JP2020171851A

JP2020171851A - 医療デバイスに供給される無線エネルギーの伝送を制御する装置

Info

Publication number: JP2020171851A
Application number: JP2020130828A
Authority: JP
Inventors: フォーセル，ペーター; Forsell Peter
Original assignee: Implantica Patent Ltd
Current assignee: Implantica Patent Ltd
Priority date: 2007-10-16
Filing date: 2020-07-31
Publication date: 2020-10-22
Also published as: US8965525B2; WO2009051536A1; CA3083704A1; US8463395B2; CA2739852C; US10974057B2; US9026222B2; US8825173B2; EP2209524A1; BRPI0818632A2; WO2009051541A1; JP2022180559A; US20100211134A1; US20140152246A1; US20100211133A1; US20210260388A1; US20100222849A1; JP2018111026A; EP2211990A4; MX2010004087A

Abstract

【課題】患者に移植された医療デバイス（１００）にエネルギーを供給する方法および装置において、無線エネルギーが、患者の外部に配置された外部エネルギー源（１０４）から送られ、かつ患者の内部に配置され、受け取ったエネルギーを医療デバイスに直接または間接的に供給する内部エネルギー受信器（１０２）によって受け取られる。【解決手段】内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーと医療デバイスに使用されるエネルギーとのエネルギー・バランスが求められ、次に、求められたエネルギー・バランスに基づいて無線エネルギーの伝送が制御される。したがって、エネルギー・バランスは、過度の温度上昇を生じさせずに医療デバイスを適切に動作させるのに十分な正しいエネルギー必要量を正確に示す。【選択図】図１

Description

本発明は概して、患者に移植された医療デバイスに無線エネルギーを供給する方法およ
び装置に関する。特に、本発明は、患者の外部のエネルギー源から患者の内部のエネルギ
ー受信器に伝送されるエネルギーの量の制御に関する。

患者の体内に移植されるように構成された医療デバイスは通常、電力によって操作され
る。このような医療デバイスは、様々な身体機能を支援または刺激するように構成された
電気的刺激部材および機械刺激部材、モータ、ポンプなどを含む。このような移植された
医療デバイスには、同様に移植された電池、あるいは必要な量の電力を外科手術を繰り返
し行う必要無しに間欠的または連続的に供給することのできる外部エネルギー源から電力
を供給することができる。

外部エネルギー源は、患者の内部に配置され、医療デバイスに接続され、受け取ったエ
ネルギーを医療デバイスに供給する移植された内部エネルギー受信器に、無線エネルギー
を伝送することができる。このように無線エネルギーを伝送することのできるいわゆるＴ
ＥＴ（経皮エネルギー伝送Transcutaneous Energy Transfer）デバイスが公知である。そ
れによって、医療デバイスを電池などの外部エネルギー源に接続する場合に、皮膚を貫通
するリード線を使用する必要が無くなる。

ＴＥＴデバイスは通常、好ましくは患者の皮膚のすぐ下に移植された内部エネルギー受
信器内の二次コイルに電圧を誘導することによって任意の量の無線エネルギーを誘導的に
伝送するように構成された一次コイルを含む外部エネルギー源を備える。一次コイルが皮
膚の近くに、二次コイルに隣接してかつ二次コイルに対して整列して位置するとき、すな
わち、一次コイルの対称軸が二次コイルの対称軸に平行であるときに、最高の伝送効率が
得られる。

通常、移植された医療デバイスを動作させるのに必要なエネルギーの量は、デバイスの
動作特性に応じて経時的に変化する。たとえば、デバイスは、ある間隔を置いてオンとオ
フが切り替わるか、あるいはその動作を変更して適切な電気的または機械刺激などを与え
るように構成することができる。このように動作が変化すると、当然のことながら、それ
に応じて必要なエネルギーの量も変化する。

さらに、移植された内部エネルギー源に対する外部エネルギー源の位置は、エネルギー
源と受信器との間の距離および相対角度に著しく依存するエネルギー伝送の効率に影響を
与える要因である。たとえば一次コイルおよび二次コイルを使用する際、コイル間隔が変
化すると、それに応じて、誘導される電圧も変化する。医療デバイスの動作時には、患者
が移動すると通常、任意に外部エネルギー源と内部受信器の相対間隔が変化し、したがっ
て、伝送効率が大幅に変化する。

伝送効率が低くなると、医療デバイスに供給されるエネルギーの量が、デバイスを適切
に動作させるのに不十分なものになる可能性があり、したがって、デバイスの動作を一時
的に停止しなければならず、当然のことながらデバイスの目的とされる医療効果が損なわ
れる。

一方、外部エネルギー源と内部受信器の相対位置が、意図せずに伝送効率を高めるよう
に変化した場合、医療デバイスに供給されるエネルギーも大幅に増大する可能性がある。
この状況では、インプラントが大量の供給エネルギーを急激に「消費する」ことはできな
いために重大な問題が生じる恐れがある。使用されない過度のエネルギーは何らかの方法
で吸収しなければならず、その結果熱が発生し、これは極めて望ましくない。したがって
、外部エネルギー源から内部エネルギー受信器に過度のエネルギーが伝送された場合、イ
ンプラントの温度が上昇し、周囲の組織に損傷を与えるか、場合によっては身体機能に悪
影響をもたらす恐れがある。一般に、このような問題を回避するために体温が３度を超え
てはならないと考えられている。

したがって、適切な動作を確保し、かつ／あるいは温度の上昇を回避するには、移植さ
れた医療デバイスに適切な量のエネルギーを供給することが極めて望ましい。受容側イン
プラントの様々な状態に応じて伝送されるエネルギーの量を調節する様々な方法が公知で
ある。しかし、移植された医療デバイスへの無線によるエネルギーの伝送を制御する現在
利用可能な解決策は、この点に関する精度が不十分である。

たとえば、米国特許第５９９５８７４号は、一次コイルから伝送されるエネルギーの量
が、負荷電流や負荷電圧のような二次コイルの測定された特徴に応じて調節されるＴＥＴ
システムを開示している。伝送されるエネルギーは、一次コイルの電流および電圧、伝送
周波数、またはコイル寸法を変化させることによって調節することができる。特に、電力
伝送効率を調整するためにコイル同士の間の磁界の飽和点が変化させられる。しかし、使
用可能な磁界レベルを仮定した場合、ヒトの組織には飽和点が生じないため、この解決策
が実際にうまく働く可能性は低い。さらに、たとえばコイル同士の整列および／または間
隔の変化による損失を補償するためにエネルギー伝送量をかなり増大しなければならない
場合、公知のように、生成されるかなり大量の放射線が患者に損傷を与えるか、あるいは
患者の健康を損ねるかまたは患者にとって不快である恐れがある。

米国特許第５９９５８７４号

したがって、移植された医療デバイスに伝送されるエネルギーの量を正確に調節して医
療デバイスを適切に動作させる有効な解決策が必要である。さらに、組織の損傷および患
者の不健康または不快感を回避するには、医療デバイスの温度を上昇させる過度のエネル
ギー伝送および／または電力サージを回避する必要がある。

したがって、患者に移植された電気操作可能な医療デバイスに供給される無線エネルギ
ーの伝送を制御する方法が提供される。無線エネルギーは、患者の外部に配置された外部
エネルギー源から送られ、かつ患者の内部に配置され、医療デバイスに接続され、受け取
ったエネルギーを直接または間接的に医療デバイスに供給する内部エネルギー受信器によ
って受け取られる。内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーと医療デバイ
スに使用されるエネルギーとのエネルギー・バランスが求められる。次に、外部エネルギ
ー源からのエネルギーの伝送が、求められたエネルギー・バランスに基づいて制御される
。

患者に移植された電気操作可能な医療デバイスに供給される無線エネルギーの伝送を制
御する装置も提供される。装置は、患者の内部に配置され、医療デバイスに接続され、受
け取ったエネルギーを直接または間接的に医療デバイスに供給する内部エネルギー受信器
によって受け取られる無線エネルギーを、患者の外部に配置された外部エネルギー源から
伝送するように構成される。装置はさらに、内部エネルギー受信器によって受け取られた
エネルギーと医療デバイスに使用されるエネルギーとのエネルギー・バランスを判定し、
外部エネルギー源からの無線エネルギーの伝送を、求められたエネルギー・バランスに基
づいて制御するように構成される。

この方法および装置は、以下の様々な実施形態および特徴に従って実施することができ
る。

無線エネルギーは、外部エネルギー源内の一次コイルから内部エネルギー受信器内の二
次コイルに誘導的に伝送することができる。エネルギー・バランスの変化を検出して、検
出されたエネルギー・バランスの変化に基づいて無線エネルギーの伝送を制御することが
できる。内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーと医療デバイスに使用さ
れるエネルギーとの差を検出し、検出されたエネルギー差に基づいて無線エネルギーの伝
送を制御することもできる。

エネルギー伝送を制御する際、検出されたエネルギー・バランスの変化が、エネルギー
・バランスが増大していることを示す場合には、無線エネルギー伝送量を低減させ、エネ
ルギー・バランスが低減していることを示す場合には、無線エネルギー伝送量を増大させ
ることができる。エネルギー伝送量の増減を検出された変化率に対応させることもできる
。

さらに、検出されたエネルギー差が、受け取られたエネルギーが使用されるエネルギー
より多いことを示す場合に、伝送される無線エネルギーの量を低減させることができ、検
出されたエネルギー差が、受け取られたエネルギーが使用されるエネルギーより少ないこ
とを示す場合に、伝送される無線エネルギーの量を増大させることができる。その場合、
エネルギー伝送量の増減を検出されたエネルギー差の大きさに対応させることができる。

上述のように、医療デバイスに使用されるエネルギーは、医療デバイスを動作させるた
めに消費し、かつ／あるいは医療デバイスの少なくとも１つのエネルギー蓄積デバイスに
蓄積することができる。

一代替実施形態では、医療デバイスに使用されるほぼすべてのエネルギーが、医療デバ
イスを動作させるために（たとえば、図２の消費部分２００ａによって）消費される。こ
の場合、エネルギーは、医療デバイスの少なくとも１つの安定化ユニットで安定化された
後で消費することができる。

他の実施形態では、医療デバイスに使用されるほぼすべてのエネルギーが少なくとも１
つのエネルギー蓄積デバイスに蓄積される。他の実施形態では、医療デバイスに使用され
るエネルギーは、一部が医療デバイスを動作させるために消費され、一部が少なくとも１
つのエネルギー蓄積デバイスに蓄積される。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、医療デバイスに直接または
間接的に供給される前にコンデンサによって安定化することができる。

内部エネルギー受信器による総エネルギー受信量と総エネルギー消費量および／または
総エネルギー蓄積量との差は、直接または間接的に経時的に測定することができ、次に、
総量差の検出された変化に基づいてエネルギー・バランスを求めることができる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、医療デバイスに供給される
前にエネルギー安定化ユニットで蓄積し安定化することができる。その場合、エネルギー
消費量および／またはエネルギー蓄積量の検出される経時的な変化に基づいて、エネルギ
ー・バランスを求めることができる。さらに、エネルギー消費量および／またはエネルギ
ー蓄積量に関する測定された電気的パラメータの導関数を経時的に求めることによって、
エネルギー消費量および／またはエネルギー蓄積量の変化を検出することができ、その場
合、第１の所与の瞬間における導関数は、第１の所与の瞬間における変化率に対応し、変
化率は変化の方向および速度を含む。さらに、導関数は、電気的パラメータの検出された
変化率に基づいて求めることができる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、少なくとも１つの一定の電
圧によって医療デバイスに供給することができ、その場合、一定の電圧は定電圧回路によ
って生成される。この場合、エネルギーは、少なくとも１つの一定の電圧を含む、少なく
とも２つの異なる電圧によって供給することができる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、少なくとも１つの一定の電
流によって医療デバイスに供給することもでき、その場合、一定の電流は定電流回路によ
って生成される。この場合、エネルギーは、少なくとも１つの一定の電流を含む、少なく
とも２つの異なる電流によって供給することができる。

エネルギー・バランスは、内部エネルギー受信器による総エネルギー受信量と総エネル
ギー消費量および／または総エネルギー蓄積量との検出された差に基づいて求めることも
でき、その場合、検出された差は、エネルギー・バランスに関する測定された少なくとも
１つの電気的パラメータの経時的な積分に関する差である。この場合、電気的パラメータ
の値は、パラメータ−時間図のグラフとして時間に対してプロットすることができ、プロ
ットされたグラフの下方の領域のサイズから積分を求めることができる。電気的パラメー
タの積分は、内部エネルギー受信器による総エネルギー受信量と総エネルギー消費量およ
び／または総エネルギー蓄積量との蓄積された差としてエネルギー・バランスに関係付け
ることができる。

医療デバイス内のエネルギー蓄積デバイスは、再充電可能な電池、アキュムレータ、コ
ンデンサの少なくとも１つを含んでよい。エネルギー安定化ユニットは、受け取られたエ
ネルギーを安定化するように構成されたアキュムレータ、コンデンサ、または半導体の少
なくとも１つを含んでよい。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを、医療デバイスおよび／また
はエネルギー蓄積デバイスに供給する前に安定化ユニットにおいて蓄積し安定化すると、
定電圧回路に維持されている少なくとも１つの一定の電圧によって医療デバイスおよび／
またはエネルギー蓄積デバイスにエネルギーを供給することができる。その場合、定電圧
回路に維持され、少なくとも一方の電圧が一定である２つの異なる電圧を、医療デバイス
およびエネルギー蓄積デバイスに供給することができる。

あるいは、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを、医療デバイスお
よび／またはエネルギー蓄積デバイスに供給する前に安定化ユニットにおいて蓄積し安定
化すると、定電流回路に維持されている少なくとも１つの一定の電流によって医療デバイ
スおよび／またはエネルギー蓄積デバイスにエネルギーを供給することができる。その場
合、定電流回路に維持され、少なくとも一方の電流が一定である２つの異なる電流を、医
療デバイスおよびエネルギー蓄積デバイスに供給することができる。

無線エネルギーは最初、所定のエネルギー消費量と蓄積率とに従って伝送することがで
きる。その場合、無線エネルギーの伝送は、所定の総エネルギー量が伝送されたときにオ
フにすることができる。この場合、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギ
ーは、所定の総エネルギー量が消費されかつ／あるいは蓄積されるまで医療デバイスを動
作させるのに消費されかつ／あるいはエネルギー蓄積デバイスに蓄積される前に、エネル
ギー安定化ユニットにおいて蓄積し安定化しておくこともできる。

さらに、無線エネルギーをまず所定のエネルギー率で伝送し、次に、エネルギー安定化
ユニットにおける総エネルギー蓄積量を検出することによって求めることのできるエネル
ギー・バランスに基づいて伝送することができる。あるいは、エネルギー安定化ユニット
における現在のエネルギー蓄積量の変化を検出することによってエネルギー・バランスを
求めることができる。他の代替実施形態では、エネルギー安定化ユニットにおける現在の
エネルギー蓄積量の変化の方向および率を検出することによってエネルギー・バランスを
求めることができる。

無線エネルギーの伝送は、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受信率がエネルギ
ー消費量および／または蓄積率に対応するように制御することができる。その場合、無線
エネルギーの伝送は、所定の総エネルギー量が消費されたときにオフにすることができる
。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、まずエネルギー安定化ユニ
ットにおいて蓄積し安定化して、次に、所定の総エネルギー量が消費されるまで医療デバ
イスによって消費するかあるいは蓄積しておくことができる。その場合、エネルギー安定
化ユニットにおける検出された総エネルギー蓄積量に基づいてエネルギー・バランスを求
めることができる。あるいは、エネルギー安定化ユニットにおける現在のエネルギー蓄積
量の変化を検出することによってエネルギー・バランスを求めることができる。他の代替
実施形態では、エネルギー安定化ユニットにおける現在のエネルギー蓄積量の変化の方向
および率を検出することによってエネルギー・バランスを求めることができる。センサを
使用して、医療デバイスを適切に動作させるのに必要なエネルギーの必要量を何らかの点
で反映する、医療デバイスのある特性の測定および／または患者の現在の状態の検出を行
うことができる。したがって、医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パ
ラメータならびに／あるいは患者の物理的パラメータを求めることができ、次に、パラメ
ータに基づいて求められる伝送率でエネルギーを伝送することができる。さらに、総エネ
ルギー伝送量がパラメータに基づく量になるように無線エネルギーの伝送を制御すること
もできる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、まずエネルギー安定化ユニ
ットにおいて蓄積し安定化して、次に、所定の総エネルギー量が消費されるまで消費する
ことができる。さらに、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受信率が所定のエネル
ギー消費率に対応するように無線エネルギーの伝送を制御することもできる。

さらに、医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／
あるいは患者の物理的パラメータを求め、パラメータに基づいて総エネルギー伝送量を求
めることができる。その場合、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを
、まずエネルギー安定化ユニットにおいて蓄積し安定化して、次に、所定の総エネルギー
量が消費されるまで蓄積しておくことができる。

エネルギーは、所定の蓄積率に従ってエネルギー蓄積デバイスに蓄積される。次に、所
定の総エネルギー量が蓄積されたときに無線エネルギーの伝送をオフにすることができる
。さらに、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受信率が所定の蓄積率に対応するよ
うに無線エネルギーの伝送を制御することができる。

医療デバイスのエネルギー蓄積デバイスは、第１の蓄積デバイスと第２の蓄積デバイス
とを備えてよく、その場合、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、
まず第１の蓄積デバイスに蓄積され、次に、第１の蓄積デバイスから後段の第２の蓄積デ
バイスに供給される。

エネルギー蓄積デバイス内の第１および第２の蓄積デバイスを使用すると、エネルギー
・バランスをそれぞれの異なる方法で求めることができる。第１に、第１の蓄積デバイス
における現在のエネルギー蓄積量を検出することによってエネルギー・バランスを求める
ことができ、次に、第２の蓄積デバイスにおける蓄積率が内部エネルギー受信器における
エネルギー受容率に対応するように無線エネルギーの伝送を制御することができる。第２
に、第１の蓄積デバイスにおける検出された総エネルギー蓄積量に基づいてエネルギー・
バランスを求めることができる。第３に、第１の蓄積デバイスにおける現在のエネルギー
蓄積量の変化を検出することによってエネルギー・バランスを求めることができる。第４
に、第１の蓄積デバイスにおける現在のエネルギー蓄積量の変化の方向および率を検出す
ることによってエネルギー・バランスを求めることができる。

安定化されたエネルギーはまず、第２の蓄積デバイスで測定された電圧が所定の最大電
圧に達するまで、定電流回路によって維持されている一定の電流によって第１の蓄積デバ
イスから第２の蓄積デバイスに供給し、その後、定電圧回路によって維持されている一定
の電圧によって第１の蓄積デバイスから第２の蓄積デバイスに供給することができる。そ
の場合、所定の最低エネルギー伝送率に達したときに無線エネルギーの伝送をオフにする
ことができる。

エネルギーの伝送はさらに、内部エネルギー受信器によるエネルギー受コンデンサが第
２の蓄積デバイスにおけるエネルギー蓄積量に対応するように制御することができる。そ
の場合、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受容率が第２の蓄積デバイスにおける
エネルギー蓄積率に対応するように、エネルギーの伝送を制御することができる。内部エ
ネルギー受信器における総エネルギー受容量が第２の蓄積デバイスにおける総エネルギー
蓄積量に対応するように、エネルギーの伝送を制御することもできる。

所定の総エネルギー量が蓄積されたときに無線エネルギーの伝送がオフにされる場合、
医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは患
者の物理的パラメータを第１のエネルギー蓄積手順の間に求めることができ、その後のエ
ネルギー蓄積手順の間に、パラメータに基づいて所定の総エネルギー量を蓄積することが
できる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、パラメータに基づいて求められた蓄積率でエネルギ
ー蓄積デバイスにエネルギーを蓄積することができる。その場合、パラメータに基づいて
求められる総エネルギー量をエネルギー蓄積デバイスに蓄積することができる。次に、総
エネルギー量が蓄積されたときに無線エネルギーの伝送を自動的にオフにすることができ
る。内部エネルギー受信器におけるエネルギー受容率が蓄積率に対応するように無線エネ
ルギーの伝送を制御することもできる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、前記パラメータに基づいて求められた総エネルギー
量をエネルギー蓄積デバイスに蓄積することができる。次に、内部エネルギー受信器にお
ける総エネルギー受容量が総エネルギー蓄積量に対応するように無線エネルギーの伝送を
制御することができる。さらに、総エネルギー量が蓄積されたときに無線エネルギーの伝
送を自動的にオフにすることができる。

医療デバイスに使用されるエネルギーの一部が消費され、一部が蓄積されるとき、所定
のエネルギー消費率および所定のエネルギー蓄積率に基づいて無線エネルギーの伝送を制
御することができる。その場合、消費され蓄積される所定の総エネルギー量が受け取られ
たときにエネルギーの伝送をオフにすることができる。消費され蓄積される所定の総エネ
ルギー量が受け取られたときにエネルギーの伝送をオフにすることができる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、前記パラメータに基づいて求められる単位時間当た
り伝送率に従ってエネルギーを伝送して、消費し蓄積することができる。総エネルギー伝
送量を前記パラメータに基づいて求めることもできる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、前記パラメータに基づいて求められた供給率でエネ
ルギーをエネルギー蓄積デバイスから医療デバイスに供給して消費することができる。そ
の場合、エネルギー蓄積デバイスから医療デバイスに供給されて消費される総エネルギー
量を前記パラメータに基づく量にすることができる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、総エネルギー量をエネルギー蓄積デバイスから医療
デバイスに供給して消費することができ、その場合、総エネルギー供給量はパラメータに
基づいて求められる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーをエネルギー安定化ユニットに
おいて蓄積し安定化すると、エネルギー蓄積デバイスにおける蓄積率が内部エネルギー受
信器におけるエネルギー受容率に対応するように、エネルギー安定化ユニットにおける蓄
積率に基づいてエネルギー・バランスを求めることができる。

内部エネルギー受信器によって受け取られた総エネルギー量と総エネルギー消費量およ
び／または総エネルギー蓄積量との差が検出され、検出された差がエネルギー・バランス
に関する測定された少なくとも１つの電気的パラメータの経時的な積分に関する差である
ときに、エネルギー・バランスに関する監視された電圧および／または電流について積分
を求めることができる。

エネルギー消費量および／またはエネルギー蓄積量に関する測定された電気的パラメー
タの経時的な導関数を求めると、エネルギー・バランスに関する監視された電圧および／
または電流について導関数を求めることができる。

エネルギー蓄積デバイス内の第１および第２の蓄積デバイスを使用する際、第２の蓄積
デバイスはエネルギーを直接または間接的に医療デバイスに供給することができ、その場
合、差の変化は、第１の蓄積ユニットに蓄積されたエネルギー量の変化に対応する。この
場合、第１の蓄積デバイスにおけるエネルギー蓄積率の経時的な変化を検出することによ
ってエネルギー・バランスを求めることができ、エネルギー・バランスは変化に対応する
。エネルギー蓄積量を示す測定された電気的パラメータの導関数を経時的に求めることに
よって、エネルギー蓄積量の変化を検出することもでき、この導関数は、エネルギー蓄積
量の変化に対応する。電気的パラメータの変化率を検出することもでき、導関数が変化率
に関係付けられる。電気的パラメータは、エネルギー・バランスに関する測定された電圧
および／または電流であってよい。

第１の蓄積デバイスは、コンデンサおよび半導体の少なくとも一方を含んでよく、第２
の蓄積デバイスは、再充電可能な電池、アキュムレータ、およびコンデンサの少なくとも
１つを含む。

上述のように、無線エネルギーは、外部エネルギー源内の一次コイルから内部エネルギ
ー受信器内の二次コイルに誘導的に伝送することができる。しかし、無線エネルギーを非
誘導的に伝送することもできる。たとえば、無線エネルギーを音声または圧力の変化、無
線、あるいは光によって伝送することができる。無線エネルギーをパルスまたは波で伝送
し、かつ／あるいは電界によって伝送することもできる。

無線エネルギーが外部エネルギー源から内部エネルギー受信器にパルスで伝送されると
き、パルスの幅を調整することによって無線エネルギーの伝送を制御することができる。

内部エネルギー受信器による総エネルギー受容量と総エネルギー消費量との差を直接ま
たは間接的に経時的に測定すると、差の変化を検出することによってエネルギー・バラン
スを求めることができる。その場合、エネルギー消費量に関する測定された電気パラメー
タの導関数を経時的に求めることによってエネルギー消費量の変化を検出することができ
、この導関数は、エネルギー消費量の変化率に対応し、変化率は変化の方向および速度を
含む。この場合、電気パラメータの変化率を検出することができ、導関数が検出された変
化率に関係付けられる。

エネルギー蓄積デバイス内の第１および第２の蓄積デバイスを使用するとき、第２の蓄
積デバイスと比べて比較的高いエネルギー充填率で充填され、それによって比較的高速の
充填が可能になるように第１の蓄積デバイスを構成することができる。第１の蓄積デバイ
スは、第２の蓄積デバイスと比べてより頻繁に複数の個々の充填機会に充填され、それに
よって充填機会に関して比較的長い寿命が得られるように構成することもできる。第１の
蓄積デバイスは少なくとも１つのコンデンサを備えてよい。通常、第１の蓄積デバイスの
みを第２の蓄積デバイスに必要なよりも頻繁に充填することができる。

第２の蓄積デバイスを充填する必要があるときは、充填に必要な時間を短縮するために
、第１の蓄積デバイスが複数の個々の充填機会に充填され、それによって、第１の蓄積デ
バイス用の充填機会同士の間に、比較的低いエネルギー充填率で第２の蓄積デバイスを充
填する時間が残る。医療デバイスの電気的パラメータを求めると、パラメータに基づいて
第２の蓄積デバイスの充填を制御することができる。定電流回路または安定化電圧回路を
使用して第２の蓄積デバイスにエネルギーを蓄積することができる。

フィードバック・システムに基づいて無線エネルギー供給を制御するシステム外部エ
ネルギー源からの無線エネルギーの伝送は、立ち上がりおよび立下りを有する第１の電気
回路からの電気パルスを外部エネルギー源に印加して無線エネルギーを伝送し、電気パル
スの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さおよび／または電気パル
スの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さを変化させ、第１および
／または第２の時間間隔の長さに応じて変化する電力を有する電気パルスから生成された
無線エネルギーを伝送することによって制御することができる。

したがって、人体の外部に配置された外部エネルギー伝送デバイスから人体の内部に配
置された内部エネルギー受信器に無線エネルギーを伝送する方法であって、
立ち上がりおよび立下りを有する第１の電気回路からの電気パルスを外部伝送デバイス
に印加して無線エネルギーを伝送することと、
電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さおよび／また
は電気パルスの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さを変化させる
ことと、
第１および／または第２の時間間隔の長さに応じて変化する電力を有する電気パルスか
ら生成された無線エネルギーを伝送することとを含む方法が提供される。

人体の外部に配置された外部エネルギー伝送デバイスから人体の内部に配置された内部
エネルギー受信器に無線エネルギーを伝送するように構成された装置であって、
無線エネルギーを供給するように構成された外部伝送デバイスに、立ち上がりおよび立
下りを有する電気パルスを供給する第１の電気回路を備え、
電気回路は、電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さ
および／または電気パルスの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さ
を変化させるように構成され、
伝送される無線エネルギーは、第１および／または第２の時間間隔の長さに応じて変化
する電力を有する電気パルスから生成される装置も提供される。

その場合、第１および／または第２の時間間隔を変化させる際に電気パルスの周波数は
ほぼ一定であってよい。電気パルスを印加する際、電気パルスは、第１および／または第
２の時間間隔が変化することを除いて変化しなくてよい。第１および／または第２の時間
間隔を変化させる際、電気パルスの振幅はほぼ一定であってよい。さらに、電気パルスは
、電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さを変化させる
ことによってのみ変化させることができる。

２つ以上の電気パルスの列を一列として供給することができ、その場合、パルス列を印
加する際、パルス列は、パルス列の開始位置に第１の電気パルスを有し、かつパルス列の
終了位置に第２の電気パルスを有し、２つ以上のパルス列を一列として供給することがで
き、第１のパルス列内の第２の電気パルスの立下りとそれに続く、第２のパルス列の第１
の電気パルスの立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さが変化する。

電気パルスを印加する際、電気パルスは、ほぼ一定の電流とほぼ一定の電圧とを有して
よい。電気パルスは、ほぼ一定の電流とほぼ一定の電圧とを有してもよい。さらに、電気
パルスは、ほぼ一定の周波数を有してもよい。同様に、パルス列内の電気パルスは、ほぼ
一定の周波数を有してよい。

外部エネルギー源に電気パルスを印加すると、電気パルスは、第１および第２の時間間
隔を変化させることによって変化する電磁界を外部エネルギー源上で生成することができ
、電磁界は、内部エネルギー受信器に伝送されるエネルギーを保持する電気パルスを内部
エネルギー受信器内に誘導することができる。その場合、無線エネルギーは、外部エネル
ギー源から内部エネルギー受信器にほぼ純粋に誘導的に伝送される。

電気パルスは、第１および／または第２の時間間隔を変化させると、結果的に伝送され
るエネルギーが変化するような、連続するパルス同士の間の周波数および／または時間周
期で第１の電気回路から放出することができる。電気パルスを印加する際、電気パルスは
ほぼ一定の周波数を有してよい。

第１の電気回路および外部エネルギー源によって形成される回路は、第１の固有時間周
期または第１の時定数を有してよく、伝送されるエネルギーを効果的に変化させる際、そ
のような周波周期は、第１の固有時間周期または時定数の範囲以下であってよい。

エネルギー・フィードバック・システムと一緒に使用される装置および方法の一実施形
態無線エネルギーを使用して、患者の器官の組織壁によって形成される内腔内の流体お
よび／または他の体物質の流れを制御することができる。その場合、組織壁の少なくとも
一部を軽く狭さくさせて内腔内の流れに影響を与えることができ、かつ狭さくした壁部を
刺激し、壁部を収縮させて内腔内の流れにさらに影響を及ぼすことができる。

本実施形態の目的は、体器官の組織壁によって形成される内腔内の流体および／または
体物質の流れを制御するように構成された装置または制御する方法であって、そのような
体器官を狭さくさせる移植された従来技術によって生じる組織壁の損傷の問題を少なくと
もほぼ解消するか、あるいは場合によっては完全に解消する装置または方法を提供するこ
とである。

本発明のこの目的によれば、体器官の組織壁によって形成される内腔内の流体および／
または体物質の流れを制御するように構成された装置または制御する方法であって、装置
が、組織壁の一部を軽く狭さくさせて内腔内の流れに影響を与える移植可能な狭さくデバ
イスと、組織壁の壁部を刺激する刺激デバイスと、狭さくデバイスが壁部を狭さくさせる
ときに壁部を刺激し、壁部を収縮させて内腔内の流れにさらに影響を与えるように刺激デ
バイスを制御する制御デバイスとを備える装置または方法が提供される。

本発明は、体器官内の流体および／または他の体物質の流れに２段階で影響を与える、
狭さくデバイスと刺激デバイスの有利な組合せを提供する。したがって、狭さくデバイス
は、比較的弱い力を壁部に加えることによって組織壁を軽く狭さくさせることができ、刺
激デバイスは、狭さくした壁部を刺激して、内腔内の流れに所望の最終的な影響を及ぼす
ことができる。句「組織壁の一部を軽く狭さくさせる」は、組織壁内の血液循環をほとん
ど阻害せずに壁部を狭さくさせることと理解されたい。

したがって、内腔内の流れを制御する方法と内腔内の流れを制御するように構成された
装置はどちらも、以下の様々な実施形態および特徴に従って実施することができる。

好ましくは、刺激デバイスは、狭さくデバイスが壁部を狭さくさせるときに壁部のそれ
ぞれの異なる領域を刺激するように構成され、制御デバイスは、壁部の各領域を間欠的に
かつ個別に刺激するように刺激デバイスを制御する。器官の壁部のそれぞれの異なる領域
をこのように間欠的にかつ個別に刺激すると、壁部の組織は、本発明の装置の動作時にほ
ぼ正常な血液循環を維持することができる。

狭さくデバイスと刺激デバイスの組合せは、任意の種類の器官、限定するわけではない
が特に管状体器官の任意の場所に本発明の装置または方法を適用するのを可能にするが、
これは、括約筋の機能不全を生じさせる電気刺激に制限される従来の刺激デバイスと比べ
て顕著な進歩である。

本発明を使用するたいていの用途では、移植された狭さくデバイスが毎日調整される。
したがって、本発明の好ましい実施形態では、狭さくデバイスは、必要に応じて壁部の狭
さくを調整するのを可能にするように調整可能であり、その場合、制御デバイスは、壁部
の狭さくを調整するように狭さくデバイスを制御する。制御デバイスは、狭さくデバイス
と刺激デバイスを互いに独立してかつ同時に制御することができる。任意に、制御デバイ
スは、壁部の狭さくを変化させるように狭さくデバイスを制御しつつ、壁部を刺激するか
あるいは壁部を刺激しないように刺激デバイスを制御することができる。

最初、制御デバイスを使用して、壁部を刺激するように刺激デバイスを制御し、一方、
内腔内の流れの所望の制限が得られるまで壁部の狭さくを調整するように狭さくデバイス
を制御することによって、狭さくデバイスを較正することができる。

流れ制限本発明の装置は、体器官の内腔内の流体および／または他の体物質の流れを
制限するのによく適している。したがって、本発明の原理的な実施形態では、狭さくデバ
イスは、壁部を狭さくさせて内腔内の流れを少なくとも制限するように構成され、制御デ
バイスは、狭さくした壁部を収縮させ、したがって、内腔内の流れが少なくともさらに制
限されるように刺激デバイスを制御する。具体的には、狭さくデバイスは、壁部を狭さく
させ、狭さくした壁部内の血液循環がほぼ制限されず、内腔内の流れが少なくとも制限さ
れる狭さく状態にするように構成され、制御デバイスは、壁部を収縮させ、したがって、
壁部が狭さくデバイスによって狭さく状態に維持されているときに内腔内の流れが少なく
ともさらに制限されるように刺激デバイスを制御する。

狭さくデバイスおよび刺激デバイスは、本発明の装置の特定の用途で実現されるのが望
ましい流れ制限に応じた程度にそれぞれ狭さくおよび刺激を行うように制御することがで
きる。したがって、第１の流れ制限態様によれば、制御デバイスは、壁部を狭さくさせ、
したがって、内腔内の流れが制限されるかまたは停止されるように狭さくデバイスを制御
し、かつ狭さくした壁部を刺激して収縮させ、したがって、内腔内の流れがさらに制限さ
れるかあるいはより安全に停止されるように刺激デバイスを制御する。より正確には、制
御デバイスは、狭さくした壁部を刺激して内腔内の流れをさらに制限するかあるいは停止
するように第１のモードで刺激デバイスを制御し、
ａ）壁部の刺激を停止して内腔内の流量を増大させるように第２のモードで刺激デバイ
スを制御し、
ｂ）壁部の刺激を停止し、壁部を解放して内腔内の流れを回復するように第２のモード
で刺激デバイスおよび狭さくデバイスを制御する。

内腔内の流体および／または他の体物質の移動一実施形態では、狭さくデバイスは、
壁部を狭さくさせて内腔内の流れを制限するかあるいは変化させるように構成され、制御
デバイスは、狭さくした壁部を内腔の下流側方向または上流側方向で徐々に刺激し、壁部
を徐々に収縮させて内腔内の流体および／または他の体物質を移動させるように刺激デバ
イスを制御する。

刺激制御デバイスは、たとえば、それぞれの異なる領域を順次刺激することによって
、壁部の１つまたは複数の領域を一度に刺激するように刺激デバイスを制御することがで
きる。
さらに、制御デバイスは、各領域の刺激を、好ましくは所定の刺激パターンに従って壁部
に沿って循環的に伝搬するように刺激デバイスを制御することができる。組織壁の刺激時
に組織壁の所望の反応を得るために、制御デバイスは、壁部の刺激の強度を、好ましくは
循環的に変化させるように刺激デバイスを制御することができる。

本発明の好ましい実施形態では、制御デバイスは、好ましくはパルス列を形成するパル
スによって壁部の各領域を間欠的に刺激するように刺激デバイスを制御する。壁部の各領
域の少なくとも第１の領域および第２の領域をそれぞれ第１のパルス列および第２のパル
ス列によって、第１のパルス列と第２のパルス列が経時的に互いに対してずれるように繰
り返し刺激することができる。たとえば、第１の領域を第１のパルス列によって刺激し、
一方、第２のパルス列による第２の領域の刺激を行わないことができ、また、第２の領域
を第２のパルス列によって刺激し、一方、第１のパルス列による第１の領域の刺激を行わ
ないことができる。あるいは、第１のパルス列と第２のパルス列が少なくとも部分的に重
なり合うように第１のパルス列と第２のパルス列を互いに対してずらすことができる。

パルス列は多数の異なる方法で構成することができる。したがって、制御デバイスは、
パルス列のパルスの振幅、各パルス列の個々のパルスを負荷サイクル、パルス列の各パル
スの幅、各パルス列の長さ、パルス列の各パルスの繰り返し周波数、各パルス列の繰り返
し周波数、各パルス列のパルスの数、および／または各パルス列間のオフ・タイム周期を
変化させるように刺激デバイスを制御することができる。それぞれの異なる構成のいくつ
かのパルス列を使用して所望の効果を得ることができる。

制御デバイスが、壁部のそれぞれの領域を刺激する各パルス列間のオフ・タイム周期を
変化させるように刺激デバイスを制御する場合、その領域がオフ・タイム周期中に刺激さ
れないときにその領域内にほぼ正常な血液循環を回復するのに十分な時間にわたって持続
するように各パルス列間の各オフ・タイム周期を制御することも可能である。

電気刺激デバイスは好適には、壁部に係合し、電気パルスによって壁部を刺激する、少
なくとも１つ、好ましくは複数の、電極などの電気部材を備える。任意に、各電気部材を
互いに対して一定の向きに配置することができる。制御デバイスは、電気部材を一度に１
つずつあるいは一度に数群の電気部材を通電するように電気刺激デバイスを制御する。制
御デバイスは、電気パルスによって各部材を循環的に通電するように電気刺激デバイスを
制御することが好ましい。任意に、制御デバイスは、電気部材が一度に１つずつ順次通電
されるか、あるいはいくつかの電気部材または数群の電気部材が同時に通電されるように
各電気部材を通電するように刺激デバイスを制御することができる。さらに、数群の電気
部材を無作為にあるいは所定のパターンに従って順次通電することができる。

電気部材は、電気部材の任意のパターンを形成することができる。好ましくは、電気部
材は、電気部材の細長いパターンを形成し、その場合、電気部材の細長いパターンが器官
の壁に沿って長さ方向に延び、かつ電気部材が壁部のそれぞれの領域に当接するように、
電気部材を患者の器官の壁に取り付けることができる。電気部材の細長いパターンは、器
官の壁に沿って長さ方向に延びる一列または複数列の電気部材を含んでよい。電気部材の
各列は、電気部材の直線状、らせん状、またはジグザグ状の経路を形成するか、あるいは
任意の形態の経路を形成することができる。制御デバイスは、電気部材の細長いパターン
に沿って長手方向に、患者の内腔内の流れに対して逆方向または同方向に連続的に通電す
るように刺激デバイスを制御することができる。

本発明の好ましい実施形態によれば、電気部材は、各群が、患者の内腔内の流れ方向に
患者の器官に沿って延びる一連の群を形成する、複数部材群を形成する。各電気部材群の
電気部材は、患者の器官の周囲の少なくとも一部に沿って延びる部材の経路を形成するこ
とができる。第１の代替実施形態では、各電気部材群の電気部材は、患者の器官のそれぞ
れの異なる側を、好ましくは患者の内腔内の流れ方向をほぼ横切って延びる、２つよりも
多くの部材経路を形成することができる。制御デバイスは、一連の群における電気部材群
を無作為にあるいは所定のパターンに従って通電するように刺激デバイスを制御すること
ができる。あるいは、制御デバイスは、狭さくした壁部のほぼ中心の位置から、患者の内
腔内の流れに対して逆方向または同方向、あるいはその両方向に、一連の群における電気
部材群を連続的に通電するように刺激デバイスを制御することができる。たとえば、通電
された電気部材の群は、上述のように、通電された電気部材の前進波を形成することがで
き、すなわち、制御デバイスは、狭さくした壁部の中心から電気部材の細長いパターンの
両端に向かう互いに逆の２つの方向に同時に前進する、通電された電気部材の２つの波を
形成するように、各電気部材群を通電するように刺激デバイスを制御することができる。

機械操作操作デバイスは、狭さく／刺激ユニットの狭さくデバイスを機械的に動作さ
せる場合、膨張不能であってよい。さらに、操作デバイスは、歯車箱を含んでよいサーボ
・システムを備えてよい。語「サーボ・システム」は、サーボ機構の通常の定義、すなわ
ち、非常に小さな力によって大きな力を制御する自動デバイスを包含するが、その代わり
にあるいはそれに加えて、長いストロークを有する移動部材に作用する弱い力を短いスト
ロークを有する他の移動部材に作用する強い力に変換する機構の定義を包含してよい。操
作デバイスは、狭さくデバイスを非磁気的にかつ／あるいは非手動で動作させることが好
ましい。操作デバイスにモータを動作可能に連結することができる。操作デバイスは、少
なくとも１つの可逆機能を実行するように動作可能であってよく、モータは、この機能を
反転させることができてよい。

油圧操作操作デバイスが、制限／刺激ユニットの狭さくデバイスを油圧式に動作させ
る場合、操作デバイスは、狭さくデバイスを調整する油圧手段を含む。

本発明の一実施形態では、油圧手段は、リザーバと膨張可能／収縮可能なキャビティと
を狭さくデバイスに備え、その場合、操作デバイスは、油圧流体をリザーバから分散させ
てキャビティを膨張させ、油圧流体をキャビティからリザーバまで分散させてキャビティ
を収縮させる。キャビティは、患者の器官の組織壁部に当接する狭さくデバイスのバルー
ンによって形成することができ、したがって、患者の壁部は、キャビティの膨張時に狭さ
くし、キャビティの収縮時に解放される。

あるいは、キャビティは、狭さくデバイスの比較的大きな収縮部材、たとえば、壁部に
当接する大きなバルーンを変位させる蛇腹部材によって形成することができ、したがって
、患者の壁部は、蛇腹部材の収縮時に狭さくし、蛇腹部材の膨張時に解放される。したが
って、蛇腹部材に油圧流体を比較的少量添加すると、壁部の狭さくがかなり増大する。こ
のような蛇腹部材は、適切に構成されたピストン／シリンダ機構で置き換えることもでき
る。

油圧手段が狭さくデバイスにキャビティを備える場合、本発明の装置は、以下に列挙す
る態様に従って構成することができる。

１）リザーバは、第１および第２の壁部を備え、操作デバイスは、第１および第２の壁
部を互いに対して変位させてリザーバの体積を変化させ、したがって、流体がリザーバか
らキャビティ、またはキャビティからリザーバに分散する。

１ａ）リザーバの第１および第２の壁部は、磁気デバイス、油圧デバイス、電気制御デ
バイスの少なくとも１つによって互いに対して変位可能である。

２）装置は、リザーバとキャビティとの間に流体導管を備え、その場合、リザーバは導
管の一部を形成する。導管およびリザーバおよび装置には逆止め弁はない。リザーバは、
可変体積を有する流体チャンバを形成し、チャンバの体積を低減させることによって流体
をチャンバからキャビティに分散させ、チャンバの体積を増大させることによって流体を
キャビティから引き出す。装置は、チャンバの体積を変化させる可動壁を備えるリザーバ
を駆動するモータをさらに備える。

本発明の特殊な実施形態では、操作デバイスは、油圧手段に動作可能に連結された反転
サーボを備える。語「反転サーボ」は、短いストロークを有する移動部材に作用する強い
力を長いストロークを有する他の移動部材に作用する弱い力に変換する機構、すなわち、
通常のサーボ機構の逆の機能であると理解されたい。したがって、より小さいリザーバ内
の流体の量のわずかな変化が、反転サーボによって、より大きなリザーバ内の流体の量の
大きな変化に変換される。反転サーボは特に、その手動操作に適している。

制御デバイスの構成制御デバイスは好適には、患者の体外から狭さく／刺激ユニット
を制御する。制御デバイスは、患者によって操作可能であることが好ましい。たとえば、
制御デバイスは、狭さく／刺激ユニットのオンとオフを切り替える手動スイッチを備えて
よく、その場合、スイッチは、患者に皮下移植され、患者の体外から手動であるいは磁気
的に操作されるように構成される。あるいは、制御デバイスは、好都合なことに、狭さく
／刺激ユニットのオンとオフを切り替えるように患者によって操作可能である手持ち式無
線リモート・コントロールを備えることができる。無線リモート・コントロールは、腕時
計のように患者の体に取り付けられるように構成することもできる。このような腕時計型
のリモート・コントロールは、装置の移植された信号応答手段に患者の体を従わせる制御
信号を放出することができる。

外部エネルギー伝送デバイスからの無線エネルギーの伝送は、立ち上がりおよび立下り
を有する第１の電気回路からの電気パルスを外部エネルギー伝送デバイスに印加し、電気
パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さおよび／または電気
パルスの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さを変化させ、第１お
よび／または第２の時間間隔の長さに応じて変化する電力を有する電気パルスから生成さ
れた無線エネルギーを伝送することによって制御することができる。

したがって、無線エネルギーの伝送を制御する方法であって、
立ち上がりおよび立下りを有する第１の電気回路からの電気パルスを外部伝送デバイス
に印加して無線デバイスを伝送することと、
電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さおよび／また
は電気パルスの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さを変化させる
ことと、
第１および／または第２の時間間隔の長さに応じて変化する電力を有する電気パルスか
ら生成された無線エネルギーを伝送することとを含む方法が提供される。

さらに、人体の外部に配置された外部エネルギー伝送デバイスから人体の内部に配置さ
れた内部エネルギー受信器に無線エネルギーを伝送するように構成された装置であって、
無線エネルギーを供給するように構成された外部エネルギー伝送デバイスに、立ち上が
りおよび立下りを有する電気パルスを供給する第１の電気回路を備え、
電気回路が、電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さ
および／または電気パルスの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さ
を変化させるように構成され、
伝送されるエネルギーが、第１および／または第２の時間間隔の長さに応じて変化する
電力を有する電気パルスから生成される装置が提供される。

電気的に動作可能な医療デバイスに正確な量のエネルギーを供給する構成を示す概略ブロック図である。患者に移植された電気的に動作可能な医療デバイスに供給される無線エネルギーの伝送を制御する装置のより詳細なブロック図である。可能な実施例による、無線エネルギーの伝送を制御する装置の提案された構成を示す概略回路図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。図３の回路図による本発明の方法および装置を実施する際に得られる様々な測定値を示す図である。本発明による装置の一般的な実施形態のそれぞれの異なる動作状態を概略的に示す図である。本発明による装置の一般的な実施形態のそれぞれの異なる動作状態を概略的に示す図である。本発明による装置の一般的な実施形態のそれぞれの異なる動作状態を概略的に示す図である。本発明による装置の一般的な実施形態のそれぞれの異なる動作状態を概略的に示す図である。本発明による装置の一般的な実施形態のそれぞれの異なる動作状態を概略的に示す図である。一般的な実施形態の変形例のそれぞれの異なる動作状態を示す図である。一般的な実施形態の変形例のそれぞれの異なる動作状態を示す図である。一般的な実施形態の変形例それぞれの異なる動作状態を示す図である。一般的な実施形態の変形例の他の動作モードを示す図である。一般的な実施形態の変形例の他の動作モードを示す図である。一般的な実施形態の変形例の他の動作モードを示す図である。狭さくデバイスおよび電気刺激デバイスを含む本発明による装置の好ましい実施形態の長手方向断面図である。図１０の線ＩＩＩ−ＩＩＩに沿った断面図である。図１１に示されているのと同じ断面図であるが、異なる動作状態にある装置を示す図である。パルスの変形例を示す図である。パルス列の変形例を示す図である。

次に、本発明について、添付の図面を参照して詳しく説明する。

簡単に説明すると、無線エネルギーが、患者の外部に配置された外部エネルギー源から
送られ、患者の内部に配置された内部エネルギー受信器によって受け取られる。内部エネ
ルギー受信器は、患者に移植された電気的に動作可能な医療デバイスに接続されており、
受け取られたエネルギーを医療デバイスに直接または間接的に供給する。内部エネルギー
受信器によって受け取られたエネルギーと医療デバイスに使用されるエネルギーとのエネ
ルギー・バランスが求められ、次に、求められたエネルギー・バランスに基づいて無線エ
ネルギーの伝送が制御される。したがって、エネルギー・バランスは、温度を過度に上昇
させずに医療デバイスを適切に動作させるのに十分な、必要とされるエネルギーの正しい
量を正確に示す。

図１には、患者に移植された電気的に動作可能な医療デバイス１００に正確な量のエネ
ルギーを供給する構成が概略的に示されており、患者の皮膚が、患者の内部「Ｉｎｔ」を
外部「Ｅｘｔ」から分離する縦線Ｓによって示されている。医療デバイス１００は、患者
の内部の、好ましくは皮膚Ｓのすぐ下に配置された内部エネルギー受信器１０２に接続さ
れている。一般的に言えば、エネルギー受信器１０２は、腹部、胸部、（たとえば、副壁
内の）筋膜、皮下、または任意の他の適切な位置に配置することができる。エネルギー受
信器１０２は、皮膚Ｓの外側の、エネルギー受信器１０２の近傍に配置された外部エネル
ギー源１０４から送られた無線エネルギーＥを受け取るように構成されている。

当技術分野で公知のように、無線エネルギーＥは一般に、エネルギー源１０４内に配置
された一次コイルと、エネルギー受信器１０２内に配置された隣接する二次コイルとを含
むデバイスのような、任意の適切なＴＥＴデバイスによって送ることができる。一次コイ
ルを通って電流が送られると、電圧の形態のエネルギーが二次コイル内で誘導され、たと
えば、受け取られたエネルギーを電池やコンデンサのような、エネルギー蓄積デバイスま
たはアキュムレータに蓄積した後で、このエネルギーを使用して医療デバイスを動作させ
ることができる。しかし、本発明は一般に、特定のエネルギー伝送技術や、ＴＥＴデバイ
スや、エネルギー蓄積デバイスに限定されず、あらゆる種類の無線エネルギーを使用する
ことができる。

伝送されるエネルギーの量は、上述のように求められたエネルギー・バランスに基づい
てエネルギー源１０４を制御する外部制御ユニット１０６によって調整することができる
。正しい量のエネルギーを伝送するには、医療デバイス１００に接続された内部制御ユニ
ット１０８によってエネルギー・バランスおよびエネルギー必要量を求めることができる
。制御ユニット１０８は、医療デバイス１００を適切に動作させるのに必要な必要エネル
ギー量を何らかの点で反映する医療デバイス１００のある特性を測定する適切なセンサな
ど（不図示）によって得られる様々な測定値を受け取るように構成することができる。さ
らに、患者の現在の状態を適切な測定デバイスまたはセンサによって検出し、患者の状態
を反映するパラメータを得ることもできる。したがって、このような特性および／または
パラメータを電力消費量、動作モード、温度のような医療デバイス１００の現在の状態と
、たとえば体温、血圧、脈拍、呼吸によって反映される患者の状態に関係付けることがで
きる。

さらに、エネルギー蓄積デバイスまたはアキュムレータ（不図示）をエネルギー受信器
１０２に接続して、後で医療デバイス１００によって使用される受け取られたエネルギー
を蓄積することもできる。この代わりにあるいはこれに加えて、やはりエネルギー必要量
を反映するエネルギー蓄積デバイスの特性を測定することもできる。エネルギー蓄積デバ
イスは電池であってよく、測定された特性は、電圧、温度のような電池の現在の状態に関
係付けることができる。医療デバイス１００に十分な電圧および電流を供給し、さらに過
度の加熱を回避するには、エネルギー受信器１０２から正しい量のエネルギー、すなわち
、少な過ぎずかつ多過ぎないエネルギーを受け取ることによって電池を最適に充電する必
要があることを明確に理解されたい。エネルギー蓄積デバイスは、対応する特性を有する
コンデンサであってもよい。

たとえば、電池の特性を定期的に測定して電池の現在の状態を判定し、次に、この状態
を内部制御ユニット１０８内の適切な蓄積手段に状態情報として蓄積することができる。
したがって、新しい測定が行われるたびに、それに応じて、蓄積されている電池状態情報
を更新することができる。このように、正しい量のエネルギーを伝送することによって電
池の状態を「較正」し、電池を最適な状態に維持することができる。

したがって、内部制御ユニット１０８は、医療デバイス１００、または患者、またはエ
ネルギー蓄積デバイスが使用される場合にはエネルギー蓄積デバイス、またはそれらの任
意の組合せにおける上述のセンサまたは測定デバイスによる測定値に基づいてエネルギー
・バランスおよび／または現在のエネルギー必要量（単位時間当たりエネルギー量または
エネルギー蓄積量）を求めるように構成されている。内部制御ユニット１０８はさらに、
求められたエネルギー必要量を反映する制御信号を、外部制御ユニット１０６に接続され
た外部信号受信器１１２に送信するように構成された内部信号送信器１１０に接続されて
いる。したがって、エネルギー源１０４から伝送されるエネルギーの量は、受信された制
御信号に応じて調整することができる。

あるいは、センサ測定値を外部制御ユニット１０６に直接送ることができ、その場合、
エネルギー・バランスおよび／または現在のエネルギー必要量を外部制御ユニット１０６
によって求め、したがって、外部制御ユニット１０６内の内部制御ユニット１０８の上述
の機能を統合することができる。この場合、内部制御ユニット１０８を省略することがで
き、センサ測定値は、測定値を受信器１１２および外部制御ユニット１０６に送る信号送
信器１１０に直接供給される。したがって、エネルギー・バランスおよび現在のエネルギ
ー必要量は、このようなセンサ測定値に基づいて外部制御ユニット１０６によって求める
ことができる。

したがって、本解決手段は、たとえばエネルギーの量、エネルギー差、医療デバイスに
よるエネルギー使用率に対するエネルギー受容率に関する、受け取られたエネルギーと実
際のエネルギー使用との比較に基づくものであるために従来の解決手段よりも効率的であ
る、必要なエネルギーを示す情報のフィードバックを使用する。医療デバイスは、受け取
られたエネルギーを使用してエネルギーを消費するかあるいはエネルギー蓄積デバイスな
どに蓄積することができる。したがって、必要に応じて、さらに実際のエネルギー・バラ
ンスを求める手段として、上述の差分パラメータを使用することができる。しかし、その
ようなパラメータはまた、基本的に、体内で特に医療デバイスを動作させるために取られ
るあらゆる措置に関して必要になることがある。

内部信号送信器１１０および外部信号受信器１１２は、無線信号、ＩＲ（赤外線）信号
、超音波信号のような適切な信号転送手段を使用する別個のユニットとして実施すること
ができる。あるいは、基本的に同じ伝送技術を使用してエネルギー伝送に対する逆方向に
制御信号を搬送するように、信号送信器１１０および信号受信器１１２をそれぞれ内部エ
ネルギー受信器１０２およびエネルギー源１０４に組み込むことができる。制御信号は、
周波数、位相、または振幅に関して変調することができる。

結論として、図１に示されているエネルギー供給構成は基本的に以下のように動作する
ことができる。まず、内部制御ユニット１０８によってエネルギー・バランスが求められ
る。エネルギー必要量を反映する制御信号Ｓも内部制御ユニット１０８によって生成され
、制御信号Ｓは、信号送信器１１０から信号受信器１１２に送信される。あるいは、その
代わりに、上述のように実施例に応じて、外部制御ユニット１０６によってエネルギー・
バランスを求めることができる。その場合、制御信号Ｓは、様々なセンサからの測定結果
を搬送することができる。したがって、たとえば、受信された制御信号Ｓに応答して、求
められたエネルギー・バランスに基づいて、エネルギー源１０４から放出されたエネルギ
ーの量を外部制御ユニット１０６によって調整することができる。このプロセスは、実行
中のエネルギー伝送時にある間隔で間欠的に繰り返すか、あるいはエネルギー伝送時にほ
ぼ連続的に実行することができる。

エネルギー伝送量は一般に、電圧、電流、振幅、波周波数、パルス特性のような、エネ
ルギー源１０４における様々な伝送パラメータを調整することによって調整することがで
きる。

図２は、受け取られたエネルギーが医療デバイス２００にどのように供給されかつ医療
デバイス２００によってどのように使用されるかについての、いくつかの異なる実施形態
を示している。図１の例と同様に、内部エネルギー受信器２０２は、伝送制御ユニット２
０６によって制御される外部エネルギー源２０４から無線エネルギーＥを受け取る。内部
エネルギー受信器２０２は、図では破線のボックス「定Ｖ」として示され、医療デバイス
２００に一定の電圧でエネルギーを供給する定電圧回路を備えてよい。内部エネルギー受
信器２０２は、図では破線のボックス「定Ｃ」として示され、医療デバイス２００に一定
の電流でエネルギーを供給する定電流回路を備えてよい。

医療デバイス２００は、モータ、ポンプ、制限デバイス、または電気的に操作されるた
めのエネルギーを必要とする任意の他の医療機器であってよいエネルギー消費部２００ａ
を備えている。医療デバイス２００は、内部エネルギー受信器２０２から供給されたエネ
ルギーを蓄積するエネルギー蓄積デバイス２００ｂをさらに備えてよい。したがって、供
給されたエネルギーは、エネルギー消費部２００ａによって直接消費するかまたはエネル
ギー蓄積デバイス２００ｂによって蓄積することができ、あるいは供給されたエネルギー
の一部を消費し、一部を蓄積することができる。医療デバイス２００は、内部エネルギー
受信器２０２から供給されたエネルギーを安定化するエネルギー安定化ユニット２００ｃ
をさらに備えてよい。したがって、エネルギーは、消費または蓄積される前に安定化する
必要が生じるように変動状態で供給することができる。

内部エネルギー受信器２０２から供給されたエネルギーはさらに、医療デバイス２００
によって消費されかつ／あるいは蓄積される前に、医療デバイス２００の外部に配置され
た別個のエネルギー安定化ユニット２０８によって蓄積しかつ／あるいは安定化すること
ができる。あるいは、エネルギー安定化ユニット２０８を内部エネルギー受信器２０２に
組み込むことができる。いずれの場合も、エネルギー安定化ユニット２０８は、定電圧回
路および／または定電流回路を備えてよい。

図１および図２は、様々な図示の機能構成部材および機能部材をどのように配置しかつ
互いに接続するかに関する可能であるが非制限的ないくつかの実施例を示している。しか
し、当業者には、本発明の範囲内で多数の変形および修正を施すことができることが容易
に理解されよう。

したがって、患者に移植された電気的に操作可能な医療デバイスに供給される無線エネ
ルギーの伝送を制御する方法が提供される。無線エネルギーは、患者の外部に配置された
外部エネルギー源から送られ、患者の内部に配置された内部エネルギー受信器によって受
け取られ、内部エネルギー受信器は、医療デバイスに接続されており、受け取られたエネ
ルギーを医療デバイスに直接または間接的に供給する。内部エネルギー受信器によって受
け取られたエネルギーと医療デバイスに使用されるエネルギーとのエネルギー・バランス
が求められ、次に、求められたエネルギー・バランスに基づいて外部エネルギー源からの
無線エネルギーの伝送が制御される。

患者に移植された電気的に操作可能な医療デバイスに供給される無線エネルギーの伝送
を制御する装置も提供される。装置は、患者の外部に配置された外部エネルギー源から、
患者の内部に配置された内部エネルギー受信器によって受け取られる無線エネルギーを送
るように構成されており、内部エネルギー受信器は、医療デバイスに接続されており、受
け取られたエネルギーを医療デバイスに直接または間接的に供給する。装置はさらに、内
部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーと医療デバイスに使用されるエネル
ギーとのエネルギー・バランスを求め、求められたエネルギー・バランスに基づいて外部
エネルギー源からの無線エネルギーの伝送を制御するように構成される。

無線エネルギーは、外部エネルギー源内の一次コイルから内部エネルギー受信器内の二
次コイルに誘導的に伝送することができる。エネルギー・バランスの変化を検出し、検出
されたエネルギー・バランスの変化に基づいて無線エネルギーの伝送を制御することがで
きる。内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーと医療デバイスに使用され
るエネルギーとの差を検出し、検出されたエネルギー差に基づいて無線エネルギーの伝送
を制御することもできる。

エネルギーの伝送を制御する際、検出されたエネルギー・バランスの変化が、エネルギ
ー・バランスが増大していることを示す場合に無線エネルギー伝送量を低減させ、検出さ
れたエネルギー・バランスの変化が、エネルギー・バランスが低減していることを示す場
合に無線エネルギー伝送量を増大させることができる。さらに、エネルギー伝送量の増減
を検出された変化率に対応させることができる。

検出されたエネルギー差が、受け取られたエネルギーが使用されたエネルギーよりも多
いことを示す場合に、無線エネルギー伝送量をさらに低減させ、検出されたエネルギー差
が、受け取られたエネルギーが使用されたエネルギーよりも少ないことを示す場合に、無
線エネルギー伝送量をさらに増大させることができる。この場合、エネルギー伝送量の増
減を検出されたエネルギー差の大きさに対応させることができる。

上述のように、医療デバイスに使用されるエネルギーを消費して医療デバイスを動作さ
せ、かつ／あるいは医療デバイスの少なくとも１つのエネルギー蓄積デバイスに蓄積する
ことができる。

一代替実施形態では、医療デバイスに使用されるほぼすべてのエネルギーが、医療デバ
イスを動作させるのに（たとえば、図２の消費部２００ａによって）消費される。その場
合、エネルギーは、医療デバイスの少なくとも１つのエネルギー安定化ユニットで安定化
された後に消費することができる。

他の代替実施形態では、医療デバイスに使用されるほぼすべてのエネルギーが、少なく
とも１つのエネルギー蓄積デバイスに蓄積される。他の代替実施形態では、医療デバイス
に使用されるエネルギーの一部が医療デバイスを動作させるのに消費され、一部が少なく
とも１つのエネルギー蓄積デバイスに蓄積される。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、直接または間接的に医療デ
バイスに供給される前にコンデンサによって安定化することができる。

内部エネルギー受信器による総エネルギー受容量と総エネルギー消費量および／または
総エネルギー蓄積量との差を直接または間接的に経時的に測定することができ、次に、検
出された総差分の変化に基づいてエネルギー・バランスを求めることができる。

さらに、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを、医療デバイスに供
給する前にエネルギー安定化ユニットにおいて蓄積し安定化しておくことができる。その
場合、エネルギー消費量および／またはエネルギー蓄積量の検出される経時的な変化に基
づいて、エネルギー・バランスを求めることができる。さらに、エネルギー消費量および
／またはエネルギー蓄積量に関する測定された電気パラメータの導関数を経時的に求める
ことによって、エネルギー消費量および／またはエネルギー蓄積量の変化を検出すること
ができ、その場合、第１の所与の瞬間における導関数は、第１の所与の瞬間における変化
率に対応し、変化率は変化の方向および速度を含む。さらに、導関数は、電気的パラメー
タの検出された変化率に基づいて求めることができる。

エネルギー・バランスは、内部エネルギー受信器による総エネルギー受容量と総エネル
ギー消費量および／または総エネルギー蓄積量との検出された差に基づいて求めることも
でき、その場合、検出された差は、エネルギー・バランスに関する測定された少なくとも
１つの電気的パラメータの経時的な積分に関する差である。この場合、電気的パラメータ
の値は、パラメータ−時間図のグラフとして時間に対してプロットすることができ、プロ
ットされたグラフの下方の領域のサイズから積分を求めることができる。電気的パラメー
タの積分は、内部エネルギー受信器による総エネルギー受容量と総エネルギー消費量およ
び／または総エネルギー蓄積量との蓄積された差としてエネルギー・バランスに関係付け
ることができる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを、医療デバイスおよび／また
はエネルギー蓄積デバイスに供給する前に安定化ユニットにいて蓄積し安定化すると、定
電圧回路に維持されている少なくとも１つの一定の電圧によって医療デバイスおよび／ま
たはエネルギー蓄積デバイスにエネルギーを供給することができる。その場合、定電圧回
路に維持され、少なくとも一方の電圧が一定である２つの異なる電圧を、医療デバイスお
よびエネルギー蓄積デバイスに供給することができる。

さらに、無線エネルギーをまず所定のエネルギー率で伝送し、次に、エネルギー安定化
ユニットにおける総エネルギー蓄積量を検出することによって求めることのできるエネル
ギー・バランスに基づいて伝送することができる。あるいは、エネルギー安定化ユニット
における現在のエネルギー蓄積量の変化を検出することによって求めることができる。他
の代替実施形態では、エネルギー安定化ユニットにおける現在のエネルギー蓄積量の変化
の方向および率を検出することによってエネルギー・バランスを求めることができる。

無線エネルギーの伝送は、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受容率がエネルギ
ー消費量および／または蓄積率に対応するように制御することができる。その場合、無線
エネルギーの伝送は、所定の総エネルギー量が消費されたときにオフにすることができる
。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、まずエネルギー安定化ユニ
ットにおいて蓄積し安定化して、次に、所定の総エネルギー量が消費されるまで医療デバ
イスによって消費または蓄積することができる。その場合、エネルギー安定化ユニットに
おける検出された総エネルギー蓄積量に基づいてエネルギー・バランスを求めることがで
きる。あるいは、エネルギー安定化ユニットにおける現在のエネルギー蓄積量の変化を検
出することによってエネルギー・バランスを求めることができる。他の代替実施形態では
、エネルギー安定化ユニットにおける現在のエネルギー蓄積量の変化の方向および率を検
出することによってエネルギー・バランスを求めることができる。

図１に関連して述べたように、適切なセンサを使用して、医療デバイスを適切に動作さ
せるのに必要なエネルギーの必要量を何らかの点で反映する、医療デバイスのある特性の
測定および／または患者の現在の状態の検出を行うことができる。したがって、医療デバ
イスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは患者の物理
的パラメータを求めることができ、次に、パラメータに基づいて求められる伝送率でエネ
ルギーを伝送することができる。さらに、総エネルギー伝送量が前記パラメータに基づく
量になるように無線エネルギーの伝送を制御することもできる。

内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを、まずエネルギー安定化ユニ
ットにおいて蓄積し安定化して、次に、所定の総エネルギー量が消費されるまで消費する
ことができる。さらに、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受容率が所定のエネル
ギー消費率に対応するように無線エネルギーの伝送を制御することができる。

さらに、医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／
あるいは患者の物理的パラメータを求め、パラメータに基づいて総エネルギー伝送量を求
めることができる。その場合、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーを
、まずエネルギー安定化ユニットにおいて蓄積し安定化して、次に、所定の総エネルギー
量が消費されるまで消費することができる。

エネルギーは、所定の蓄積率に従ってエネルギー蓄積デバイスに蓄積される。次に、所
定の総エネルギー量が蓄積されたときに無線エネルギーの伝送をオフにすることができる
。さらに、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受容率が所定の蓄積率に対応するよ
うに無線エネルギーの伝送を制御することができる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、パラメータに基づいて求められた総エネルギー量を
エネルギー蓄積デバイスに蓄積することができる。その場合、パラメータに基づいて求め
られる総エネルギー量をエネルギー蓄積デバイスに蓄積することができる。次に、内部エ
ネルギー受信器における総エネルギー受容量が総エネルギー蓄積量に対応するように無線
エネルギーの伝送を制御することができる。さらに、総エネルギー量が蓄積されたときに
無線エネルギーの伝送を自動的にオフにすることができる。

医療デバイスに使用されるエネルギーの一部が消費され、一部が蓄積されるとき、所定
のエネルギー消費率および所定のエネルギー蓄積率に基づいて無線エネルギーの伝送を制
御することができる。その場合、消費され蓄積される所定の総エネルギー量が受け取られ
たときにエネルギーの伝送をオフにすることができる。消費され蓄積される所定の総エネ
ルギー量が受け取られたときにエネルギーの伝送をオフにすることもできる。

医療デバイスの電気的パラメータおよび／または物理的パラメータならびに／あるいは
患者の物理的パラメータを求めると、前記パラメータに基づいて求められる単位時間当た
り伝送率に従ってエネルギーを伝送して、消費し蓄積することができる。総エネルギー伝
送量をパラメータに基づいて求めることもできる。

エネルギー蓄積デバイス内の第１および第２の蓄積デバイスを使用する際、第２の蓄積
デバイスはエネルギーを直接または間接的に医療デバイスに供給することができ、その場
合、差の変化は、第１の蓄積ユニットに蓄積されたエネルギー量の変化に対応する。この
場合、第１の蓄積デバイスにおけるエネルギー蓄積率の経時的な変化を検出することによ
って、変化に対応するエネルギー・バランスを求めることができる。エネルギー蓄積量を
示す測定された電気的パラメータの導関数を経時的に求めることによってエネルギー蓄積
量の変化を求めることもでき、この導関数はエネルギー蓄積量の変化に対応する。電気的
パラメータの変化率を検出することもでき、導関数が変化率に関係付けられる。電気的パ
ラメータは、エネルギー・バランスに関する測定された電圧および／または電流であって
よい。

内部エネルギー受信器による総エネルギー受容量と総エネルギー消費量との差を直接ま
たは間接的に経時的に測定すると、差の変化を検出することによってエネルギー・バラン
スを求めることができる。その場合、エネルギー消費量に関する測定された電気パラメー
タの導関数を経時的に求めることによって、エネルギー消費量の変化を検出することがで
き、この導関数はエネルギー消費量の変化率に対応し、変化率は変化の方向および速度を
含む。この場合、電気パラメータの変化率を検出することができ、導関数が検出された変
化率に関係付けられる。

外部エネルギー源からの無線エネルギーの伝送は、立ち上がりおよび立下りを有する第
１の電気回路からの電気パルスを外部エネルギー源に印加して無線エネルギーを伝送し、
電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さおよび／または
電気パルスの連続する立下りと立ち上がりとの間の第２の時間間隔の長さを変化させ、第
１および／または第２の時間間隔の長さに応じて変化する電力を有する電気パルスから生
成された無線エネルギーを伝送することによって制御することができる。

その場合、電気パルスの周波数は、第１および／または第２の時間間隔を変化させる際
にほぼ一定であってよい。電気パルスを印加する際、電気パルスは、第１および／または
第２の時間間隔が変化することを除いて変化しなくてよい。第１および／または第２の時
間間隔を変化させる際、電気パルスの振幅はほぼ一定であってよい。さらに、電気パルス
は、電気パルスの連続する立ち上がりと立下りとの間の第１の時間間隔の長さを変化させ
ることによってのみ変化させることができる。

電気パルスは、第１および／または第２の時間間隔の長さを変化させると、結果的に伝
送されるエネルギーが変化するような、連続するパルスの立ち上がり同士の間の周波数お
よび／または時間周期で第１の電気回路から放出することができる。電気パルスを印加す
る際、電気パルスはほぼ一定の周波数を有してよい。

本発明について特定の例示的な実施形態を参照して説明したが、この説明は概して、本
発明の概念を例示するものに過ぎず、本発明の範囲を限定するものとみなすべきではない
。特に、当業者には、上述の実施形態および例を方法と装置の両方として実施できること
が容易に理解されよう。本発明および様々な考えられる実施形態は一般に、以下の特許請
求の範囲によって定義される。

実施例の説明概略的な図３は、無線エネルギーの伝送を制御する本発明の装置、すな
わちエネルギー・バランス制御システムについての提案された構成のうちの１つの回路図
を示している。
この概略図は、２．５Ｖを中心とし、エネルギーの不均衡に比例する出力信号を有するエ
ネルギー・バランス測定回路を示している。２．５Ｖの信号レベルは、エネルギー・バラ
ンスが存在することを意味し、レベルが２．５Ｖより低くなった場合、インプラント内の
電源からエネルギーが取り出され、レベルが２．５Ｖより高くなった場合には、エネルギ
ーが電源に充填される。回路からの出力信号は通常、Ａ／Ｄ変換器に送られ、デジタル・
フォーマットに変換される。次に、このデジタル情報を外部送信器に送信し、外部送信器
が伝送される電力のレベルを調整するのを可能にする。他の可能性として、エネルギー・
バランス・レベルをある最大しきい値および最小しきい値と比較し、バランスが最大／最
小窓からずれている場合には外部送信器に情報を送信する比較器を使用する完全にアナロ
グなシステムを有することができる。

概略的な図３は、誘導的なエネルギー伝送を使用して体外からインプラントに電力を伝
送するシステムの回路実施例を示している。誘導エネルギー伝送システムは通常、外部伝
送コイルおよび内部受容コイルを使用する。受容コイルＬ１は、概略的な図３に含まれて
おり、図３では、システムの伝送部が除外されている。

エネルギー・バランスの一般的な概念および情報を外部エネルギー送信器に送信する方
法はもちろん、多数の異なる方法で実施することができる。概略的な図３および情報を評
価し送信する上述の方法は、制御システムをどのように実施すべきかについての例に過ぎ
ないものとみなすべきである。

回路の詳細概略的な図３において、符号Ｙ１、Ｙ２、Ｙ３などは、回路内のテスト・
ポイントを示している。テスト・ポイントは、以下の本文で説明する図中のグラフで参照
されている。
図中の構成部材およびそのそれぞれの値は、考えられる無限数の構成解決手段のうちの１
つに過ぎないこの特定の実施例で作用する値である。

回路を駆動するエネルギーは、エネルギー受容コイルＬ１によって受け取られる。イン
プラントへのエネルギーは、この特定の場合には２５ｋＨｚの周波数で伝送される。エネ
ルギー・バランス出力信号はテスト・ポイントＹ１に存在する。

図４は、受容コイルＬ１上の電圧Ｙ７ｘと、外部送信器からこのコイルによって受け取
られた入力電力Ｙ９とを示している。電力のグラフＹ９は、正規化されており、０から１
の間で変化し、この場合、１が最大電力を、０が零電力を示し、したがって、Ｙ９は、受
け取られた電力レベルの絶対値を示すものではない。電力テスト・ポイントＹ９は概略図
には存在しないが、送信器信号電力上の振幅変調信号である。図において、外部送信器か
らの電力が増大するにつれて受容コイルＬ１上のＹ７ｘ電圧が上昇することが分かる。Ｙ
７ｘ電圧が、インプラント内の電源Ｃ１の実際の充電が開始されるレベルに達すると、電
源が受容コイルに加える負荷のために、Ｙ７ｘレベルは、入力電力が増大するにつれてず
っと遅い速度で上昇する。

受容コイルＬ１は、ショットキー・ダイオードＤ１ｘ〜Ｄ４ｘを含む整流ブリッジに接
続されている。ブリッジからの出力電圧Ｙ７は、図５に示されている。コンデンサＣ６は
、ブリッジから高周波数充電電流を吸収し、ショットキー・ダイオードＤ３と一緒に、２
５ｋＨｚエネルギー伝送周波数が回路の残りの部分に進入するのを防止する。このことは
、システムのエネルギー・バランスが、Ｃ６−Ｄ３の組合せ無しで、ハイ・レベルの２５
ｋＨｚ交流充電電流を含むＲ１の両端間の電圧として測定されるため有利である。インプ
ラント内の電源はコンデンサＣ１である。コンデンサＣ３は、高周波数減結合コンデンサ
である。ＬＯＡＤという名前の抵抗器は、インプラント内の電源の仮想負荷である。電源
上の電圧Ｙ５も、電力グラフＹ９と一緒に図５に示されている。

図６における電圧Ｙ３は、演算増幅器Ｘ１を駆動するのに使用される、安定化された約
４．８Ｖの電圧である。Ｙ３電圧は、ＭｏｓＦｅｔＸ２、ツェナー・ダイオードＤ１、
コンデンサＣ４、および抵抗器Ｒ３から成るかなり標準的な線形電圧調整器によって安定
化される。図６では、調整器への入力電圧はＹ５として示されており、出力電圧はＹ３で
ある。

Ｘ１演算増幅器は、増幅器回路の利得を１０倍に設定するＲ６およびＲ７と一緒にエネ
ルギー・バランス信号を増幅するのに使用される。回路への入力信号は、図７に示されて
いる。Ｙ４は、ツェナー・ダイオードＤ１によって約２．７４Ｖのほぼ一定のレベルに固
定される。電圧Ｙ４は分流され、コンデンサＣ５によって高周波数が除外される。Ｙ４の
ＤＣ電圧の一部は、エネルギーのバランスをとるときにＹ１出力電圧を２．５Ｖに集中す
るために抵抗器Ｒ８によってＹ２電圧に結合される。電圧Ｙ２は、基本的にＲ１上の電圧
Ｙ６と同じ電圧であり、わずかに高い周波数がＲ９およびＣ７によって除外され、Ｒ８を
流れる電流によってＤＣレベルが変化させられる。Ｙ６とＹ２を比較する場合は、図７を
参照されたい。

図８の回路のエネルギー・バランス出力信号Ｙ１はまた、Ｙ６電圧に厳密に対応する。
Ｙ１電圧は１０倍に増幅され、ＤＣは、Ｙ６電圧の０Ｖではなく約２．５Ｖに集中するよ
うに変化する。エネルギー・バランス出力信号に接続された回路において、Ｙ１における
より高い信号レベルおよび約２．５ＶのＤＣ中心点を実現するのは非常に容易である。

図９は、エネルギー・バランス信号Ｙ１とインプラントの電源上の実際の電圧との関係
を示している。エネルギー・バランス信号は、電源上の電圧レベルＹ５の導関数である。
エネルギー・バランス信号Ｙ１が２．５Ｖに対して負であるとき、電圧レベルＹ５は低下
し、エネルギー・バランス信号が２．５Ｖに対して正であるとき、電圧レベルＹ５は上昇
する。エネルギー・バランス信号Ｙ１が２．５Ｖに対してより負また正になればなるほど
、より高速に電源上のＹ５電圧は上昇または降下する。

他の回路状態の図１０はおそらく、エネルギー・バランス信号が電源上のＹ５電圧にど
のように対応するかをずっと明確に示している。各トレースは、電源に投入されるエネル
ギーが一定のレベルに保持され、負荷が離散した４つのステップにおいて５ｍＡから３０
ｍＡの間で変化する状況を示している。負荷は、最初の２５ｍｓの間は３０ｍＡで、それ
に続く２５ｍｓの間は５ｍＡであり、その後同様に順次３０ｍＡおよび５ｍＡになる。電
源上のＹ５電圧が３０ｍＡの負荷のために一定のレベルで降下すると、導関数レベルは２
．５Ｖよりも低い一定のレベルになり、Ｙ５電圧が上昇すると、導関数電圧は一定のレベ
ルで正になる。

図１１の２つの図は、エネルギー・バランス信号Ｙ１と、負荷が変化すると共にインプ
ラントに投入される電力も変化する複合状況の回路内のエネルギーの不均衡との関係を示
している。図１１の第１の図中の２つのトレースは、電源への充電電流および負荷電流を
示している。充電電流はＩＹ１２トレースで表されており、負荷電流はＩＹ１０トレース
である。図１１の第２の図は、第１の図に示されている交流電流によって生成されるＹ１
電圧を示している。図示のように、エネルギーの不均衡のために電源におけるエネルギー
蓄積量が変化すると、導関数信号Ｙ１が不均衡に高速に応答する。

外部電力送信器が伝送された電力をエネルギーの不均衡に従って調整するのを可能にす
る外部電力送信器へのフィードバック信号としてエネルギー・バランス信号が使用される
システムでは、最適なエネルギー・バランスを維持し、かつ効率を最大に維持することが
可能である。図１２は、電源への充電電流および負荷電流を示しており、充電電流はＩＹ
１２トレースで表されており、負荷電流はＩＹ１０トレースであり、図１２は、このよう
なシステムにおける電源上の電圧レベルＹ５およびエネルギー・バランス信号Ｙ１も示し
ている。このシステムが、充電電流を増大させることによって負荷電流の変化に対して高
速に応答することがはっきりと分かる。エネルギー・バランス信号の小さなスパイクは、
フィードバック・ループの有限帯域幅のために負荷が高速に変化する縁部の所にのみ存在
している。このような小さなスパイクを除いてエネルギーは完全に均衡している。

図１３ａ〜図１３ｃは、装置がＢＯで示されている体器官の壁部に取り付けられたとき
の、本発明による一般的に構成された装置のそれぞれの異なる動作状態を概略的に示して
いる。装置は、ＣＳＤで示されている狭さくデバイスおよび刺激デバイスと、ＣＤで示さ
れ、狭さくデバイスおよび刺激デバイスＣＳＤを制御する制御デバイスとを含んでいる。
図９ａは、狭さくデバイスが器官ＢＯを狭さくさせておらず、刺激デバイスが器官ＢＯを
刺激していない非作動状態の装置を示している。図１３ｂは、狭さくデバイスが、器官Ｂ
Ｏの壁部を軽く狭さくさせて、狭さくした壁部内の血液循環がほとんど制限されず、かつ
壁部の内腔内の流れが制限される狭さく状態にするように、制御デバイスＣＤが制御する
非狭さく状態の装置を示している。図１３ｃは、刺激デバイスが、狭さくした壁部のそれ
ぞれの異なる領域を刺激し、したがって、器官ＢＯの壁部のほぼ全体が狭さくして（厚く
なり）内腔を閉鎖するように、制御デバイスＣＤが制御する刺激状態の装置を示している
。

図１３ｄおよび図１３ｅは、壁部の左側の領域（図１３ｄ参照）が刺激され、一方、壁
部の右側の領域が刺激されない第１の刺激モードと、壁部の右側の領域（図１３ｅ参照）
が刺激され、一方、壁部の左側の領域が刺激されない第２の刺激モードとの間を、狭さく
した壁部の刺激が循環的に変化し、狭さくした壁部において長時間にわたって十分な血液
循環が維持される状態を示している。

図１３ｄおよび図１３ｅに示されている刺激モードが、器官ＢＯの狭さくした壁部がど
のように刺激されるかについての原理的な例を構成するものに過ぎないことに留意された
い。したがって、狭さくした壁部の２つよりも多くの異なる領域を同時に、循環的にある
いは連続的に刺激することができる。さらに、狭さくした壁部のそれぞれの異なる領域の
群を連続的に刺激することができる。

図１３ｆ〜図１３ｈは、図１３ａ〜図１３ｅに示されている一般的な実施形態の変形例
のそれぞれの異なる動作状態を示しており、この場合、狭さくデバイスおよび刺激デバイ
スＣＳＤは、いくつかの別個の狭さく／刺激部材、ここでは３つの部材ＣＳＤＥ１、ＣＳ
ＤＥ２、およびＣＳＤＥ３を含んでいる。図１３ｆは、第１の動作状態の部材ＳＡＤＥ１
が作動して、器官ＢＯを狭さくさせると共に刺激し、したがって、器官ＢＯの内腔を閉鎖
し、一方、他の２つの部材ＣＳＤＥ２およびＣＳＤＥ３が作動しない状態を示している。
図１３ｇは、次の第２の動作状態の部材ＣＳＤＥ２が作動し、したがって器官ＢＯの内腔
が閉鎖され、一方、他の２つの部材ＣＳＤＥ１およびＣＳＤＥ３が作動しない状態を示し
ている。図１３ｈは、次の第３の動作状態の部材ＣＳＤＥ３が作動し、したがって器官Ｂ
Ｏの内腔が閉鎖され、一方、他の２つの部材ＣＳＤＥ１およびＣＳＤＥ２が作動しない状
態を示している。第１の状態と第２の動作状態と第３の動作状態を無作為にあるいは所定
の順序に従って切り替えることによって、器官のそれぞれの異なる部分を一時的に狭さく
させ刺激し、一方、器官の内腔を閉鎖したままにしておくことができ、それによって、器
官を損傷する危険性が最低限に抑えられる。各部材ＣＳＤＥ１〜ＣＳＤＥ３を器官の内腔
に沿って連続的に作動させて内腔内の流体および／または他の体物質を移動させることも
可能である。

図１３ｉ〜図１３ｋは、一般的な実施形態の変形例の、他の動作モードを示している。
したがって、図１３ｉは、第１の動作状態の部材ＣＳＤＥ１が作動して器官ＢＯを狭さく
させると共に刺激し、したがって、器官ＢＯの内腔を閉鎖し、一方、他の２つの部材ＣＳ
ＤＥ２およびＣＳＤＥ３が作動して器官ＢＯを狭さくさせるが刺激はせず、したがって、
器官ＢＯの内腔は完全には閉鎖されず、部材ＣＳＤＥ２およびＣＳＤＥ３が器官ＢＯに係
合する状態を示している。図１３ｊは、次の第２の動作状態の部材ＣＳＤＥ２が作動して
器官ＢＯを狭さくさせると共に刺激し、したがって、器官ＢＯの内腔を閉鎖し、一方、他
の２つの部材ＣＳＤＥ１およびＣＳＤＥ３が作動して器官ＢＯを狭さくさせるが刺激はせ
ず、したがって、器官ＢＯの内腔は完全には閉鎖されず、部材ＣＳＤＥ１およびＣＳＤＥ
３が器官ＢＯに係合する状態を示している。図１３ｋは、次の第３の動作状態の部材ＣＳ
ＤＥ３が作動して器官ＢＯを狭さくさせると共に刺激し、したがって、器官ＢＯの内腔を
閉鎖し、一方、他の２つの部材ＣＳＤＥ１およびＣＳＤＥ２が作動して器官ＢＯを狭さく
させるが刺激はせず、したがって、器官ＢＯの内腔は完全には閉鎖されず、部材ＣＳＤＥ
１およびＣＳＤＥ２が器官ＢＯに係合する状態を示している。第１の動作状態と第２の動
作状態と第３の動作状態とを無作為にあるいは所定の順序に従って切り替えることによっ
て、器官のそれぞれの異なる部分を一時的に刺激し、一方、器官の内腔を閉鎖されたまま
にしておくことができ、それによって、器官が損傷する危険性が低減する。部材ＣＳＤＥ
１〜ＣＳＤＥ３の刺激を器官ＢＯの内腔に沿って連続的に作動させて内腔内の流体および
／または他の体物質を移動させることも可能である。

図１４〜図１６は、患者の器官の組織壁によって形成された内腔内の流体および／また
は他の体物質の流れを制御する、本発明による装置の実施形態の基本的な構成部材を示し
ている。この装置は、開放端部を有する管状ハウジング１と、ハウジング１内に配置され
た狭さくデバイス２と、狭さくデバイス２と一体化された刺激デバイス３と、狭さくデバ
イス２および刺激デバイス３を制御する制御デバイス４（図１６に示されている）とを備
えている。狭さくデバイス２は、管状ハウジング１内で、図１５に示されている引き込み
位置と図１６に示されているクランプ位置との間を互いに接近したり離れたりするように
半径方向に移動可能である細長い２つのクランプ部材５、６を有している。刺激デバイス
３は、クランプ部材５、６の一方の電気部材７が他方のクランプ部材の電気部材７に面す
るようにクランプ部材５、６上に位置する多数の電気部材７を含んでいる。したがって、
この実施形態では、狭さくデバイスと刺激デバイスは、狭さくデバイスと刺激デバイスが
単一の部材として一体化された狭さく／刺激ユニットを形成している。

狭さくデバイスと刺激デバイスを互いに分離してもよい。この場合、電気部材７同士を
互いに対して一定の向きに保持する構造を設けることができる。あるいは、電気部材７は
、患者の器官の壁部に別個に取り付けられた電極を含んでよい。

図１７ａは、本発明の実施形態による、送られるパルスの一例を示している。パルスは
、一定の周波数および振幅を有している。しかし、時間ｔ１と時間ｔ２の関係は変動して
いる。

図１７ｂは、本発明の第２の実施形態による、送られるパルスの他の例を示している。
時間ｔ１の間にパルス列が送られ、時間ｔ２の間はパルスは送られない。パルスは、一定
の周波数および振幅を有している。しかし、時間ｔ１と時間ｔ２の関係は変動している。

１００、２００医療デバイス；１０２、２０２内部エネルギー受信器；１０４、
２０４外部エネルギー源；１０６、２０６外部制御ユニット；１０８、２０８
内部制御ユニット；１１０内部信号送信器；１１２外部信号受信器。

無線エネルギーは最初、所定のエネルギー消費率と蓄積率とに従って伝送することができる。その場合、無線エネルギーの伝送は、所定の総エネルギー量が伝送されたときにオフにすることができる。この場合、内部エネルギー受信器によって受け取られたエネルギーは、所定の総エネルギー量が消費されかつ／あるいは蓄積されるまで医療デバイスを動作させるのに消費されかつ／あるいはエネルギー蓄積デバイスに蓄積される前に、エネルギー安定化ユニットにおいて蓄積し安定化しておくこともできる。

無線エネルギーの伝送は、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受信率がエネルギー消費率および／または蓄積率に対応するように制御することができる。その場合、無線エネルギーの伝送は、所定の総エネルギー量が消費されたときにオフにすることができる。

無線エネルギーの伝送は、内部エネルギー受信器におけるエネルギー受容率がエネルギー消費率および／または蓄積率に対応するように制御することができる。その場合、無線エネルギーの伝送は、所定の総エネルギー量が消費されたときにオフにすることができる。

Claims

患者の体内に移植された電気的に動作可能な医療デバイスに供給される無線エネルギー
の伝送を制御する装置であって、前記患者の体外に配置した外部エネルギー源から伝送さ
れる前記無線エネルギーは、前記患者の体内に配置された内部エネルギー受信器によって
内部エネルギーとして受信され、前記内部エネルギー受信器が受信したエネルギーを直接
的または間接的に前記医療デバイスに供給するために前記医療デバイスに接続され、前記
装置は、
− 前記内部エネルギー受信器によって受け取られた前記エネルギーと前記医療デバイス
に使用される前記エネルギーとのエネルギー・バランスを決定し、
− 前記無線エネルギーの伝送中に内部制御ユニット又は外部制御ユニットによって前記
エネルギー・バランスを決定し、
− 前記外部エネルギー源によって送られる無線エネルギーの供給を制御できるように患
者の体内から情報をフィードバックし、
− 決定された前記エネルギー・バランスに基づいて、前記外部エネルギー源からの無線
エネルギーの伝送を制御するように、構成される制御ユニットを備え、
前記無線エネルギーの伝送は、次のａ）およびｂ）の少なくとも１つに従って制御され
ることを特徴とする装置。
ａ）前記医療デバイスにおけるエネルギー消費率、エネルギー蓄積率又はエネルギー消
費率とエネルギー蓄積率の両方と前記内部エネルギー受信器のエネルギー受信率との差。
ｂ）前記内部エネルギー受信器で受信した全エネルギー量と、前記医療デバイスにおい
て消費および／または蓄積された全エネルギー量との差。