジュールパッケージ、ハイブリッド、ポリイミドフレックス回路組立体などの中に共に統合されうる、揮発性または不揮発性メモリ、複数の入力／出力チャネル、アナログ−デジタル変換デバイス、電源、またはデジタル−アナログ変換デバイスの１つまたは複数を含むマイクロコントローラデバイスを含みうることに留意されたい。

一部の実施例では、磁束２１４の生成の始動、タイミング、継続時間、および周波数範囲は、マイクロプロセッサ２２４によって制御され、マイクロプロセッサ２２４は、検知回路２２３からの入力を提供される。検知回路２２３は、たとえば、心臓組織２０２Ａ内で皮下に埋め込まれたワイヤリード線２０４Ａに結合されうる。別の実施例では、無線エネルギー送信源は、身体の外部にあり、リード線２０４Ａ、２０４Ｂは、（たとえば、心電図を測定するために）患者の皮膚に結合されうる。図１に示す実施例では、送信源２２０は、検知回路に結合される１つまたは複数のセンス電極２２２Ａ、２２２Ｂを備えうる。一実施例では、センス電極２２２Ａ、２２２Ｂは、無線エネルギー送信源２２０のハウジング上に配設される。

時間的に変化する磁束２１４は、作動エネルギー２１４Ａをシードデバイス２１０に転送するために、または、シードデバイス２１０との通信２１４Ｂのために生成されてもよい（たとえば、１つの周波数範囲は、無線エネルギー転送のために確立され、第２の周波数範囲は、刺激を送出するようにシードデバイス２１０に命令するために確立されうる）。

図２に示す実施例では、フィルタ２０９は、電力シグナリング２１４Ａと通信シグナリング２１４Ｂを識別しうる。たとえば、フィルタ２０９は、誘導ピックアップ２１２を使用することなどによってシード２１０によって捕捉される時間的に変化する磁束２１４Ｂの特定の周波数範囲を検出するように構成されうる。フィルタ２０９は、刺激制御ロジック２１６に結合されうる。ロジック２１６は、所定の信号をフィルタ２０９が検出することなどに応答して、組織電気刺激を阻止するかまたは始動するように構成されうる。フィルタ２０９は、いくつかの実施例では、閾値比較器に結合されうるバンドパスフィルタを含みうる。いくつかの実施例では、フィルタ２０９は、デジタル復調器を含みうる。一部の実施例では、通信信号２１４Ｂは、デジタル的に符合化され、電力信号２１４Ａと同時に送信されるか、または、電力信号２１４Ａを含みうる。通信信号２１４Ｂのデジタル的な符合化の例は、限定はしないが、オン−オフキーイング、振幅偏移キーイング、位相偏移キーイング、周波数偏移キーイングなどを含みうる。

一部の実施例では、同調要素２２９のキャパシタンスと誘導アンテナ２０６の実際のまたは寄生キャパシタンスの合成値は、無線エネルギー送信源が組織２０２Ｅにまたは組織２０２Ｅの近くに埋め込まれるときに変動しうる。組織がシステムと相互作用する影響は、誘導アンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２を保護材料または封止剤で少なくとも部分的に囲む（たとえば図７を参照されたい）ことによって減少されうる。こうした封止剤は、ピックアップ２１２またはアンテナ２０６によって見られる実効比誘電率を普通なら増加させることになる、複数ターンの誘導ピックアップ２１２または誘導アンテナ２０６の個々のターン間のキャビティ内への組織２０２Ｅまたは液体の貫入を阻止するかまたは防止しうる。

一部の実施例では、マイクロプロセッサ２２４は、埋め込み式シード２１０に対する所望のレベルの結合効率を達成するために、同調要素２２９のキャパシタンスを調整するか、または、対応する電圧制御式発振器の周波数を調整するように構成されうる。ある実施例では、心臓ペーシング電気刺激は、電極２５０または２６０を使用して印加され、誘発反応が、検知電極２０５Ａ、２０５Ｂ、２２２Ａ、２２２Ｂまたは外部心電図検知装置を使用して観測されうる。同調要素２２９または対応する周波数合成器は、たとえば、所望のまたは確実な「捕捉」（たとえば、電気刺激から生じる心臓組織の活性化）が観測されるまで、生成される磁束２１４の周波数範囲を変更するように、マイクロプロセッサ２２４によって調整されうる。

シードデバイス２１０は、誘導ピックアップ２１２およびオプションのディスクリートな同調要素２１１を含みうる。ある実施例では、要素２１１のキャパシタンスの値は、血液または筋肉組織によって囲まれるなどで埋め込まれると、所望の共振周波数を達成するように、シードデバイスの埋め込み前に選択されうる。一部の実施例では、シードデバイス２１０のサイズを減少させるために、ディスクリートなキャパシタ２１１が省略されてもよく、誘導ピックアップ２１２の共振を達成するのに使用されるキャパシタンスは、誘導ピックアップ２１２の物理的なコイル構造の寄生キャパシタンス（たとえば、巻線間キャパシタンス）でありうる。

誘導結合エネルギー２１４Ａは、図２の実施例に示す全波整流器２１３によって、または、シードデバイス２１０で使用されるダイオードコンポーネントの数を減少させることによって空間を節約しうる半波整流器などによって整流されうる。整流されたエネルギーは、図２の実施例に示すようなオプションのエネルギー貯蔵デバイス２１５に貯蔵されうる。ある実施例では、エネルギー貯蔵デバイス２１５は、リップル電圧を抑制するのに役立つなどのために、フィルタキャパシタのように働きうる。刺激制御ロジック２１６は、スイッチデバイス２１７に結合されうる。スイッチ２１７は、個体デバイス（たとえば、ＦＥＴ、ＢＪＴ、ＩＧＢＴ、ＳＣＲ、または他のサイリスタ）を含みうる。ある実施例では、シードデバイス２１０のサイズを減少させるなどのために、フィルタ２０９、ロジック２１６、スイッチ２１７、および整流器２１３は、無線エネルギー源２２０の文脈で先に述べたのと同様に、単一集積回路パッケージ内に、またはたとえば、複数チップモジュール内に共に統合されうる。

一部の実施例では、電力信号２１４Ａを使用して単一貯蔵デバイス２１５上に貯蔵される最大電圧を超える電気刺激ピーク電圧を達成するなどのために、貯蔵される電圧を、所望の直列で、並列で、または直列−並列の組合せで配列するように、複数の貯蔵デバイス２１５およびスイッチ２１７が使用されうる。

直流（ＤＣ）遮断デバイス２１８が使用されて、ＤＣ刺激成分が、電気刺激電極２５０、２６０に結合されることを阻止しうる。電気刺激電極２５０、２６０は、電気刺激される筋肉組織２０２Ｅ（たとえば、心筋組織）に導電的に結合されうる。ある実施例では、電極２５０は、カソード電気刺激電極として使用され、電極２６０は、アノード電気刺激電極として使用されうる。

遮断デバイス２１８およびシャントデバイス２１９は、高域カットオフ周波数およびその結果得られる時間領域パルス形状が、所望の電気刺激波形を形成するために選択されるか、またはさらに、プログラム可能に調整されるように構成されるハイパスネットワークを形成しうる。例証的な実施例では、遮断デバイス２１８は、所望の心臓組織電気刺激ペーシングパルスを達成するために、約１マイクロファラドのキャパシタンスを有するキャパシタとして選択され、シャントデバイス２１９は、約５キロオーム抵抗器として選択されうる。

とりわけ、組織および身体流体誘導エネルギー吸収および分散効果が、１００ＫＨｚより高い周波数で急速に増加しうることを、本発明者は認識した。これらの効果は、通常の磁気結合スキームの範囲および最大達成可能効率を著しく制限しうる。こうした効果によって誘導される損失を低減する１つの技法は、鉄粉コアまたはフェライト材料などのような高い比透磁率の磁気材料で、インダクタ２０８、２１２をほぼまたは完全に囲むことでありうる。こうした材料は、所与の入射磁界強度において、材料の近くの巻かれた構造によって見られる磁束密度を増大しうる。

こうした材料の高い比透磁率は、結果として得られる埋め込み型デバイス組立体を、磁気共鳴イメージング（ＭＲＩ）機器に不適合にさせうる。作動するＭＲＩ機器の近くに存在する強いバイアス磁界に関連して局所的に誘導される（たとえば、単一コンポーネントに誘導される）力またはトルクは、誘導アンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２組立体が高い比透磁率材料を組込む場合、誘導アンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２組立体に機械的損傷をもたらしうる。

さらに、作動するＭＲＩ機器は、誘導アンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２の端子にわたって大きな電圧を誘発し、大きな電流が内部温度上昇を誘発する。これらの効果は、インダクタ２０８、２１２、または、インダクタ２０８、２１２に電気結合される他のコンポーネントに対する非可逆的損傷（たとえば、電気的短絡または絶縁不良）、また、おそらく周囲組織２０２Ｅに対する熱損傷をもたらしうる。

さらなる保護デバイス（たとえば、放電管、ギャップ、個体過渡抑制デバイス）は、ＭＲＩ関連電気損傷を阻止するかまたは防止するために含まれうる。シードデバイス２１０の場合、（たとえば、血管内導入および留置を可能にするために）小さなサイズが一般に望ましく、こうした付加的な保護デバイスは、さらなる空間を占有し、ＭＲＩ誘発性の力およびトルクを軽減することに失敗する可能性がある。

とりわけ、フェライトコア材料も制限を有しうることを、本発明者は同様に認識した。たとえば、内部損失機構は、数ＭＨｚを超える周波数において、非常によく同調したインダクタ用のコア材料としてフェライトコア材料を使用できなくさせうる。これは、誘導送信ネットワーク２２９、２０８および誘導受信機ネットワーク２１２、２１１内の共振「タンク回路（ｔａｎｋ ｃｉｒｃｕｉｔｓ）」が、高い電力結合効率を達成することを妨げる。その理由は、両方のネットワークの品質係数（「Ｑ」）が、フェライトコア材料内で損失を増加させる抵抗性ダンピング効果によって制限されるからである。

対照的に、異なる手法において、誘導アンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２を囲むコア材料または機械的支持体が、１．１より小さい比透磁率を有するように選択され、フェライト以外の１つまたは複数の材料からなりうること、あるいは、コア材料または機械的支持体が、（空気、身体、身体組織、体液、あるいは、コア材料または機械的支持体用の１つまたは複数の他の材料などの非磁性材料を使用することなどによって）実質的に１に等しい実効比透磁率を有するアンテナ２０６またはピックアップ２１２を提供しうることを、本発明者は認識した。

形状記憶ニッケル−チタン（ＮｉＴｉまたはニチノール）化合物などの材料は、効果的に非強磁性であり、他の有益な機械的特性を有しうる。たとえば、形状記憶特性が、ループアンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２を（たとえば、埋め込み後に）拡張するために使用されうる。誘導アンテナ２０６または誘導ピックアップ２１２を形成するループの面積を増加させるか、または、最大にすることによって、近接した状態での２つのこうした誘導デバイスの相互結合が高められうる。こうした材料はまた、フェライトの効率損失を軽減するのに役立ち、また、数ＭＨｚまでの周波数において、組織を通した時間的に変化する磁束のより効率的な結合を可能にしうる。用語「空気コア（ａｉｒ ｃｏｒｅ）」は、誘導送信機２０８および受信機２１２の実際の構造が、非強磁性金属支持体構造を含み、また、埋め込まれると、組織または体液が、誘導送信機２０８または受信機２１２のコア内に存在する可能性があっても、誘導送信機２０８および受信機２１２構造を記述するのに使用されうる。

無線エネルギー源２２０およびシード２１０の簡略化した結合体の数学的解析は、電力結合効率ηおよび電気刺激出力電圧の大きさ｜Ｖ_Ｌ｜が計算されることを可能にする。スイッチ２２８および電池２２６の結合体は、角周波数ωおよびピーク出力電圧Ｖ_０で動作するＡＣ電圧源として表されうる。誘導アンテナ２０６は、送信回路抵抗Ｒと直列接続した、Ｌとしての理想的なインダクタ２０８との結合体としてモデル化されうる。同調要素２２９は、キャパシタＣとしてモデル化されうる。送信回路インピーダンスは、Ｚ＝Ｒ＋ｉ（ωＬ−１／ωＣ）として表され、式中、

である。共振時、Ｃ＝１／ω^２Ｌであり、Ｚ＝Ｒである。虚数成分は、キャパシタおよびインダクタのリアクタンスにより、互いに打ち消しうる（最大力率）。

同様に、シード２１０に含まれる回路要素の場合、インダクタ２１２は、Ｌ_１としてモデル化され、その対応する損失は、Ｌ_１と直列の抵抗「ｒ」としてモデル化される。同調要素２１１は、並列キャパシタＣ_１としてモデル化され、電気刺激電極２５０、２６０にわたって現れる組織負荷２０２Ｅは、Ｒ_Ｌとしてモデル化される。整流器２１３、スイッチ２１７、シャントキャパシタ２１５、遮断デバイス２１８、シャント抵抗器２１９を無視すると、受信機誘導ピックアップインピーダンスは、Ｚ_１＝ｒ＋ｉωＬ_１として表され、組織負荷および同調要素に関連するインピーダンスは、Ｚ_Ｌ＝Ｒ_Ｌ／（１＋ｉωＲ_ＬＣ_１）として表されうる。

シード２１０の場合、これは、Ｚ_Ｌ＝Ｒ_Ｌ／（１＋ｉωＲ_ＬＣ_１）からなる負荷と並列の損失性誘導ピックアップＺ_１＝ｒ＋ｉωＬ_１に相当する。総合並列インピーダンスは、Ｚ_２＝ｒ＋Ｒ_Ｌ／（１＋（ωＲ_ＬＣ_１）^２）＋ｉ［ωＬ_１−ωＲ_Ｌ ^２Ｃ_１）／／（１＋（ωＲ_ＬＣ_１）^２）］である。共振時、１＋（ωＲ_ＬＣ_１）^２＝ωＲ_Ｌ ^２Ｃ_１／Ｌ_１であり、Ｚ_２＝ｒ＋Ｒ_Ｌ／（１＋（ωＲ_ＬＣ_１）^２）＝ｒ［１＋Ｌ_１／（ｒＲ_ＬＣ_１）］である。Ｚ_Ｌの大きさは

である。

送信アンテナ２０６および誘導ピックアップ２１２の相互インダクタンスＭは、２つのインダクタ２０８、２１２の自己インダクタンスと結合定数κの積として表されうる。すなわち、Ｍ^２＝κＬＬ_１である。組織負荷２０２Ｅにおける電力結合効率およびピーク出力電圧は、
η＝κＱＱ_１ｘ／［（１＋ｘ）（１＋ｘ＋κＱＱ_１）］ （１）

として表されうる。式中、Ｑ＝ωＬ／Ｒ＝送信機の品質係数であり、Ｑ_１＝ωＬ_１／Ｒ＝受信機の品質係数であり、ｘ＝Ｌ_１／（ｒＲ_ＬＣ_１）である。以下の関係
κＱＱ_１≫１＋ｘ、 η→ｘ／（１＋ｘ） （３）
が得られ、ｘ≫１であるとき、電力結合効率ηが１に近づく（１００％に相当する）。そのため、結合定数κの小さい値について、品質係数が十分に大きい場合、電力結合効率は１に近づきうる。

一般に、シード２１０受信機共振周波数および品質係数Ｑ_１は、誘導ピックアップ２１２の特定のインプラント構成、ならびに、その結果えられる誘導ピックアップ２１２の電気応答に対する組織および血液の近接効果に応じて変動しうる。しかし、先に述べたように、無線エネルギー源２２０内の同調要素２２９の値を、積極的に静的にまたは動的に変更することによって、無線エネルギー源２２０送信機共振周波数は、シード２１０受信機共振周波数の変化を補償するように、または、電極２５０、２６０で達成される電気刺激振幅またはエネルギーを制御するように変更されうる。

送信機２２０品質係数Ｑが、受信機品質係数Ｑ_１よりずっと大きくなるように選択される場合、受信機は、送信機に比べて広い「同調（ｔｕｎｉｎｇ）」エンベロープを有しうる。より広いシード２１０受信機応答特性によって、送信機同調要素２２９は、シード２１０の受信機の共振周波数に相当する共振における作動周波数を提供するためにより容易に（たとえば、より精密でなく）調整されうる（たとえば、送信機は、受信機と比べて、共振時により急峻に「ピークを持つ（ｐｅａｋｅｄ）」ように同調され、送信機共振周波数は、その後、受信機共振周波数を中心とするまで掃引されうる）。

一部の実施例では、同調要素２２９のキャパシタンスを変更することよって送信機の共振周波数を変更することはまた、組織負荷２０２Ｅに結合する電気刺激電圧の大きさを制御しうる。無線エネルギー源２２０の共振周波数をシード２１０の共振周波数から遠くに偏移させる同調要素２２９用の値を選択することは、組織負荷２０２Ｅに結合する最大電圧｜Ｖ_Ｌ｜を減少させることをもたらしうる。これは、電気刺激振幅コントロールが無線送信源２２０によって達成されることを可能にすることなどにより、ロジック２１６およびスイッチデバイス２１７の複雑さをなくすかまたは低減することによって、シード２１０のサイズを低減しうる。

一部の実施例では、電力信号２１４Ａは、組織加熱、あるいは、組織を通して送信される平均または瞬時電力についての規制値を回避するためなどで、継続時間または最大振幅が制限されうる。得られる整流されたエネルギーは、たとえば貯蔵デバイス２１５によって積分されるかまたはそうでなければ蓄積されうる。｜Ｖ_Ｌ｜は、たとえば、ツェナーダイオード２３０などの、直列のまたはシャントの規制コンポーネントによって確立されうる。

一部の実施例では、ツェナーダイオード２３０は、パルス幅変調（ＰＷＭ）スキームが送信源２２０にて使用されるとき、刺激制御ロジック２１６およびスイッチデバイス２１７を簡略化するかまたはなくすのに使用されうる。マイクロプロセッサ、状態機械、タイミングロジックなどは、複雑さ、物理的容量などを減らすために、シード２１０から省略されうる。

一実施例では、刺激制御ロジック２１６は、（たとえば、内因性事象が検知されると、スイッチデバイス２１７を開放することによって）組織負荷２０２Ｅへの電気刺激送出を阻止するために依然として使用されうるが、組織負荷２０２Ｅに送出される電気刺激エネルギー含有量のレベルを制御するために必要とされない。

一部の実施例では、電力信号２１４Ａは、特定のバースト継続時間で確立されうる（たとえば、バーストは、複数の共振振動のシーケンスを開始する方形パルスエンベロープでありうる）。電力信号２１４Ａのバーストの継続時間またはパルス幅は、規制デバイス２３０が貯蔵デバイス２１５の両端の電圧をクランプするとき、組織負荷２０２Ｅに送出されるエネルギー含有量に関連しうる。

組織２０２Ｅが、１キロオーム抵抗器（ｒ_Ｌ）と１マイクロファラドキャパシタ（Ｃ_Ｌ）の直列結合体と並列の、抵抗Ｒ_Ｌ＝１キロオームを有する心臓組織負荷としてモデル化される場合、４Ｖより大きいピーク振幅｜Ｖ_Ｌ｜の心臓組織電気刺激ペーシングパルスが、１ＭＨｚの共振周波数を使用して達成されうる。

心臓組織電気刺激パルスの実施例の前方エッジについて、負荷キャパシタは、短絡回路として効果的に表され、モデル心臓組織負荷２０２ＥのＡＣ抵抗は、約５００オーム（１キロオームと並列の１キロオーム）に等しい。

一部の実施例では、電力信号２１４Ａのバースト継続時間は、組織負荷２０２Ｅに結合する所望のエネルギー含有量を達成するために、送信源２２０におけるマイクロプロセッサ２２４およびスイッチング要素２２８によって制御されうる。

心臓組織キャパシタンスにわたって送出される理論的電圧Ｖ_ＣＡＰは、

として表されうる。式中、Ｖ_{ＣＬＡＭＰ}は、規制デバイス２３０の電圧クランプ閾値を表し、ｗは、バーストパルス継続時間（秒単位）を表す。小さなバーストパルス継続時間の場合、Ｖ_ＣＡＰは、
Ｖ_ＣＡＰ＝Ｖ_{ＣＬＡＭＰ}［ｗ／ｒ_ＬＣ_Ｌ］（ｗ≪ｒ_ＬＣ_Ｌの場合） （５）
として近似されうる。

ある実施例では、Ｖ_ＣＡＰは５．６Ｖ（たとえば、ツェナーダイオード２３０によって確立される）であり、ｗは、７７５マイクロ秒であり、ｒ_Ｌ＝Ｒ＝１キロオームであり、Ｃ＝１マイクロファラドである。式（４）を使用すると、Ｖ_ＣＡＰは約３Ｖとして計算されうる。別の実施例では、ｗは、１２５０マイクロ秒であり、Ｖ_ＣＡＰは約４Ｖとして計算されうる。

一部の実施例では、シード２１０によって占有される容積は、たとえば貯蔵デバイス２１５に貯蔵される総合エネルギーを制限することによって減少されうる。種々の電気刺激パルスについて所望される貯蔵エネルギーの推定が行われうる。たとえば、Ｒ_Ｌ＝５００オームであり、｜Ｖ_Ｌ｜＝２．５Ｖである場合、継続時間Ｔ＝０．４ミリ秒の方形波パルスは、Ｔ｜Ｖ_Ｌ｜^２／Ｒ_Ｌ＝５マイクロジュールの貯蔵された電気刺激エネルギーに相当しうる。

貯蔵デバイス２１５は、キャパシタ＝Ｃ_Ｓ（マイクロファラド単位）として指定されうる。キャパシタ２１５に貯蔵されるエネルギーは、１／２Ｃ_Ｓ｜Ｖ_Ｌ｜^２として表されうる。キャパシタ２１５に貯蔵されるエネルギーが送出されうる電気刺激送出サイクル数は、キャパシタ上に貯蔵されるエネルギー＝１／２Ｃ_Ｓ｜Ｖ_Ｌ｜^２を、組織インピーダンスに送出される単一電気刺激サイクルによって消費される電気刺激エネルギー＝Ｔ｜Ｖ_Ｌ｜^２／Ｒ_Ｌで割った値として表されうる。そのため、キャパシタ２１５が供給しうるサイクル数は、Ｒ_ＬＣ_Ｓ／２Ｔとして表されうる。

貯蔵デバイス２１５の値Ｃ_Ｓと、負荷抵抗Ｒ_Ｌと、たとえばパルス幅との間にトレードオフが行われて、たとえば、誘導電力信号２１４Ａが阻止されうる間隔中に、所望のシード２１０容積および所望の電気刺激継続時間が達成されうる。

たとえば、所望の電気刺激サイクル数はＮであり、貯蔵デバイス２１５がＮ回の電気刺激サイクルを提供するためのキャパシタ値は、Ｃ_Ｓ＝２ＴＮ／Ｒ_Ｌとして表されうる。ある実施例では、電気刺激パルス継続時間は、Ｔ＝０．４ｍｓｅｃとして指定され、負荷抵抗は、Ｒ_Ｌ＝５００オームであり、キャパシタンスＣ_Ｓは、Ｎ＝１の場合、Ｃ_Ｓ＝１．６μＦとして表されうる。低電圧１．６μＦキャパシタ２１５は、小さく（たとえば、各軸上でサブミリメートルの寸法）なりうる。

一部の実施例では、患者保護のために、（たとえば、電力信号２１４Ａが一時的に存在しないときに、制限された継続時間の間、継続した電気刺激を提供するために）バックアップ貯蔵が所望されうる。心拍数＝Ｈ_Ｒがヘルツで指定され、総合時間＝Ｔ_{ｓｔｏｒｅｄ}（秒単位）においてペーシングされる心周期数は、Ｈ_ＲＴ_{ｓｔｏｒｅｄ}で表され、相当する量のエネルギーを貯蔵するキャパシタのサイズは、Ｃ_Ｓ＝２ＴＨ_ＲＴ_{ｓｔｏｒｅｄ}／Ｒ_Ｌで表されうる。たとえば、１時間＝３６００ｓｅｃの貯蔵された電気刺激エネルギーおよび７２拍動／分または１．２Ｈｚの心拍数が指定され、たとえば、ペーシング電気刺激サイクル数Ｈ_ＲＴ_{ｓｔｏｒｅｄ}＝４３２０および総合貯蔵エネルギー＝２１．６ミリジュールをもたらしうる。組織インピーダンスＲ_Ｌは５００オームとして指定され、パルス幅は、Ｔ＝０．４ｍｓｅｃとして指定され、キャパシタンス２１５は、Ｃ_Ｓ＝６９１２μＦで表されうる。こうしたキャパシタは、受信機回路内で数立方ミリメートルの容積を占有しうる。

一部の実施例では、キャパシタ２１５の値Ｃ_Ｓとキャパシタ２１５の物理的サイズとの間で妥協が行われうる。たとえば、キャパシタ２１５は、Ｃ_Ｓ＝３２０μＦで指定され、電気刺激パルスは、｜Ｖ_Ｌ｜＝２．５ボルトで指定されうる。

ある実施例では、キャパシタ２１５上に貯蔵される総合エネルギーは、１ミリジュールであり、パルス幅Ｔ＝０．４ｍｓｅｃの２００個の電気刺激サイクルを、組織負荷Ｒ_Ｌ＝５００オームに送出するのに十分なエネルギーでありうる。ある実施例では、キャパシタ２１５は、Ｃ_Ｓ＝３２０μＦで指定され、７２電気刺激サイクル／分の電気刺激サイクルレートは、Ｃ_Ｓへのエネルギー２１４Ａ入力が阻止された後、約２．８分の間、シード２１０による継続した電気刺激送出をもたらしうる。

キャパシタ２１５はまた、たとえばマイクロプロセッサを備える刺激制御ロジック２１６によって消費される静電力に対処するように指定され、静電力は、使用されるデバイスに応じて非常に小さいが、ある場合には、平均ペーシング電力に匹敵するかまたはそれより大きい可能性がある。一部の実施例では、刺激制御ロジック２１６およびフィルタ２０９が省略され、スイッチ２１７が、永久的に閉鎖するかまたは省略される場合、受信機回路２１０によって消費される電力が低減されうる。一部の実施例の場合、キャパシタＣ_Ｓは、フィルタキャパシタであり、シード２１０によって受信されるエネルギー２１４Ａは、整流され、組織負荷に直接送出される（たとえば、時定数τ＝Ｃ_ＳＲ_Ｌがパルス幅の約半分より小さい場合に限り、送出される電気刺激パルス幅は、送信エネルギー２１４Ａバーストパルスの幅に相当しうる）。一部の実施例では、エネルギー２１４Ａの電気刺激送出への直接変換が達成され、Ｃ_Ｓ＜０．４μＦが指定されうる（たとえば、Ｔ＝０．４ｍｓｅｃの電気刺激パルス幅および負荷Ｒ_Ｌ＝５００オームに相当する）。

一部の実施例では、検知回路要素２３２が心臓組織２０２Ｅに結合されて、検知回路要素２３２によって検出される電位の検知に応答して刺激制御ロジック２１６にシグナリングが提供されうる。刺激制御ロジック２１６へのシグナリングは、内因性組織活動に応答して起こりうる（たとえば、検知回路要素２３２は、閾値レベルまたは窓を確立し、内因性活動は、閾値レベルまたは窓を超える電圧変動を生じうる）。刺激制御ロジック２１６は、たとえば検知回路要素２３２によって提供される検知事象の検出に応答して、スイッチ２１７を使用して電気刺激を阻止しうる。

一部の実施例では、シャントデバイス２１９はまた、電荷中和を提供しうる。電荷中和は、電気刺激中にまたは電気刺激後に起こる後電位をゆっくり放電させるための経路を電気刺激電極２５０と２６０との間に設けることを含み、正味の中和電荷が電気刺激電極２５０、２６０によって送出されることをもたらす。上述したペーシング波形の実施例の場合、電荷中和は、正相の心臓組織電気刺激パルスに続く継続時間が長い小さな振幅の逆相のパルスとして観測されうる。

図３Ａ〜３Ｂは、無線電気刺激システムに含まれうる無線電気刺激ノード１１０Ａまたは「シード（ｓｅｅｄ）」の実施例の少なくとも一部分を一般的に示す図である。無線電気刺激ノード１１０Ａは、心筋組織１０２にまたは心筋組織１０２内に固定された心血管無線電気刺激ノードとして構成されうる。誘導エネルギーは、１つまたは複数の形状記憶または他の機械的支柱３００Ａ、３００Ｂ、３００Ｃ、３００Ｄによって支持された誘導ピックアップ１１２に結合されうる。ある実施例では、図３Ｂに示すように、支柱３００Ａ、３００Ｃ、３００Ｄは、互いに対して１２０°の角度などで、円柱ハウジング３１０の周りに半径方向に配設されうる。図７は、機械的支持体と機械的支持体に取り付けられた別個の誘導ワイヤループの両方を備える誘導ピックアップ１１２の部分断面図の例を示す。別の実施例では、誘導ピックアップワイヤループ自体は、電気ピックアップと機械的支持体の両方として役立ち、組立体の複雑さを低減する。

一部の実施例では、螺旋固定デバイス２５５などの組織取り付け機構は、円柱ハウジング３１０を心筋組織１０２に固定しうる。これは、ハウジング３１０のできる限り少ない部分を心筋組織１０２から突出したままにするという目的などで、心筋組織１０２内の所望の深さまで円柱ハウジング３１０を引っ張りうる。これは、心臓収縮中などに、他の組織に衝当する可能性を減少させるかまたは最小にしうる。シード１１０Ａの全長は、心筋１０２の遠方側を貫入する可能性を減少させるかまたは最小にするように選択されうる。

ある実施例では、１０ｍｍの公称最小心筋壁厚を仮定すると、円柱ハウジング３１０は、２ｍｍ以下の径および５ｍｍ以下の長さを有するように構成され、それにより、円柱ハウジング３１０と、アノード２６０、カソード２５０、および固定デバイス２５５を足した全長は、１０ｍｍより小さく、心筋１０２の遠方側を貫通することを回避するのに十分に短い。一部の実施例では、ディスクリート内部電子コンポーネントが、円柱ハウジング３１０内に含まれうる。ハウジング３１０の内部電子コンポーネントは、サイズの低減のために選択され、とりわけ、１つまたは複数のディスクリート表面実装キャパシタ、ディスクリート表面実装抵抗器、またはディスクリート表面実装ダイオードなどを含みうる。ある実施例では、ハウジング３１０の容積を減少させるために、単一ダイオードが、半波整流器として使用されうる。

カソード電極２５０は、心筋組織１０２内に埋め込まれうる第１の電気刺激電極を提供しうる。いくつかの実施例では、固定デバイス２５５の全てまたは一部分は、心筋組織１０２の特定の深さに電気刺激をターゲッティングするために、電極２５０に導電的に結合されうる。アノード電極２６０は、たとえば電気刺激回路を完成するリターン経路を提供するために、他の心臓組織１０２または血液と接触状態になりうる第２の電気刺激電極を提供しうる。

たとえば、心内膜用途では、心血管無線電気刺激ノード１１０Ａは、カテーテルの管腔を通して経管的になどで、１つまたは複数の血管を介して心臓の内部に対する血管内送出のために構成され、心筋１０２内に埋め込まれ、左心室自由壁などの心内膜壁１０２Ａに貫入しうる。アノード２６０と接触状態の血液は、カソード２５０に結合する心筋１０２の収縮性電気刺激（たとえば、ペーシング）を可能にする電気刺激エネルギーのための導電性経路を提供しうる。

一部の実施例では、埋め込み中にシード１１０Ａの操作を可能にするために（たとえば、血管内送出システムの一部としてシード１１０Ａにアクチュエータ組立体を固定するために）リテイナ軸２６５が含まれうる。

支柱３００Ａ〜３００Ｄは、誘導ピックアップ１１２についてほぼ円形のループ形状を柔軟に維持しながら、円柱ハウジングの所望の挿入深さに対処するために、ＮｉＴｉ（ニチノール）化合物などのばね様の（たとえば、自己拡張型または自己解放型）柔軟形状記憶材料から構築されうる。一部の実施例では、支柱３００Ａ〜３００Ｄは、ＮｉＴｉ（ニチノール）化合物などの形状記憶材料でできた機械的支持体を備える誘導ピックアップ１１２に溶接されるかまたは付着されうる。

図４Ａ〜４Ｂは、図３Ａ〜３Ｂと同様であるが、無線電気刺激システムに含まれうる無線電気刺激ノード１１０Ｂの別の実施例の少なくとも一部分を一般的に示す。１つまたは複数の支柱４００Ａ〜４００Ｄまたは返し（ｂａｒｂ）構造４５５Ａ〜４５５Ｂの組合せは、たとえば心臓組織１０２内へのシード１１０Ｂの固定を提供しうる。これらの実施例では、心筋１０２内への所定の深さの貫入を確立するために、回転は必要とされない。ハウジング４１０は、心筋内の貫入と反対側の心外膜壁を貫通することを回避するために、所望の深さまで組織１０２内に押込まれうる。図４Ａ〜４Ｂの実施例では、ハウジング４１０は、円柱として示されるが、ハウジングの実際の断面はまた、インプラント送出カテーテル内での回転を阻止するかまたは防止するなどのために、多角形として構成されうる。

埋め込み深さは、図４Ａの実施例で示すように、ハウジング４１０から外側に延在する「Ｊ」形状ループまたはフックを提供するように支柱４００Ａ〜４００Ｄを修正することなどによって制御されるかまたは制限されうる。シード１１０Ｂがさらに心筋１０２に貫入するにつれて、最終的に、支柱４００Ａ〜４００Ｄは、さらなる挿入を制限しうる（たとえば、「Ｊ」形状ループが心臓壁１０２Ａに衝突すると、挿入力が実質的に増加する）。側面返し４５５Ａ〜４５５Ｂは、それほどの力がない状態で、シード１１０Ｂの除去を阻止するかまたは防止するために含まれうる。こうして、所定の深さが、得られるかまたは維持されうる。一部の実施例では、返し４５５Ａ〜４５５Ｂは、シード１１０Ｂの埋め込み、除去、または引き込みのうちの１つまたは複数を容易にするために、埋め込み中などに、外側に拡張するかまたは内側に引込むように構成されうる。

たとえば、図４Ａに示すようなポイントタイプカソード電極４５０および対応するアノード電極４６０を含む種々の異なる電気刺激電極形状が使用されうる。
支柱４００Ａ〜４００Ｄは、たとえば図４Ａに示すように、誘導ピックアップ１１２Ｂの断面に巻き付くかまたは断面を取り囲むことなどによって、誘導ピックアップ１１２Ｂに機械的に固定されうる。支柱４００Ａ〜４００Ｄを機械的に結合する他の技法は、ハウジング４１０、誘導ピックアップ１１２Ｂなどの１つまたは複数に支柱４００Ａ〜４００Ｄの１つまたは複数を溶接するかまたは付着させることを含みうる。

一般的に、埋め込み中に血管内送出システムのアクチュエータコンポーネントにシード１１０Ｂを一時的に固定するために、リテイナ軸４６５が設けられうる。
一部の実施例では、図３Ａ、３Ｂ、４Ａ、４Ｂに示すシード１１０Ａおよび１１０Ｂの１つまたは複数の要素は、血塊または血栓形成を抑制するために、抗凝固剤または他の処置剤をコーティングされうる。一部の実施例では、シード１１０Ａ、１１０Ｂの１つまたは複数の要素は、組織内部成長を増大させるために、表面処理で仕上げられうる。一部の実施例では、シード１１０Ａ、１１０Ｂは、組織１０２内に組込まれうる。こうした埋め込みは、血栓塞栓症の可能性を低減し、また同様に、所望の電気刺激を達成する閾値エネルギーを低減させうる（たとえば、心筋ペーシング閾値電圧の低減）。

組織内部成長増大処理の例は、表面粗化またはテクスチャリングあるいは１つまたは複数の他の孔隙率増大処理を含む。組織内部成長増大表面仕上げで処理されうる要素の例は、支柱構造（複数可）３００Ａ〜３００Ｄ、４００Ａ〜４００Ｄ、誘導ピックアップ１１２Ａまたは１１２Ｂ、円柱ハウジング３１０または４１０などを含む。

いくつかの実施例では、シード１１０Ａおよび１１０Ｂの１つまたは複数の要素は、ｘ線医療イメージング中における埋め込まれたコンポーネントの可視性を高めるためなどに、ｘ線不透過性のために選択されうる１つまたは複数の材料を含みうる。

図５は、カテーテル５７０によって形成される管腔５７１を通って、無線電気刺激ノードハウジング５１０を搬送するかまたは通過させるなどのための、細長い血管内送出カテーテル５７０を含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す部分断面図である。

一部の実施例では、鎖骨下静脈または大腿動脈を介して、静脈アクセスが達成されうる。たとえば、ガイドカテーテルが心臓１０２Ａの心内膜領域に対するアクセスを達成すると、たとえば図５に示す送出カテーテル５７０が、ガイドカテーテルの管腔を通って経管的に通過させられうる。送出カテーテル５７０は、心臓組織ターゲット１０２に近い端部で開放状態でありうる。送出カテーテル５７０は、心血管無線電気刺激ノードハウジング５１０、拡張可能な誘導ピックアップ５１２、および１つまたは複数の拡張可能な支柱５００Ａ、５００Ｂが、カテーテル５７１を介して１つまたは複数の血管を通して送られ、組織ターゲット１０２において心臓内に完全に心内膜に埋め込まれることを可能にするように、管腔５７１を形成する中空断面積が十分に大きくなりうる。

シードハウジング５１０の回転位置およびシードハウジング５１０の送出カテーテル５７０の長さに沿う位置は、ある実施例では、中空柔軟アクチュエータ５７２などによって操作されうる。アクチュエータ５７２は、シードハウジング５１０に接続されうるリテイナピン５６５に機械的に結合されうる。指状アダプタ５７４は、リテイナピン５６５に係合し、ロック用ワイヤ５７３を使用することなどによって、リテイナピン５６５を指状アダプタ５７４上の対応する窪みに変位させるために使用されうる。

身体の外側の送出カテーテルの遠位端において、アクチュエータ５７２に回転または併進（たとえば、摺動）力を加えるなどのために、プランジャまたは他の同様なマニピュレータが使用されうる。たとえば、螺旋ティン固定デバイス５５５が使用される場合、アクチュエータ５７２は、シードハウジング５１０の埋め込み中に所望の深さを達成するなどのために、心筋組織１０２内にティン５５５をねじ込むための回転力をシードハウジング５１０に伝達しうる。

埋め込み手技中に、１つまたは複数の支柱５００Ａ、５００Ｂは、シードの機械的ハウジング５１０に誘導ピックアップ５１２を結合するのに使用されうる。支柱５００Ａ、５００Ｂは、送出中に断面積を減少させるなどのために、折畳まれたまたは圧壊された形態で送出されうる。図５に示すような実施例では、支柱５００Ａ、５００Ｂおよび誘導ピックアップ５１２は、ハウジング５１０の本体に平行に直線状に折畳まれうる。別の実施例では、埋め込み中の全組立体の正味の長さをさらに減少させるために、支柱５００Ａ、５００Ｂおよび誘導ピックアップ５１２は、ハウジング５１０に螺旋状に巻き付けられうる。固定デバイス５５５の所望の深さが達成されると、ロック用プルワイヤ５７３が引っ張られうる。たとえば、送出カテーテル５７０の遠位端において独立したマニピュレータに取り付けられる場合、プルワイヤ５７３は、マニピュレータを引っ張ることによって取外されうる。ロック用プルワイヤ５７３が引っ張られてリテイナピン５６５から切離されると、送出カテーテル５７０およびアクチュエータロッド５７２の全体が、心臓組織壁１０２Ａから離れるように引っ張られうる。これは、シードハウジング５１０および固定具５５５が留まることを可能にする。

図６は、図５と同様であるが、プルワイヤ５７３の除去、送出カテーテル５７０の、管腔５７１などの中空領域を通したアクチュエータロッド５７２および指状アダプタ５７４の引き込み、および、心臓組織壁１０２Ａからのカテーテル５７０の引き込みを含む、無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す部分断面図である。この実施例では、リテイナピン５６５は、もはや捕捉的でなく、したがって、シード組立体１１０Ｃは、心臓組織ロケーション１０２Ａ、１０２に留まる。

一部の実施例では、送出カテーテル５７０が心臓組織壁１０２Ａから離れるように引っ張られると、誘導ピックアップ５１２は、たとえば２センチメートルの外径まで拡張しうる。図５に示すように折畳まれるときの誘導ピックアップ５１２のサイズは、図６に示すように拡張したときの誘導ピックアップ５１２のサイズに関連しうる。誘導ピックアップ５１２の拡張した外径は、送出カテーテル５７０を使用した血管内送出を可能にするように選択されうる。

送出カテーテル５７０の、管腔５７１などの中空領域から切離されると、形状記憶機械的支柱５００Ａ、５００Ｂは、自己拡張型形状記憶材料を使用することなどによって、誘導ピックアップ５１２を拡張させうる。ある実施例では、さらなる拡張力および形状記憶が、支柱５００Ａ〜５００Ｂから分離しうる機械的支持体を備える誘導ピックアップ５１２自体によって提供されうる。誘導ピックアップおよび誘導アンテナ構成の実施例については図７〜９を参照されたい。

図３Ａ〜３Ｂおよび図４Ａ〜４Ｂと同様に、固定デバイス５５５は、心筋１０２内の所定の深さなどにシード１１０Ｃを保持するのに役立ちうる。アノード電極５５０およびカソード電極５６０は、電気刺激エネルギーを提供する。

図７は、誘導組立体７００を含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す部分断面図である。この実施例では、誘導組立体７００は、ワイヤループの巻線７１０Ａ、７１０Ｂおよび機械的支持体７０５を含む。この実施例では、ワイヤループ巻線７１０Ａ、７１０Ｂを囲むなどのために、局所封止剤７２０が提供されうる。いくつかの実施例では、機械的支持体７０５とワイヤループ巻線７１０Ａ、７１０Ｂの両方を囲むなどのために、バルク封止剤７３０が提供されうる。組立体７００の断面図は、（図３Ａ〜３Ｂに示すような）シードデバイスの一部分として含まれる誘導ピックアップ、または、たとえば（図１に示すような）無線エネルギー源の一部分として含まれる誘導アンテナを記述しうる。

図７に示す実施例では、複数の巻線７１０Ａ、７１０Ｂが、機械的支持体７０５に隣接してまたはその近くに配設されうる。巻線７１０Ａ、７１０Ｂは、柔軟絶縁ワイヤで構築されうる。個々の巻線７１０Ａ、７１０Ｂは、それ自体、向上した柔軟性を提供するなどのために非絶縁ワイヤの複数のストランドで構築されうる。ある実施例では、図１２の実施例に関して以下で説明されるように、柔軟性と向上した磁気性能を提供するなどのためにリッツ（Ｌｉｔｚ）ワイヤ（たとえば、銀ワイヤの複数のストランドを備える）が選択されうる。別の実施例では、絶縁銀ワイヤが、ワイヤループ７１０Ａ、７１０Ｂの１つまたは複数のために使用されうる。

図示する実施例では、封止剤７２０は、個々のワイヤループ７１０Ａ、７１０Ｂ間の巻線間エリア内への血液または水分の進入を阻止するかまたは防止するのに役立ちうる。封止剤７２０はまた、巻線ループ７１０Ａ、７１０Ｂの相対的な間隔および位置を保持するなどのために、巻線ループ７１０Ａ、７１０Ｂを共に固着するのに役立ちうる。水分の進入を防止し、巻線を安定化することは、経時的なまたは埋め込み中などの電気性能の変動を低減するのに役立ちうる（たとえば、誘導組立体のインダクタンスおよび巻線間キャパシタンスが安定状態のままになりうる）。

埋め込み中の拡張を容易にするために、柔軟性など弾性のため、または、バルク封止剤７３０が使用されない場合など生体適合性のための、封止剤７２０が選択されうる。医療等級シリコーンなどの封止剤７２０用の材料は、弾性と生体適合性の両方を提供しうる。

いくつかの実施例では、バルク封止剤７３０は、誘導ピックアップ組立体７００を保護すると共に、誘導ワイヤループ７１０Ａ、７１０Ｂを機械的支持体７０５に固定するのに役立ちうる。バルク封止剤の例は、生体適合性オーバモールディング化合物、ヒ−トシンクチュービング、シリコーン、または、柔軟性および生体適合性のために選択されうる他の材料を含みうる。図７に示す実施例における、誘導組立体７００の最も外側の露出表面、バルク封止剤７３０は、図３Ａ〜３Ｂ、４Ａ〜４Ｂに関して説明した仕上げまたは処理と同様に、組織内部成長を促進する物質か、抗凝固物質か、または両方で処理されうる。封止剤は、種々の考えられるオーバモールディングまたは被覆材料を含みうる。封止剤は、完全にボイドが無い空間をもたらす必要はない。たとえば、封止剤は、組立体７００の１つまたは複数の他の要素の貫入を許容しうる。たとえば、一部の実施例では、先の図で述べたような１つまたは複数の支柱構造は、機械的支持体７０５に対する機械的または他の付着を達成するなどのために、封止材料７３０に貫入しうる。いくつかの実施例では、こうした支柱構造は、封止材料７３０に機械的にまたはその他の方法で付着しうる。いくつかの実施例では、多孔性のまたは粗化された外部表面が、組織内部成長を促進するなどのために、封止材料７３０上に意図的に生成されうる。いくつかの実施例では、単一の絶縁ワイヤ巻線ループ７１０Ａだけが、別個の支持体が無い状態で使用される。

図８は、機械的支持体８００または「コア（ｃｏｒｅ）」を取り囲むために同軸に巻かれた螺旋ワイヤループ８０２を含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例の斜視図を一般的に示す図である。この実施例では、非導電性ギャップまたは不連続部８０１が、機械的支持ループ８００に沿って配置される。ギャップ８０１は、導電性材料がコア８００に使用されるときに、コア８００の「短絡２次効果（ｓｈｏｒｔｅｎｅｄ ｓｅｃｏｎｄａｒｙ ｅｆｆｅｃｔ）」によって誘発される損失を低減しうる。こうした損失は、たとえば機械的支持ループ８００における誘発された渦電流のせいでありうる。短絡２次効果は、コア８００が、ワイヤループ８０２に磁気的に結合した短絡した変圧器巻線のように働くときに起こる。こうした損失の電気的作用は、動作時における効率の低下または高Ｑ誘導アンテナ／誘導ピックアップ対の脱同調を含みうる。これは、「アンテナ引込み（ａｎｔｅｎｎａ ｐｕｌｌｉｎｇ）」と呼ばれうる。ギャップ８０１を導入することは、コア８００によって形成された誘発電流ループを解体し、損失またはアンテナ引込み効果を低減しうる。

図９は、図８と同様であるが、機械的支持体９００の面上に螺旋で巻かれたワイヤループ９０２を含み、かつ、図８に関して先に説明したギャップと同様の非導電性ギャップ９０１を含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例の斜視図を一般的に示す図である。図８〜９に示す実施例は、誘導ワイヤループ８０２、９０２の異なる物理的配置構成が、機械的支持体８００、９００などに関して使用されうることを実証する。一部の実施例では、図８〜９は、心内膜ロケーション内または冠血管系内に埋め込まれることが可能な生体適合性誘導アンテナまたは誘導ピックアップ組立体を形成するなどのために、図７で説明した封止剤または表面処理と組合されうる。

図１０は、図１と同様であるが、患者身体１０１０内部の心臓ロケーション１０２における１つまたは複数の埋め込み型無線電気刺激ノード１００５Ａ、１００５Ｂによって捕捉されうる時間的に変化する磁束１０１４を生成するように構成される外部デバイス１０４０を含む無線電気刺激システム１０００の少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。たとえば、外部デバイス１０４０は、治療コントロールユニットおよび無線エネルギー送信源を備える医師プログラマユニットでありうる。いくつかの実施例では、外部デバイス１０４０は、オンデマンドでまたは外部デバイス１０４０によって確立されたプログラムに従って歩行可能な（ａｍｂｕｌａｔｏｒｙ）電気刺激治療を提供するなどのために、患者によって外部に装着されるデバイスを含みうる。いくつかの実施例では、（たとえば、経皮的冠動脈インターベンションまたは他の関連する処置と共に）短期的な電気刺激治療が所望される場合などに、外部デバイス１０４０は、電気刺激治療が所望される短い期間などに、ベッド、ベスト、帽子、髪、または、患者によって装着されるかまたは患者の近くに配置されうる他の装置内に組込まれうる。

図１１は、無線電気刺激ノードを含む、実施されうるプロセス１１００の少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。いくつかの実施例では、無線電気刺激ノードは、患者の身体内のロケーションに送出される１１０５。自己拡張型材料を使用して、あるいは、図５〜６に示すカテーテル送出システムを通して通過させられるような、１つまたは複数のマニピュレータを使用してなどで、誘導ピックアップは、そのロケーションにおいて拡張される１１１０。磁束が、別個の誘導アンテナによって生成され、誘導ピックアップに結合される１１１５。誘導ピックアップで誘発される結果として得られる電圧は、エネルギー捕捉をもたらす１１２０。捕捉されたエネルギーは、貯蔵されうるか、または、コマンドによって即座に送出されうる。いくつかの実施例では、図１１に示すように、無線電気刺激ノードは、治療コントロールユニットからのコマンドなどの、組織電気刺激を始動するコマンドを待ちうる１１２５。コマンドを受信すると、無線電気刺激ノードは、その後、組織電気刺激を送出する１１３０。一部の実施例では、コマンドおよび電気刺激用のエネルギーを提供する時間的に変化する磁束は同じでありうる（たとえば、適切な磁束信号の受信によって、たとえば、図２に関して上述したように、所定の周波数範囲内で、または、所定の継続時間の間、ほぼ瞬時の電気刺激を提供する）。

図１２は、無線電気刺激ノード誘導ピックアップ受信機で予測される出力電圧（「Ｖｃａｌｃ」）の解析の実施例を示すプロットである。対応する実際の測定される出力電圧（「Ｖｍｅａｓ」）は、無線電気刺激ノードの実験プロトタイプの誘導ピックアップ受信機の出力電極にわたって測定されうる。測定される出力電圧（「Ｖｍｅａｓ」）は、試験負荷に結合される、無線電気刺激ノードの電気刺激電極にわたって測定される電気刺激波形の立ち上がりエッジに関して測定されるピーク電圧に相当する。

両方の電圧（「Ｖｃａｌｃ」、「Ｖｍｅａｓ」）は、（１）エネルギー送信源誘導アンテナ（送信機）と（２）無線電気刺激ノード誘導ピックアップ（受信機）との間の間隔（たとえば、センチメートル単位）に対してプロットされうる。

図１２に関して述べる実験プロトタイプを例として構築するのに使用される材料および電気パラメータは表１に述べられる。図１２に示す計算された予測出力電圧（「Ｖｃａｌｃ」）は、式（２）および表１に示す電気パラメータを使用して｜Ｖ_Ｌ｜を計算することによって推定されうる。

図１３は、（１）エネルギー送信源誘導アンテナ（送信機）の実施例と（２）無線電気刺激ノード誘導ピックアップ（受信機）の実施例との間の所与の間隔に関連する、数値的に推定される電力効率η（パーセント（％）単位）および電池寿命（月単位）を示す効率解析からのプロットの実施例である。

電力結合効率ηは、表１の電気パラメータなどを使用して式（１）から計算されうる。ペーシングベンチマークとして、たとえば８ｃｍのコイル間隔において｜Ｖ_Ｌ｜＝３．６ボルトの出力電圧を仮定すると、出力電力は、ペーシングパルスの継続時間について、｜Ｖ_Ｌ｜２／（２Ｒ_Ｌ）＝〜０．０１３ワットとして計算されうる。

平均電力出力は、この値をデューティサイクルで乗算することによって計算されうる。心臓ペーシングパルス継続時間の実施例は５００μｓｅｃであり、サイクル長の実施例は８５０ｍｓｅｃ（〜７０心拍動／分に相当する）である。結果として得られるデューティサイクルは０．０００５９であり、３．６ボルトペーシング振幅についての平均出力電力は約７．５μＷである。

入力電力は、計算された出力電力、この実施例の場合、７．５μＷを、式（１）から計算された電力結合効率ηで割り、たとえば送信機内のマイクロプロセッサまたはマイクロコントローラによって消費される静電力を加算することによって計算されうる。こうした静電力は、例証的な実施例では、０．４２５μＷでありうる。最小３．６ボルトペーシング振幅を仮定すると、図１２は、表１の実施例で指定される電気パラメータを仮定して、送信機コイルと受信機コイルとの間のある範囲の間隔について電力結合効率η（パーセント（％）単位）を示す。

電池のワット−時間容量を出力電力使用で割ることは、電池寿命の推定値を与える。２５グラムリチウム充電式電池は、約１２ワット−時間の有効（回復可能）エネルギーを含む。図１３は、表１の実施例で指定される電気パラメータを仮定し、かつ、例証的な実施例では、埋め込み型送信機電池にとって利用可能な１２ワット−時間充電を仮定すると、送信機コイルと受信機コイルとの間の種々の間隔についての電池寿命（月単位）を示す。

図１３に示す実施例では、約３ヶ月以上の電池寿命は、３．６ボルト以下のペーシング出力電圧における８ｃｍ以下の受信機間隔について実行可能でありうる。
受信電力は、送信機コイルの平面と受信機コイルの平面との間の角度が、ゼロ度からずれるにつれて減少する（結合効率κを減少させる）ことになり、向き感度をもたらす。一部の実施例では、複数の平面内の複数の送信コイルおよびさらに単一平面内の複数のコイルは、こうした向き感度を減少させるのに役立ちうる。複数の受信機コイルは、送信機の遠方場においてさらなるエネルギーをほとんど消費せず、複数の受信機が誘導送信機の近くで動作する実施例を可能にする。

先に説明したいくつかの実施例では、たとえば拡張型心臓の場合でも、右心室（ＲＶ）中隔に対して設置されうる送信機誘導アンテナと、左心室（ＬＶ）自由壁上の心内膜に配置されうる１つまたは複数のループ受信機について、８ｃｍの有効範囲が適しうる。一部の実施例では、心尖ＬＶ自由壁上の誘導受信機は、ＲＶ内の送信機または外部送信機から４〜６ｃｍだけ分離されうる。

図１４は、図１と同様であるが、皮下誘導アンテナを含む無線電気刺激システムの少なくとも一部分の実施例を一般的に示す図である。一部の実施例では、埋め込み型送信機誘導アンテナ１４０８は、心臓１０２内の心内膜に配置される必要はなく、患者１０１０の胸部上で皮下に、または、心臓１０２に隣接する心膜空間内に設置されてもよい。

誘導アンテナ給電ワイヤ組立体１４０６は、（１）給電ワイヤ組立体１４０６の遠位端における誘導アンテナ１４０８と、（２）給電ワイヤ組立体１４０６の近位端における埋め込み型心臓調律管理デバイス１４２０との間に電気結合されうる。一部の実施例では、誘導アンテナ１４０８は、電気刺激電極組立体１００５Ａ、１００５Ｂによって捕捉される時間的に変化する磁束を生成する。

一部の実施例では、誘導アンテナ１４０８および給電ワイヤ組立体１４０６は、たとえば心内膜柔軟リード線システムと同様に構築されうる（たとえば、生体適合性シリコーン外部ジャケットは、給電ワイヤ組立体１４０６の外側表面のために選択され、互いに絶縁された１つまたは複数のコイル状金属導体は、誘導アンテナ１４０８に電力供給するために組立体１４０６の内部で使用されうる）。
追加事項
上述した説明は、詳細な説明の一部を形成する添付図面に対する参照を含む。図面は、例証として、本発明が実施されうる特定の実施形態を示す。これらの実施形態はまた、本明細書で「実施例」とも呼ばれる。こうした実施例は、示し述べた要素以外の要素を含みうる。しかし、本発明は、示し述べる要素だけがそこで提供される実施例も企図する。

本文書で参照される全ての出版物、特許、および特許文書は、参照により個々に組込まれるかのように、参照によりその全体が本明細書に組込まれる。本文書と、参照により組込まれる文書との間に矛盾する使用法がある場合、組込まれる参照（複数可）における使用法は、本文書の使用法を補助するものと考えられるべきである。すなわち、両立しない矛盾については、本文書における使用法が規制する。

本文書において、用語「１つの」は、特許文書で一般的であるように、「少なくとも１つ」または「１つまたは複数」の任意の他の例または使用と独立に、１つまたは２つ以上を含むために使用される。本文書では、用語「または」は、非排他的な「または」を指すのに使用される。したがって、特に指示されない限り、「ＡまたはＢ」は「ＡであるがＢではない」、「ＢであるがＡではない」および「ＡおよびＢ」を含む。添付特許請求の範囲では、用語「含む」は、用語「備える」の平易な等価物として使用される。同様に、添付特許請求の範囲では、用語「含む」および「備える」は、無制限（ｏｐｅｎ−ｅｎｄｅｄ）である、すなわち、特許請求項の範囲においてこうした用語の後に挙げられる要素以外の要素を含むシステム、デバイス、製品またはプロセスは、依然として特許請求項の範囲内に入ると考えられる。さらに、添付特許請求の範囲では、用語「第１の」、「第２の」および「第３の」などは、単にラベルとして使用され、その物体に対して数値要件を課すことを意図されない。

本明細書で述べる方法実施例は、少なくとも部分的に、機械実施式であるかまたはコンピュータ実施式でありうる。一部の実施例は、上記実施例で述べた方法を実施するよう電子デバイスを構成するように働く命令をエンコードされるコンピュータ読取り可能媒体または機械読取り可能媒体を含みうる。こうした方法の実施態様は、マイクロコード、アセンブリ言語コード、高レベル言語コード、または同様なものなどのコードを含みうる。こうしたコードは、種々の方法を実施するためのコンピュータ読取り可能命令を含みうる。コードは、コンピュータプログラム製品の所定部分を形成してもよい。さらに、コードは、実行中、または、他の時点で、１つまたは複数の揮発性または不揮発性コンピュータ読取り可能媒体上に触知可能に格納されてもよい。これらのコンピュータ読取り可能媒体は、ハードディスク、取外し可能磁気ディスク、取外し可能光ディスク（たとえば、コンパクトディスクおよびデジタルビデオディスク）、磁気カセット、メモリカードまたはスティック、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、読取り専用メモリ（ＲＯＭ）、ならびに同様なものを含んでもよいが、それに限定されなくてもよい。

先の説明は、例証的であり、制限的でないことを意図される。たとえば、上述した実施例（またはその１つまたは複数の態様）は、互いに組合せて使用されてもよい。先の説明を検討することによって、他の実施形態が当業者などによって使用されうる。要約は、読者が技術的開示の特質を迅速に確認することを可能にするために提供される。要約は、特許請求項の範囲または意味を解釈するかまたは制限するために使用されることがないという理解によって提出される。同様に、上記詳細な説明では、種々の特徴は、開示を簡素化するために共にグループ化されてもよい。このことは、未請求の開示特徴が、任意の特許請求項に必須であることを意図するものとして解釈されるべきでない。むしろ、本発明の主題は、特定の開示される実施形態の全ての特徴より少ない特徴に存在する可能性がある。そのため、添付特許請求項は、詳細な説明に組込まれ、各請求項は、別個の実施形態として自分自身を主張する。本発明の範囲は、添付特許請求の範囲を参照して、添付特許請求の範囲が権利を与えられる等価物の全範囲と共に確定されるべきである。

Claims (24)

1. 無線電気刺激システムであって、
   誘導アンテナを含み、時間的に変化する磁束を生成するように構成された無線エネルギー送信源と、
   経皮経管的カテーテル送出システムを使用して埋め込み可能であるように寸法決定されかつ形作られた心血管無線電気刺激ノードであって、
   組織電気刺激を生成するのに少なくとも十分な誘導結合エネルギーを前記誘導アンテナから捕捉するように構成された受信機回路であって、該受信機回路は、前記時間的に変化する磁束を結合するように構成された機械的に拡張可能な誘導ピックアップであって、１．１より小さい比透磁率を含むコア材料を含む前記機械的に拡張可能な誘導ピックアップを含む、前記受信機回路と、
   前記受信機回路に結合され、前記受信機回路によって捕捉されたエネルギーを、所定の組織電気刺激波形として送出するように構成され、少なくとも１つの組織電気刺激電極を含む組織電気刺激回路と
   を含む、前記心血管無線電気刺激ノードと、
   組織電気刺激ノードに通信可能に結合され、前記組織電気刺激電極による組織電気刺激の送出を始動するように構成される治療コントロールユニットと
   を備えるシステム。
2. 前記心血管無線電気刺激ノードは、血管内送出のために構成されかつ寸法決定されている、請求項１に記載のシステム。
3. 前記受信機回路は、
   前記時間的に変化する磁束によって転送される誘導結合エネルギーを貯蔵するように構成されるエネルギー貯蔵デバイスを含み、
   前記エネルギー貯蔵デバイスは、最大限１ミリジュールのエネルギーを貯蔵するように構成され、
   前記組織電気刺激は、前記誘導結合エネルギーの転送の打切り後１分以下で、前記エネルギー貯蔵デバイスの枯渇により阻止される、請求項１乃至２のいずれか１項に記載のシステム。
4. 前記組織電気刺激回路は、
   前記受信機回路と前記組織刺激電極との間に結合された整流器と、
   前記組織刺激電極と前記受信機回路との間に結合された直流遮断デバイスと
   を含み、
   前記少なくとも１つの組織電気刺激電極は、心臓組織に結合されるように構成されるカソードを含み、
   前記少なくとも１つの組織電気刺激電極は、心臓組織に結合されるように構成されるアノードを含み、
   前記組織電気刺激回路は、５００オーム等価負荷に結合される場合、０．４ミリ秒のパルス幅の少なくとも２．５Ｖピーク振幅の電気刺激パルスを、前記アノードと前記カソードとの間で生成することが可能であるように構成される、請求項１乃至３のいずれか１項に記載のシステム。
5. 前記心血管無線電気刺激ノードは、
   機械的に拡張可能な誘導ピックアップであって、
   絶縁ワイヤループと、
   前記絶縁ワイヤループに機械的に結合する形状記憶材料のループであって、形状記憶材料のループの少なくとも一部分は非導電性である、前記形状記憶材料のループを含む拡張可能機械的支持体と
   を含む前記機械的に拡張可能な誘導ピックアップと、
   ハウジングであって、
   前記絶縁ワイヤループに導電的に結合する受信機回路電荷貯蔵デバイスと、
   前記組織電気刺激回路と
   を含み、前記形状記憶材料のループによって包囲される空間内に配設される、前記ハウジングと、
   形状記憶材料からなり、前記形状記憶材料のループを円柱ハウジングに固定するように構成される支柱と
   を含む、請求項１乃至４のいずれか１項に記載のシステム。
6. 前記誘導ピックアップの少なくとも一部分を包囲するように構成される生体適合性誘電性封止剤を備える、請求項５に記載のシステム。
7. 前記無線エネルギー送信源は、前記時間的に変化する磁束のバーストパルス継続時間を変更するように構成され、前記組織電気刺激回路は、前記整流器の出力に結合される電圧クランプデバイスを含み、前記電気刺激パルスのエネルギー含有量は、前記電圧クランプデバイスの両端の電圧が実質的に電圧クランプデバイス閾値電圧以上である場合に、前記バーストパルス継続時間によって制御される、請求項５乃至６のいずれか１項に記載のシステム。
8. 前記誘導ピックアップは、拡張すると、２ｃｍ以下の最大外径になるように構成され、
   前記ハウジングは、２ｍｍ以下の円柱径および５ｍｍ以下の長さから成り、
   前記円柱ハウジングおよび心臓組織取り付け機構の全長は、１０ｍｍの公称最小心筋組織壁厚以下である、請求項５乃至７のいずれか１項に記載のシステム。
9. 前記無線エネルギー送信源は、５００キロヘルツと５メガヘルツとを含む、５００キロヘルツから５メガヘルツまでの周波数範囲内の所定の受信機共振周波数で前記時間的に変化する磁束を生成するように構成され、前記無線エネルギー送信源は、前記誘導結合エネルギーを、少なくとも１％の電力結合効率で送出するように構成される、請求項１乃至８のいずれか１項に記載のシステム。
10. 前記無線エネルギー送信源および前記治療コントロールユニットは共に、前記無線電気刺激ノードを含む患者の身体の外部に配置されるように構成される、請求項１乃至９のいずれか１項に記載のシステム。
11. 前記無線エネルギー送信源および前記治療コントロールユニットを含む電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットを備える、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載のシステム。
12. 前記無線エネルギー送信源は、
    埋め込み型柔軟リード線を含み、前記埋め込み型柔軟リード線は、
    埋め込み型無線電気刺激ノードの近くに配置されるように構成される遠位端と、
    前記電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットのハウジングに、または、その近くに配置されるように構成される近位端と、
    前記リード線の内部に配設され、かつ、前記電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットの前記ハウジングに導電的に結合される少なくとも２つのアンテナ給電導体と、
    前記リード線の前記遠位端に配設され、かつ、前記リード線の前記近位端で前記少なくとも２つのアンテナ給電導体に導電的に結合される前記誘導アンテナと
    を含み、
    前記治療コントロールユニットは、前記少なくとも２つのアンテナ給電導体に電力供給するように構成される、請求項１１に記載のシステム。
13. 方法であって、
    心血管無線電気刺激ノードを身体内ロケーションに送出すること、
    無線電気刺激ノード誘導ピックアップを拡張させること、
    時間的に変化する磁束を生成すること、
    前記時間的に変化する磁束を前記無線電気刺激ノード誘導ピックアップに結合させること、
    無線電気刺激ノード誘導ピックアップワイヤループを１．１より小さい比透磁率のコア材料を用いて構成すること、
    組織電気刺激を送出するのに少なくとも十分な誘導結合エネルギーを捕捉すること、
    所定の組織電気刺激波形の送出の始動を制御すること、
    始動に応答して、所定の組織電気刺激波形を送出すること
    を含む方法。
14. 血管経路を通して身体内ロケーションへ心血管無線電気刺激ノードを送出することを含む、請求項１３に記載の方法。
15. 前記無線電気刺激ノードに含まれるエネルギー貯蔵デバイス内に前記誘導結合エネルギーを貯蔵すること、
    前記エネルギー貯蔵デバイス内への１ミリジュールより大きいエネルギーの貯蔵を阻止すること、
    前記時間的に変化する磁束を打切ること、
    前記エネルギー貯蔵デバイスを枯渇させること、
    前記エネルギー貯蔵デバイスを枯渇させることに応答して、前記時間的に変化する磁束の打切り後１分を越えて前記組織電気刺激の送出を阻止すること
    を含む、請求項１３に記載の方法。
16. 前記時間的に変化する磁束を整流すること、
    カソードを心臓組織に結合させること、
    アノードを心臓組織に結合させること、
    ５００オーム等価負荷に結合されると、０．４ミリ秒のパルス幅の少なくとも２．５Ｖピーク振幅の電気刺激パルスを、前記アノードと前記カソードとの間で生成すること、
    組織刺激電極と受信機回路との間で直流の通過を遮断すること
    を含む、請求項１３に記載の方法。
17. 前記誘導ピックアップワイヤループを絶縁すること、
    前記誘導ピックアップワイヤループを形状記憶機械的支持体に機械的に結合させること、
    心臓組織壁の近くで形状記憶拡張可能機械的支持体を所定のループ形状に拡張させること、
    前記形状記憶拡張可能機械的支持体の周縁に沿って非導電性部分を形成すること、
    前記形状記憶機械的支持体を円柱ハウジングに機械的に結合させること、
    前記形状記憶機械的支持体によって包囲される空間内に前記円柱ハウジングを配設すること
    を含む、請求項１６に記載の方法。
18. 前記誘導ピックアップの少なくとも一部分を、生体適合性誘電性封止剤を用いて包囲することを含む、請求項１６に記載の方法。
19. 前記時間的に変化する磁束のバーストパルス継続時間を変更すること、
    前記時間的に変化する磁束を整流することによって生成される電圧をクランプすること、
    電圧クランプデバイスの両端の電圧が実質的に電圧クランプデバイス閾値電圧以上である場合に、前記時間的に変化する磁束の前記バーストパルス継続時間を変更することによって、前記電気刺激パルスのエネルギー含有量を制御すること
    を含む、請求項１７に記載の方法。
20. 拡張時２ｃｍ以下の最大外径まで前記誘導ピックアップを拡張させること、
    前記円柱ハウジングを２ｍｍ以下の径に制限すること、
    前記円柱ハウジングを５ｍｍ以下の長さに制限すること、
    前記円柱ハウジングおよび心臓組織取り付け機構の全長を、１０ｍｍの公称最小心筋組織壁厚以下に制限すること
    を含む、請求項１７に記載の方法。
21. ５００キロヘルツと５メガヘルツを含む、５００キロヘルツから５メガヘルツまでの周波数範囲内の所定の受信機共振周波数で前記時間的に変化する磁束を生成すること、
    少なくとも１％の電力結合効率で前記誘導結合エネルギーを転送すること
    を含む、請求項１３に記載の方法。
22. 患者の身体の外部のロケーションから前記時間的に変化する磁束を生成すること、
    前記患者の身体の外部のロケーションから組織電気刺激を始動させること
    を含む、請求項１３に記載の方法。
23. 電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニットを身体内ロケーションに送出すること、
    誘導アンテナを前記埋め込み型心臓調律管理ユニットに導電的に結合させること、
    前記誘導アンテナを使用して前記時間的に変化する磁束を生成すること、
    前記埋め込み型心臓調律管理ユニットを使用して組織電気刺激を始動させること
    を含む、請求項１３に記載の方法。
24. 埋め込み型無線電気刺激ノードの近くに埋め込み型柔軟リード線の遠位端を配置すること、
    前記誘導アンテナを前記埋め込み型柔軟リード線の前記遠位端に機械的に結合させること、
    電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニット治療コントロールユニットのハウジングに、または、その近くに、心血管埋め込み型柔軟リード線の近位端を配置すること、
    前記埋め込み型柔軟リード線内に少なくとも２つのアンテナ給電導体を配置すること、
    前記電池駆動式埋め込み型心臓調律管理ユニット治療コントロールユニットのハウジングから前記誘導アンテナまで前記少なくとも２つのアンテナ給電導体を導電的に結合させること、
    前記少なくとも２つのアンテナ給電導体に電力供給すること
    を含む、請求項２３に記載の方法。

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