JP5396388B2 - 埋め込み型血管内医療装置 - Google Patents

Description

本発明は、概して、電気部品に関し、より詳細には、血管内装置等の埋め込み型医療装置で使用するのに適した狭いフォームファクタを有するチョークまたは変圧器等の誘導性要素に関する。

ペースメーカ、デフィブリレータ、および埋め込み型カーディオバータデフィブリレータ（ＩＣＤ）等の埋め込み型医療装置は、心調律状態の処置のために何年間もの間患者の中に成功裏に埋め込まれる。ペースメーカは、徐脈期間を検出し、低エネルギー電気刺激を送出して心拍数を高めるために埋め込まれる。ＩＣＤは、心室頻脈（ＶＴ）または心室細動（ＶＦ）が検出される場合に、高エネルギー刺激を送出することによって心臓をカーディオバージョンするかまたはデフィブリレーションして、心拍数を緩徐にするかまたはリセットするために患者の中に埋め込まれる。別のタイプの埋め込み型装置は、心房細動（ＡＦ）の出現を検出し、電気刺激を心房に送出して心臓の上腔と下腔との間の電気的協調を回復させる。なお別のタイプの埋め込み型装置は、薬物治療や遺伝子治療を貯蔵し送出して、心臓不整脈を含む種々の状態を処置する。これら全ての埋め込み型装置の最新式のものは、通常、患者の血管系を介して心臓内に埋め込まれるリード線によって治療を行う、皮下埋め込み式の缶（ｃａｎ）形状装置である。

次世代の埋め込み型装置は、皮下に代えて、患者の血管系内に埋め込まれる細長い血管内装置の形態をとってもよい。これらの血管内埋め込み型装置の例は、例えば、米国特許第７０８２３３６号、米国特許出願公開第２００５／００４３７６５Ａ１号、同第２００５／０２０８４７１Ａ１号、および同第２００６／０２１７７７９Ａ１号に記載される。この型の装置は、装置の周りに十部な量の血流を確保しながら、脈管構造の内部への挿入および埋め込みを容易にするために、約３〜１５ｍｍの直径および約１０〜６０ｃｍの長さを有しうる。こうした幾何学的制約内で、装置は種々の機能を実施するための電気または電子部品および回路要素を内包する。

埋め込み型装置は、オンボードエネルギー貯蔵部（通常、電池）、および、貯蔵エネルギーを、電気治療を送出するように装置を動作させるのに適した形態に変換する高電圧変換器回路を有する。カーディオバータまたはデフィブリレータタイプの装置では、高電圧変換器回路要素は、通常、カーディオバージョンまたはデフィブリレーション電気治療の適用時に使用するための、高電圧のエネルギー（通常、少なくとも、５０〜８００ボルトで１〜４０ジュールの範囲）を生成する回路を含む。エネルギー貯蔵部において、利用可能な有限量のエネルギーしか存在しないため、また、電池を交換することが、通常、埋め込み式装置を取り出すか、または、その他の方法で埋め込み式装置にアクセスするための外科手技、あるいは、エネルギー貯蔵部を再充電するために長い期間を必要とする可能性がある再充電プロセスを伴うため、非常に効率的な回路要素を設けることが、装置の有効寿命を延長すると共に、装置を実行可能な限り小さくすることにとって重要である。したがって、埋め込み型装置で使用される高電圧変換器は、できる限り効率的であるべきである。

スイッチングモード電力変換器は、一般に、エネルギー貯蔵部からの電圧を、電気治療の送出に必要とされる高電圧に昇圧するための最も効率的な配置構成の１つであると考えられる。このタイプの変換器は、断続的な電流を、チョークまたは変圧器等の誘導性要素に印加し、誘導性要素によって発生される、関連する時間変動する磁界によって生成される電圧昇圧効果を利用することによって動作する。種々のスイッチング変換器トポロジーおよび動作モードはよく知られている。例は、ブースト変換器、フライバック変換器、ＳＥＰＩＣ（シングルエンデッド１次インダクタンス変換器）、およびＣｕｋ変換器を含む。ブースト変換器およびあるＣｕｋ変換器トポロジーは、一または複数のインダクタを使用し、一方、フライバック、ＳＥＰＩＣ、および他のタイプのＣｕｋ変換器は、電圧変換機能を実施するための主要な誘導性要素として変圧器を使用する。あるＳＥＰＩＣトポロジーは、インダクタと変圧器を共に使用する。

誘導性要素（インダクタであれ、磁気結合したインダクタのセットであれ）は、一般に、ワイヤからなる少なくとも１つのコイル、および、強磁性材料等の比透磁率が高い磁気コアから構築される。コアは、磁界を当該要素の近くに制限するように働き、それによりインダクタンスを増加させる。コアは、コイルの中心を通り、近接しうるリターン経路に沿って磁束を誘導する磁束経路を提供するか、または、別法として、複数の非近接リターン経路部を有しうる。誘導性要素について種々のコア幾何形状が知られている。いくつかのコア幾何形状は、フェライトボビンを包み込んだエナメルコーティングされたワイヤであって、外側に露出している、ワイヤとして構築されたものであり、一方、他のコア幾何形状は、シールド効果を改善するために、ワイヤをフェライト内に完全に閉囲したものである。コア幾何形状には、通常、トロイダル構造、Ｃ形やＥ形状構造、ポスト形状構造、および平面構造が含まれる。

スイッチングモード変圧器の場合、埋め込み型装置用の高電圧変換器回路で使用するための通常の巻回数比Ｎｐ：Ｎｓは、１次巻線数をＮｐ、２次巻線数をＮｓとした場合、１：１５程度でありうる。信号およびリニア電源のために使用される変圧器と違って、スイッチングモード回路で使用される変圧器は、エネルギーを伝達するように設計されるだけでなく、スイッチング期間の相当期間にわたってエネルギーを貯蔵するようにも設計される。例えば、（コア渦電流損を低く維持するために選択された周波数である）約６０Ｈｚでスイッチングし、また、２０００〜４０００の比透磁率を有するパワーフェライト材料製のコアを有する変圧器を有する電力変換器では、ある程度の最小１次インダクタンスが変圧器に必要となる。

誘導性要素内の貯蔵エネルギーのほとんどは、コアの空気ギャップ内に貯蔵される。所望のエネルギーを貯蔵するのに、一定の空気ギャップ容積が必要とされる。しかし、ギャップ長を増加させることは、変圧器またはインダクタのインダクタンスを減少させる。誘導性要素の巻線インダクタンスは、巻線数の２乗および容積内で生成される磁束の方向に直交する磁気断面積に正比例する。空気ギャップの増加によるインダクタンスの損失を補償するために、より多くの巻線数または磁束経路についてのより大きな断面積が必要とされる。より多くの巻線は、より大きな容積を占め、抵抗の増加によって装置の電力損失を増加させる。従来のコア幾何形状の磁束経路についてその断面積の増加は、コアのサイズを大きくし、ひいては、巻線用の空間を減じたり装置全体のサイズを大きくさせたりする。

患者の脈管構造内に埋め込まれ、ほぼ円形断面積を有する細長い構造の形態をとり得る血管内埋め込み型装置の観点から、標準的な円形ポット状のコアが変圧器のフェライトコアとして使用される場合、その磁気断面積は埋め込み型装置の断面積より幾分小さな面積に制限されることになる。この制限が与えられた場合、インダクタンスを増加させる１つの代替法は、巻線の数を増加させることである。残念ながら、これは、高電圧変換器について比較的高い巻線の巻回数比が必要となるため、変圧器の巻線容積を増加させる。総巻線数を増加させることによって巻線の総合抵抗が高くなることに加えて、この手法はまた、巻線を収容するためにより長い変圧器を必要とすることになる。

長く狭いポットコアは、コアの直径にわたって巻線断面積が制限されるため、埋め込み型血管内装置で使用されると難しい巻線問題を呈する。さらに、埋め込み型血管内装置の変圧器の長さに対する実用上の制限が存在する。例えば、埋め込み型血管内装置のハウジングは、脈管構造を通して装置を経路制御することを容易にするために、ある量の柔軟性を提供しなければならない。剛体ハウジング要素にある長い部分は、装置の屈曲半径の制限となる。さらに、変圧器を収容する筐体部は、回路要素、入力・出力ハードウェア、配線等を収容するために、変圧器の端部の向こうまで広がる空間を必要とすることがある。

血管内装置の寸法範囲内で使用するために、Ｅコアや、ＥＦＤまたはＥＲコア等のその誘導体の１つをスケーリングダウンすること等の他の手法は、電力変換器回路についてのエネルギー貯蔵およびインダクタンス要件が与えられると、実行可能でない可能性がある。例えば、変圧器について目標１次インダクタンスを達成するには不十分な巻線エリアしか存在しない可能性がある。電気性能が、小さなサイズで達成可能であったとしても、スケールダウンされたＥコアタイプ誘導性要素を血管内装置のハウジング内で使用することは、誘導性要素の周りのハウジング内に過剰の容積が残るため、ハウジング容積を浪費することになる。

血管内埋め込み型装置のサイズ制約が与えられると、現在の誘導性要素を使用して高電圧電気治療信号を有効にかつ効率的に生成しうる電力変換器を設計することは、かなりの問題を呈する。従来の缶形状埋め込み型デフィブリレータのような従来の埋め込み型装置の高電圧変換器について必要とされる機能および性能要件を通常提供することができるＥコア、Ｃコア、トロイダルコア、およびポットコア等の通常のコア形状および幾何形状は、埋め込み型血管内装置の小さな直径の空間で使用するのに好適ではない。

本発明は、概して、脈管構造内への埋め込みに適合した細長いフォームファクタを有する埋め込み型血管内装置（ＩＩＤ）内での使用に適合した誘導性要素を対象とする。

誘導性要素は、ＩＩＤのフォームファクタの内側表面輪郭に対応する外側表面輪郭を有するコアを含む。細長い、または、横長の巻線の組は、誘導性要素の主要な長さ寸法に沿って縦に配置される。巻線はまた、ＩＩＤのフォームファクタの長手方向軸に対して半径方向に沿って磁界を生成するように配置される。

本発明の一態様では、埋め込み型血管内医療装置は、長さおよび当該長さに垂直に画定される略丸い断面を含む細長い幾何形状を有するフォームファクタを画定する構造を含む。こうした構造の１つの例は、ハウジングまたは密閉したバリアを提供する筐体の一部分であり、脈管構造内への埋め込みに適した略円柱のフォームファクタを有する。回路は、フォームファクタ内に位置し、電池等のエネルギー貯蔵装置と、エネルギー貯蔵装置の出力を比較的高い電圧に変換するように働く変換器回路とを含む。変換器回路は、フォームファクタに対応する形状の外側表面を有する誘導性要素を含む。誘導性要素は、その長さにほぼ垂直な方向に磁界を生成するように配置されたコイルを含む。

本発明の別の態様による埋め込み型血管内医療装置は、あるフォームファクタ長さおよび当該フォームファクタ長さに垂直に画定されるほぼ丸いフォームファクタ断面を含む細長い幾何形状を有するフォームファクタを画定する構造を含む。回路は、フォームファクタ内に位置し、あるコア長さおよび当該長さに垂直に画定されるコア断面を有する磁気材料のコアと、ループ面積を画定する複数の巻線を有するコイルとを含む誘導性要素を有する。コイルが励磁されたときフォワード経路およびリターン経路に沿ってコア内で磁界を生成するように、コアの一部分はループ面積内に位置する。フォワード経路内の磁束の総断面積とリターン経路内の前記磁束の総断面積の和が、コア断面の面積より大きい。

本発明の一態様による誘導性要素（例えば、インダクタまたは変圧器）は、コア長さおよびほぼ円柱の外側境界を有する磁気材料のコアと、ループ面積を画定する複数の巻線を有する少なくとも１つのコイルとを含む。少なくとも１つのコイルが励磁されたときコアを通る磁束経路に沿って閉磁束を生成するように、コアの一部分はループ面積内に位置する。磁束経路の長さは、コア長さより小さい。

本発明の別の態様によれば、埋め込み型血管内装置で使用するための誘導性要素は、磁気材料のコアを備える。コアは、第１参照軸に沿う主要な長手方向寸法およびほぼ丸い外側境界を有するコア断面を有し、コア断面は、第１参照軸に直交する第１参照平面内で画定される。コアはポストを含み、少なくとも１つのコイルがポストの周りに配置され、コイルは励磁されたとき第１参照軸に垂直に磁界を生成するように配置される。

本発明の別の態様による、埋め込み型血管内装置を作製する方法は、回路を閉囲するためのほぼ密閉したバリアであって、ほぼ円柱の外部表面を有し、内部フォームファクタを画定する、ほぼ密閉したバリアを形成することを含む。誘導性要素は、バリア内に位置するように、回路の一部として組立てられて、少なくとも誘導性要素の外側表面輪郭の大部分が、内部フォームファクタに対応する。そのため、バリアに対して半径方向に沿って磁界を生成するために、細長い巻線の組がバリア内に縦に配置され、また、磁界に対する透磁性材料を実質的に通過する閉磁気経路が構成される。

１つの例示的な実施形態では、誘導性要素は、仕切部屋または部品を収容する他の筐体の円柱内側壁に整合する円柱外側壁を有する。別の例示的な実施形態では、誘導性要素は、誘導性要素の周りに形成された外部ＩＩＤ表面の少なくとも一部分に関連する前もって画定された制約内の寸法を有する円柱外側壁を有する。誘導性要素を組立てることは、仕切部屋に対して半径方向に沿って磁界が生成されるように細長い巻線の組を仕切部屋内で縦に配置すること、および、磁界に対する透磁性材料を実質的に通過する閉磁気経路を構成することを含む。閉磁気経路は、空気ギャップが有る状態かまたは無い状態で磁気コアを設けることによって提供されうる。

本発明の実施形態によってとられる手法は、インダクタンスの改善およびＡＣ磁束密度の減少のために、比較的大きくより使用可能な磁束断面積を提供しながら、磁気材料について利用可能なＩＩＤのフォームファクタ内の容積を改善する誘導性要素を提供する。使用可能な容積を改善することは、フォームファクタに関連するほぼ円柱空間内にフィットするように、変圧器輪郭の多くを形作ることによって達成されうる。磁束にほぼ直交する大きな断面積を与えることは、ＩＩＤに対して縦の平面上に変圧器導体を巻きつけることによって実現されうる。巻きつけによって形成される断面積を通して生成される磁束の方法は、断面積に垂直な軸に沿う。比較的大きな磁束は、制限なしで、フライバック、ＳＥＰＩＣ、またはＣｕｋ変換器等のいくつかの電力変換器トポロジーで有用でありうる。誘導性要素はまた、Ｂｕｋまたはブーストレギュレータ、あるいは、インダクタまたは変圧器を利用する他の回路等の、他のタイプの電力回路で使用されてもよい。

本発明のいくつかの実施形態によるフォームファクタは、ＩＩＤハウジング寸法、および、誘導性要素を収容する筐体内の他の部品の存在に基づいて画定されうる。例えば、配線、インタフェースハードウェア、または回路要素等の、さらなる電気的または機械的部品が、誘導性要素がその中に位置するハウジング内に存在する実施形態では、フォームファクタは、これらの部品およびハウジングによって制限される容積を考慮しうる。関連するタイプの実施形態では、フォームファクタは、誘導性要素を通り過ぎて縦に延びる配線または回路要素のために、変圧器の長さに沿う空間を含みうる。

本発明の態様は、ＩＩＤの回路要素が、回路タイプの中でもとりわけ、ＩＩＤの制限された空間を占める電力変換器回路の性能レベルであって、そのレベルが、同じ寸法制約内で従来の電力変換器部品を使用して過去に達成できなかった、性能レベルを達成することを可能にする。これらの進歩は、従来の技術に基づく装置と比較してより長い寿命を有する、有利なことには、患者に埋め込むのが容易でより効果的な電気治療を投与する、小型で高性能の埋め込み型血管内装置の設計をもたらしうる。

本発明は、添付図面に関連して本発明の種々の実施形態の以下の詳細な説明を考慮してより完全に理解されてもよい。

人の心臓解剖学的構造を示す斜視図。 本発明の一実施形態による埋め込み型血管内ペーシング装置の平断面図。 図２の模式図。 本発明の別の実施形態による埋め込み型血管内ペーシング装置の平断面図。 図３の模式図。 Ａ乃至Ｅは公知タイプのスイッチングレギュレータトポロジーを示す回路図。 Ａ乃至Ｇは公知幾何形状の誘導性コアの斜視構成図。 本発明の一態様による狭いフォームファクタの誘導性要素アセンブリを示す分解構成図。 本発明の別の態様による別の狭いフォームファクタの誘導性要素アセンブリを示す分解構成図。 図７Ａの組立後の誘導性要素の断面図。 図６の誘導性要素等の、本発明の一実施形態による例示的な誘導性要素のコアを通るシミュレートされた磁束密度を示す図。 図７Ａ〜７Ｂの誘導性要素等の、本発明の別の実施形態による、例示的な誘導性要素のコアを通るシミュレートされた磁束密度を示す図。 １つの例示的な実施形態による電力変換器回路を示す図。 １つの例示的な実施形態による電力変換器用の制御システムの一部分を示す図。

本発明は種々の変更形態および代替形態を受け入れる一方が、それらの詳細は、図面において例として示されており、また、詳細に説明するであろう。しかし、特定の実施形態に本発明を限定する意図ではないことが理解されるべきである。むしろ、添付特許請求の範囲によって規定される本発明の思想および範囲内に属する全ての変更物、等価物、および代替物をカバーすることを意図する。

本発明の以下の詳細な説明では、本発明の完全な理解を可能にするために、いくつかの特定の詳細を説明する。しかし、本発明が、これらの特定の詳細がない状態で実施されてもよいことが当業者には明らかである。他の例では、本発明の態様を不必要に曖昧にしないために、公知方法、プロシジャ、および部品については、詳細に説明していないこともある。

ここで図１を参照すると、心臓および主要な血管を含む、人の一般的な心臓解剖学的構造が示される。解剖学的部位には参照符号を付して以下のように特定する。すなわち、右鎖骨下静脈１０２ａ、左鎖骨下静脈１０２ｂ、上大静脈（ＳＶＣ）１０３ａ、下大静脈（ＩＶＣ）１０３ｂ、右心房（ＲＡ）１０４ａ、左心房（ＬＡ）１０４ｂ、右腕頭静脈１０５ａ、左腕頭静脈１０５ｂ、右内頚静脈１０６ａ、左内頚静脈１０６ｂ、右心室（ＲＶ）１０７ａ、左心室（ＬＶ）１０７ｂ、大動脈弓１０８、下行大動脈１０９、右とう側皮静脈１０９ａ、左とう側皮静脈１０９ｂ（図１に示さず）、右腋窩静脈１１０ａ（図１に示さず）、および左腋窩静脈１１０ｂである。

本発明の一実施形態は、電気刺激によって心臓不整脈を処置するための種々の機能について使用されてもよい血管内電気生理学的システムを説明する。これらの機能は、デフィブリレーションや、ペーシング、カーディオバージョンを含むことができる。一般に、電気生理学的治療のための血管内埋め込み型装置の要素は、通常、少なくとも１つの装置本体と、任意であるが、本体に結合された少なくとも１つのリード線を含む。あるいは、血管内埋め込み型装置は、血管内埋め込み型薬物・遺伝子治療装置、電気治療・薬物・遺伝子治療を共に送出しうる組合せ式血管内埋め込み型装置、あるいは、例えば、薬物・遺伝子治療送出装置やポンプ、または、電動式送出・治療装置に電力供給するために、高電圧変換器がそこで利用される別の血管内埋め込み型装置の実施形態の場合等では、リード線を全く有しないこともある。

本説明には血管内デフィブリレータ・ペーシング装置２０とリード線２８等の血管内埋め込み型電気生理的装置の種々の例が示される。これらの例において、血管内装置２０の種々の実施形態を説明するために２０ａ、２０ｂ、２０ｃ等の参照符号を使用しており、一方、他の場合において心臓電気生理学以外のまたは心臓電気生理学に加えて治療を提供するために本発明によって使用される可能性があるタイプの血管内装置をより包括的に指すのに参照符号２０を使用することがある。同様に、参照符号２８は、システムの一実施形態によって使用される可能性があるタイプのリード線を包括的に指すのに使用することがある。参照符号１００は、概して人の身体内の血管や血管壁を指す。

一実施形態では、装置２０は、埋め込み型電気生理学装置のシステム機能を実行するために必要であると当技術分野で知られている部品を含む。例えば、装置２０は、一または複数のパルス発生器であって、関連する電池、コンデンサ、マイクロプロセッサ、および、デフィブリレーションや、カーディバージョン、ペーシング用の電気生理的パルスを発生する回路要素を含む、一または複数のパルス発生器を含み得る。装置２０はまた、心臓の不整脈または他の異常活動を検出するための検出回路要素を含み得る。装置２０内には、装置の用途に応じて、特に、装置２０が、検知機能と共に、デフィブリレーションや、カーディバージョン、ペーシングを実施することを意図されるかどうか、あるいは、装置が、薬物・遺伝子治療を検出したり送出するよう、または、他の治療または診断機能を実施するよう構成されているかどうかに応じて、特定の部品が設けられる。

装置２０は、脈管構造内へ挿入可能に、血流妨害を最小に、患者の脈管構造内に係留可能な形状に形成される。身体内への装置２０の導入に適した部位は、右または左大腿静脈あるいは右または左鎖骨下静脈を通るアクセスを使用する静脈系を含みうるが、それに限定されない。代替の実施形態では、血管内埋め込み型装置は、動脈系で使用するよう構成され得る。

本発明を説明する目的で、装置２０の種々の部分を、大腿静脈内の導入部位を基準にした位置として、近位部分２２、中央部分２４、および遠位部分２６と呼ぶことがある。しかし、鎖骨下静脈等の代替のアクセス部位が、装置２０を導入するのに使用された場合、装置２０の種々の部位２２、２４、および２６は、患者の胴体内の血管系内における装置２０の下位置または上位置を基準にして呼ぶこともできると理解できるであろう。

一実施形態では、装置２０は、３〜１５ｍｍ以下の範囲でありうる流線型の最大断面径を有することができ、一実施形態では、３〜８ｍｍ以下の最大断面径を有する。横断方向（すなわち、長手方向軸を横切る方向）の装置２０の断面積は、必要とされる部品を依然として収容し得る範囲で可能な限り小さくすることができる。この面積は、ほぼ７９ｍｍ^２以下の範囲、ほぼ４０ｍｍ^２以下の範囲、または、１２．５〜４０ｍｍ^２の間でありうる。

一実施形態では、横断方向（すなわち、長手方向軸を横切る方向）の装置２０の断面は、円形断面を有してもよいが、三日月、扁平、または楕円断面のような他の断面であってもよい。装置上で血栓形成を助長しうるボイドまたは凹所を避けるために、装置は平滑で連続する輪郭を有するように構成することが非常に望ましい。装置を取り出すまたは外植する際の補助となる円形断面を持たせることも非常に望ましく、その円形断面は、起こり得る血栓または凝固をなくして、取り出し中または外植中に装置へのトルク付与または回転を容易にする。

一実施形態では、装置２０の外部表面は、ｅＰＴＦＥ等の電気絶縁性の材料や層、コーティングを含む。例えば、装置２０上での血栓形成を防止するために、抗血栓性であるコーティング（例えば、超臨界二酸化炭素を使用して塗布されたパーフルオロカーボンコーティング）を設けることが望ましい場合がある。内皮化または細胞内部成長を最小にするために抗増殖性特性を有するコーティングも有利である場合がある。それは、装置２０内へのまたは装置２０上での成長を最小にすることは、装置が外植されるときの、血管外傷を最小にするのに役立つことになるからである。そのコーティングは、そのため同様に、抗血栓性組成物（例えば、ヘパリン硫酸）や細胞内部成長を抑制する組成物や免疫抑制薬を溶出するコーティングであってよい。装置２０のハウジングが導電性である場合、この層またはコーティングは、図２Ａ〜２Ｄに示すように、必要であるハウジングの表面上に露出した電力領域が残るように、選択的に塗布されるかまたは除去される。

一実施形態では、装置２０のハウジングまたはその所定部分は、いくつかの外部境界要件を満たすように設計されたフォームファクタを有する。例えば、外部境界要件は、ある寸法公差内にある指定された外部幾何形状（円柱形状または他の適した丸い形状等）であってよい。この実施形態によるハウジングはまた、筐体厚さ仕様を有してもよい。例えば、特定の円柱ハウジングは、例えばプラスマイナス５％の公差、および、例えば１ｍｍの最小壁厚要件によって指定された１０ｍｍ外径（ＯＤ）境界を有してもよい。

部品について許容される最小空間が与えられると、部品は、それ自体、筐体の制約内にフィットする大きさに作られなければならない。１ｍｍ壁が最小である１０ｍｍプラスマイナス５％ＯＤの先の例を参照すると、（相互接続配線を含む）部品は、１０−１０（０．０５）−１すなわち８．５ｍｍの横断寸法を有するフォームファクタ内にフィットしなければならない。利用可能な空間を効率的に利用するために、装置２０内に部品を配置することが望ましい。本発明の態様に従って達成されうる誘導性要素についてのサイズおよび寸法は、これらの部品の選択および設計におけるさらなる柔軟性を提供する。それは、誘導性要素の設計が、部品について利用可能な比較的大きな容積を残しながら、空間効率的な容積内で所望の性能特性を発揮しうるからである。

その内容物についての空間効率的な配置構成を有する装置の例は、図２Ａ、２Ｂ、および２Ｃに示される。一例は、図２Ａの参照符号２０ａによって特定される。装置２０ａの一実施形態は、装置２０ａ内に収容される部品を見られるようにするために、図２Ａに断面で示す一または複数の細長いハウジングまたは筐体３２を含む。一実施形態では、筐体３２は、任意選択であるが、導電性で、生体適合性で、殺菌が可能で、筐体３２内に収容される部品を密閉することが可能な材料で形成される剛体的または半剛体的なハウジングである。こうした材料の一例はチタンであるが、他の材料が同様に使用されてもよい。

筐体３２内には、装置２０ａの動作を支配する電子部品３４がある。例えば、図２Ａの実施形態では、部品３４ａは、リード線２８によるデフィブリレーションパルスの送出に関連し、一方、部品３４ｂは、デフィブリレーションリード線または別個のリード線２８上の検知電極を使用して実施される検知機能に関連する。部品３４ｂから部品３４ａを絶縁することは、高電圧回路要素３４ａの動作に付随して発生する電磁干渉（ＥＭＩ）が、検知回路要素３４ｂの性能に干渉する場合に望ましい場合がある。絶縁は、おそらく干渉性があり感受性の強い部品間の物理的分離を、電界シールド、磁界シールドまたはそれらの組合せによって増加させることによって達成されてもよい。

装置２０ａはさらに、装置に電力を供給するための一または複数の電池３６等のエネルギー源を含む。カーディオバータ・デフィブリレータ装置のいくつかの実施形態では、一または複数の高電圧コンデンサ３８が、一または複数のリード線２８や筐体３２の外部表面上の一または複数の露出電極４０に送出される電荷を貯蔵するために設けられる。一または複数の回路インターコネクト４２は、電子部品３４と、一または複数のリード線２８と、電極４０と、電池３６と、コンデンサ３８との間の電気結合を提供しうる。

図２Ａに示すように、装置２０ａの部品は、装置２０ａに流線型外形を与えるために互いに直列に配置されてもよい。装置２０ａは、患者の脈管構造内に埋め込まれることを意図されるため、細長い装置が、脈管構造を容易に通過することを可能にするために、ある程度の柔軟性が望まれる。柔軟性は、筐体３０内に一または複数の破断部４４を形成することによって、また、各破断部４４に一または複数のヒンジゾーン４６を形成することによって等で、装置２０をセグメント化することによって付加されてもよい。そのため、ヒンジゾーン４６は、脈管構造の湾曲した領域を通って装置２０ａを通過させることに応じて、または、位置決めすることに応じて、装置２０ａの長手方向軸に対して曲がりうる動的柔軟性ゾーンを形成する。

血管内埋め込み型ペーシング装置についての部品の配置の第２の例は、参照符号２０ｂによって特定され、図２０Ｂに示される。部品の多くは、図２Ａに示す部品と同じであり、また、図２Ｂに関連して再び説明されないであろう。この第２の実施形態は、電子部品３４が、主に筐体３２の単一エリア内に含まれてもよい点で、第１の実施形態と異なる。あるいは、装置２０ｂは、装置２０ｂ用の部品および所望の固定ロケーションに応じて一または複数の破断部４４およびヒンジゾーン４６を含んでもよい。この構成は、例えば、装置２０が、ペーシング機能を実施することだけを意図される（そのため、デフィブリレーション回路要素内に見出される比較的ノイジーな充電回路要素が無い）とき、または、図３Ａの実施形態に示すタイプの絶縁が、充電回路からのノイズが検知回路に干渉することを防止するために必要でない場合に使用される。

図２Ａおよび２Ｂの実施形態に関する１つの変形は、図２Ｃおよび２Ｄに示す装置２０ｃである。装置２０ｃでは、各セグメントは、容器３２ａ、３２ｂ、３２ｃの形態で、それ自身のチタン（または、他の適した材料）の筐体によって別々に閉囲されてもよい。容器３２ａ、３２ｂ、３２ｃ内の部品は、例えば、柔軟性回路コネクト４２ａによって電気接続されてもよい。一実施形態では、容器３２ａ、３２ｂ、３２ｃは、ヒンジゾーン４４ａを形成するために、シリコーンゴム充填剤等の柔軟性材料を使用して連結される。図２Ｄは、ヒンジゾーンの１つにおける装置２０ｃの曲げを示す。

本発明に関して使用可能な血管内埋め込み型装置の実施形態に関する別の変形は、図３に示される。柔軟性装置２０は、患者の脈管構造の内部に埋め込まれる電子部品３４を収容するのに使用され、ベロー機構４８で形成されるヒンジゾーン４４を有する一または複数の剛体筐体または容器３２を含む。容器３２は、任意の適切な形状、断面、および長さでありうるが、この例では、ほぼ３〜１５ｍｍの径およびほぼ２０ｍｍ〜７５ｍｍの長さを有する円柱形状を有するように示される。容器３２は、デフィブリレータ、ペースメーカ、および薬物送出システム等の精巧な埋め込み型装置を形成するための電気機械部品またはアセンブリを収容するために使用されうる。任意の適切な数のこれらの容器３２は、相互接続ベロー４８を使用して組合されうる。相互接続用機械式ベロー４８は、柔軟性装置２０を形成するために多数の剛体容器３２を連結するために使用されうる。多くの装置について、これは、少なくとも３つの容器３２の配置構成を含むことになる。

一実施形態では、ベロー４８は、任意の適切な形状でありうるが、脈管構造内での血液凝固の形成等の問題を生じるうるエッジまたはリッジの発生を防止するために、容器の断面と同じ断面の形状を有しうる。ベローは、容器と同様の生体適合性材料で作られうる。容器を電気絶縁したり、容器を血行動態的に適合性を持たせるために使用される任意のコーティングもまた、ベローと共に使用されうる。

ベロー４８が装置２０の中心軸または長軸からはずれて曲がることができることに加えて、ベロー４８はまた、装置の中心軸に沿う柔軟性を可能にする。中心軸に沿って屈曲できることは、長軸における衝撃吸収ならびに３次元的屈曲を提供する。衝撃吸収は、埋め込み式装置の動きを最小にすることによって、埋め込みプロセス中に装置２０および内部部品を保護するのに役立ちうる。さらに、衝撃吸収は、埋め込みプロセス中に操向するための１：１トルク比を提供しうる。衝撃吸収はまた、患者の身体の自然な運動が、装置２０に対してある程度の応力を誘発しうるため、装置２０の寿命中に役立ちうる。

再び図２Ａを参照すると、デフィブリレーションパルスの送出に関連する電子部品３４Ａは、比較的低い電池電圧を比較的高い電気治療電圧に変換するための電圧変換器回路を含む。比較的低い電池電圧の一例は、約２０ボルト未満の電圧である。比較的高い電気治療電圧の一例は、約５０ボルト以上の電圧である。１つの例示的な実施形態では、電池電圧は１０ボルト程度であり、最大デフィブリレーション電圧は７００〜１０００ボルト程度である。一般的に言えば、電圧変換器の実施形態は、変換器への電圧入力の約５〜３００倍程度の電圧ブーストを提供しうる。例えば、１０００Ｖのデフィブリレーションパルスを出力するブースト回路に電力供給するためのエネルギー貯蔵部として、３Ｖ電池が使用される一実施形態では、電圧ブーストは３３３の倍率である。

スイッチングモードタイプである電圧変換器は、高電圧出力を生成するのに使用されることができ、高電圧出力は、次に、電圧変換器回路の出力部に位置する一または複数の高電圧コンデンサを充電するのに使用される。一部の実施形態では、電圧変換器回路は、少なくとも５ジュールのエネルギーを貯蔵する高電圧コンデンサを３０秒程度で充電することが可能である。例えば、一実施形態では、電圧変換器回路は、約３０ジュールを貯蔵する高電圧コンデンサを３０秒未満で充電しうる。高電圧コンデンサに貯蔵されたエネルギーは、最終的には、電気治療の投与中に患者に適用される。

図４Ａ〜４Ｄおよび図５Ａ〜５Ｇは、公知の電力変換器回路トポロジー例を示す模式図である。これらのトポロジーは、当業者によってよく知られており、これらのトポロジー自体は、本発明によって教示される性能および効率のレベルを達成することができないが、本発明の教示に従って作られるこれらのトポロジーの変形が、本発明の精神および範囲内で使用されてもよいことを当業者は理解するであろう。

図４Ａは、基本的なブースト変換器トポロジーを示す。図４Ａのブースト変換器は、スイッチＳＷの各サイクルにおいてエネルギーを貯蔵するために、Ｌ１で示す単一インダクタを利用する。スイッチＳＷが閉じると、インダクタＬ１が励磁され、自己誘導磁界を生成する。スイッチＳＷが開くと、Ｌ１−ＳＷ−Ｄ１ノードの電圧は、インダクタＬ１の磁界が消失するときにブーストされる。関連する電流は、阻止ダイオードＤ１を通して流れ、エネルギー貯蔵コンデンサＣ_ＯＵＴを入力電圧Ｖ_ｉｎより大きな電圧に充電する。

図４Ｂは、フライバック変換器トポロジーを示す。フライバック変換器は、エネルギー貯蔵装置ならびにステップアップ変圧器として変圧器Ｔ１を利用する。スイッチＳＷが閉じると、変圧器Ｔ１の１次コイルは、図４ＡのインダクタＬ１と同様に励磁される。スイッチＳＷが開くと、１次の磁界が消失するため、１次コイルの両端の電圧は、反転し、ブーストされる。１次コイルの変化電圧は、２次コイルに磁気結合し、２次コイルは、通常、２次側で電圧をさらにセットアップするために多数の巻線を有する。いくつかの実施形態におけるＩＩＤデフィブリレータ用途についての通常のＮｐ：Ｎｓは、１次巻線数をＮｐ、２次巻線数をＮｓとした場合、約１：１５である。２次コイルの両端の高電圧は、ダイオードによって整流され、コンデンサＣ_ＯＵＴに貯蔵される。

図４Ｃは、他の電力変換器トポロジーに比べていくつかの利点を提供するシングルエンデッド１次インダクタンス変換器「ＳＥＰＩＣ」を示す。例えば、ＳＥＰＩＣ変換器は、変圧器にそれほど大きなエネルギー貯蔵を必要としないという利点を提供する。変圧器内のエネルギーのほとんどが、そのギャップ内に貯蔵されるため、これは、変圧器についてのギャップ長要件を低減する。（例えば、ＬｉＳＶＯ電池からの）電池電圧は、ＶＩＮに印加され、スイッチング要素は、一定周波数、ならびに、電力変換器への電池電流のフィードバックおよび出力電圧に応じて変動するデューティサイクルで切換えられる。ステップアップ変圧器（Ｔ１）の出力からの電圧は、ダイオードＤ１によって整流されて、Ｃ_ＯＵＴ上に出力電圧を生成する。Ｃ_ＯＵＴで示す静電容量は、高電圧出力コンデンサを表す。

図４Ｄは、図４ＣのＳＥＰＩＣ変換器の変形を示す。図４ＤのＳＥＰＩＣトポロジーは、さらなる誘導性部品（Ｌ１）を有する。さらなるインダクタＬ１は、個別に実装されうる、または、図４Ｄに示すように、高電圧変圧器に磁気結合されて、単一磁気構造にされうる。

図４Ｅは、Ｃｕｋ変換器トポロジーを示す。Ｃｕｋ変換器は、２つのインダクタＬ１およびＬ２、２つのコンデンサＣ１およびＣ_ＯＵＴ、ならびにダイオードＤ１を備える。コンデンサＣ１は、エネルギーを伝達するのに使用され、トランジスタとダイオードの整流によって変換器の入力と出力に交互に接続される。２つのインダクタＬ１およびＬ２は、それぞれ、入力電圧源（Ｖｉ）およびコンデンサＣ_ＯＵＴの出力電圧を電流源に変換するのに使用される。上述した電圧変換器回路と同様に、出力電圧と入力電圧の比は、スイッチＳＷのデューティサイクルに関連する。任意選択で、インダクタＬ１およびＬ２は、Ｔ１^＊で示すように磁気結合されうる。この配置構成では、インダクタＬ１およびＬ２は、単一コア上に巻かれてもよい。

図５Ａ〜５Ｇはまた、当技術分野で知られている磁気コア幾何形状を示す。種々のＥ形状コアが、図５Ａ〜５Ｄに示される。図５Ａは、古典的なＥコアを示す。中央脚部の断面は、一般に、通常２倍だけいずれの周辺脚部の断面より大きい。この幾何形状では、一または複数のコイルが中央脚部の周りに巻かれる場合、磁束密度は、一般に、コア全体を通して均一である。

図５Ｂは、中央脚部が、１つの次元でより狭いが、直交寸法がより肉厚であるＥＦＤコアを示す。このタイプの幾何形状は、誘導性要素を薄型外形にするのに有効である。図５Ｃは、中央脚部の断面が丸いＥＲコアを示す。

図５Ｄは、ほぼ円柱の中央脚部が、磁束リターン経路のためにコア材料によって部分的に囲まれるＥＰコアを示す。中央脚部と囲む部分との間には、一または複数のコイルを配置するための空間が存在する。図５Ｅは、ＥＰコアと同様に、コア材料によって少なくとも部分的に囲まれた中央脚部を有するポットコアを示し、コア材料と中央脚部との間にコイルを配置するための空間を有する。

図５Ｆは、２ピースコア構造を使用したインダクタまたは変圧器アセンブリを示す図である。コイル５０２は、ボビン５０４の周りに巻かれ、ボビン５０４は、コイル５０２が、Ｅコア５０６の中央脚部の周りに配置されるように設置される。Ｉ形状コア５０８は、クリップ５１０を使用してＥコア５０６の開放端に固定される。こうして位置決めされるＥコア５０６およびＩコア５０８は、「ＥＩ」の形態の構造を生成し、「ＥＩ」の形態の構造では、Ｅコア５０６の中央脚部を通り、コイル５０２の中心を通り、Ｅコア５０６の周辺脚部を通って戻る閉じた磁束経路を誘導するための磁気材料が存在する。

図５Ｇは、２部品コアを利用した別の誘導性要素アセンブリを示す。図５Ｇでは、対向するＥＲコア５１２ａおよび５１２ｂの対が使用される。コイル５０２は、いずれのＥＲコアの中央脚部より長い長さを有するボビン５０４の周りに巻かれる。組立てられたＥＲコアの対は協働して磁束経路を完成する。空気ギャップが必要であるとき、一方のまたは両方のＥタイプコアの中央脚部は、周辺脚部のいずれかより短くなりうる。同様の構造が、ポットコア、異なるタイプのＥコア、およびそれらの他の変形を使用して組立てられうる。上述したように、これらの従来の幾何形状は、ＩＩＤ内で使用するのに好適でない。

図６は、本発明の一実施形態による誘導性要素６００を示す図である。誘導性要素６００は、装置２０等の血管内埋め込み型装置のハウジングの内部で使用するのに好適な狭いフォームファクタを有する。１つの例示的な実施形態では、誘導性要素６００の外側表面は、筐体３２の一部分の内側表面にほぼ一致する。この配置構成では、誘導性要素６００を収容する筐体３２の部分の内部容積の大部分が、磁束を誘導するために使用される。これは、筐体２３の匹敵する部分内の内部容積空間の、誘導性要素６００ほどには大きな部分を占めないことになる従来の幾何形状の誘導性要素と比べ、誘導性要素６００に比較的大きなインダクタンスを提供する。

誘導性要素６００は、外側表面６０３と、長手方向参照軸ｘに沿った主要な長さｌと、横断ｙ−ｚ平面に沿ったほぼ丸い（例えば、例えば、円形、楕円等）の断面とを有するほぼ円柱の磁気コア６０２から組立てられる。磁気コア６０２は、それ自体、２つの二等分部品（ｔｗｏ ｈａｌｖｅｓ）、すなわち、下側二等分部品６０２ａおよび上側二等分部品６０２ｂで構成される。コア二等分部品６０２ａおよび６０２ｂ内には、ワイヤからなる一または複数のコイル６０４が配置される。明確にするために、コイルが一つだけ示されるが、相互結合した変圧器巻線を提供する複数のコイルが使用されてもよいと理解される。

それぞれのコア二等分部品６０２ａおよび６０２ｂは、接合表面６０６および切り込み部６０７を有する。切り込み部６０７は、底部表面６０８、対向する壁６０９、およびポスト６１０によって画定される。ポスト６１０は、底部表面６０８から参照軸ｚに沿って突出し、長手方向参照軸ｘに沿って主要な長さｌｐを、参照軸ｙに沿って短軸方向の幅ｗｐを、参照軸ｚに沿って突出する高さｈｐを有する。ポスト６１０はまた、接合表面６０６とほぼ同一平面上にあってよい上部表面６１２を有する。

関連する実施形態では、上部表面６１２は、接合表面６０６と同一平面上になく、代わりに、上部表面６１２は、接合表面６０６に対して窪んでいる。この構成では、コア二等分部品が接合されると、コア二等分部品６０２ａの上部表面６１２は、コア二等分部品６０２ｂの対応する上部表面に密着接触しない。得られる構造は、対向する上部表面６１２間に空気ギャップを有する。いずれかのまたは両方のコア二等分部品６０２ａまたは６０２ｂのポスト６１０の高さは、誘導性要素６００について所望の磁気特性を達成するために特定のサイズの空気ギャップを提供するように設計されてもよい。上述したように、ギャップ長さは、誘導性要素６００によって貯蔵される可能性があるエネルギー量を確定し、また同様に、誘導性要素６００のインダクタンスに影響を及ぼす。

別の実施形態では、コア二等分部品６０２ａおよび６０２ｂは同一ではない。例えば、底部コア二等分部品６０２ａはポストを有し、一方、上側コア二等分部品６０２ｂはポストを持たない。この例示的な実施形態では、ポストは、ｚ軸上で、対向する壁６０９の高さより高いポスト高さを有しうる。１つの関連する実施形態では、ポスト高さは、ｚ軸上で、対向する壁６０９の高さの約２倍である。

コイル６０４は、参照軸ｘに沿って主要な長さｌｃを、また、参照軸ｙに沿って短軸方向の幅ｗｃを有する。そのため、コイル６０４は、細長い、または、横長の巻線を有し、コア６０２の主要な軸に沿って長手方向に位置する、相応して細長いまたは横長のループ面積を画定する。一実施形態では、コイル６０４は、誘導性要素６００が組立てられると、コア６０２の外側円柱周辺部を越えてコイル６０４の巻き線が全く突出しないような大きさに形成される。図６に示すように、コイル６０４は、ｘ−ｙ参照平面内で、突出部６１０の周りに、または、突出部６１０を取り囲むように配置される。１つの例示的な実施形態では、コイル６０４は、ポスト６１０上でコイル６０４を摺動させるのに十分な公差で予備成形される。別の実施形態では、コイル６０４は、実際にポスト６１０の周りに巻かれる。

この実施形態の動作時に、コイル６０４内の電流によって生成される主要な磁束成分は、突出部６１０を通ってｚ参照軸に沿う第１方向に進む。小さい磁束成分（合計すると、主要な磁束成分にほぼ等しい）は、磁気回路を完成するために、コア６０２の残りの部分を通して（すなわち、接合表面６０６を通して垂直にｚ参照軸に沿って反対方向に）戻る。誘導性要素６００の幾何形状を見てわかるように、コイル６０４は、コア６０２の主要な軸の長さｌにほぼ垂直である（すなわち、ｙ−ｚ平面内の）軸に沿って主要な磁束成分を生成する。

一般的に言えば、ワイヤからなるコイルのインダクタンスは、比透磁率、コイル内の巻線の数、コイルによって画定されるループ面積、およびコイル構造の高さ寸法の関数である。インダクタンスは、ループ面積に正比例し、コイル構造の高さ寸法に反比例する。したがって、定性的観点から、より大きなループ面積およびより小さいコイル構造高さを有するコイルは、コイルを構成するワイヤの単位長について、比較的大きなインダクタンスを有する要素を生成することになる。相応して、埋め込み型血管内装置の制約された細長いフォームファクタ内で、コイル６０４の幾何形状は、望ましい誘導性特性を提供する。コイル６０４の巻線の細長いまたは横長の形状は、比較的大きなループ面積および比較的小さなコイル構造高さを提供する。例えば、一実施形態では、コイル６０４の主要な横長ループ寸法ｌｃは、コイル６０４の高さより２．３倍だけ大きい。関連する実施形態では、コイル６０４のループ面積の平方根は、コイル６０４の高さより１．７倍だけ大きい。

一実施形態では、コイル６０４のループ面積は、誘導性要素６００の断面積（ｙ−ｚ平面内等の、誘導性要素６００の主要な長さ寸法ｌに垂直な平面で切取った断面）より大きい。関連する実施形態では、コイル６０４のループ面積は、誘導性要素６００がその中に閉囲されるフォームファクタの断面積より大きい。

比較すると、ポットタイプコアで、または、巻かれたボビンとともに組立てられるコアで使用されるコイル構造の幾何形状等の、ソレノイド形状コイルを有する誘導性要素（その誘導性要素では、コイル構造長さが、ループ面積以上である）は、同様の寸法のコイル６０４のインダクタンスと同じインダクタンスを達成するために、著しく長いワイヤ長を必要とすることになる。このワイヤの増加した量は、誘導性要素の電気抵抗の増加、およびその結果、エネルギー貯蔵要素としての動作効率の減少に相当する。

コア６０２の幾何形状は、ＩＩＤのフォームファクタにフィットする大きさに作られると、従来のポットコアに比べてさらなる利点を提供する。例えば、コア６０２は、従来のポットコアに比べて、磁束についての短い磁束経路および大きな断面積を提供する。１つの例示的な実施形態では、閉磁束経路の全長は、コア６０２の長さｌより小さい。コア６０２のこのタイプの磁気回路幾何形状は、ポットコア幾何形状と比較すると、有利には、磁気リラクタンスが小さく、したがって、単位コア容積についてインダクタンスが大きい。

コア６０２と従来のＥまたはＣタイプコアのコア幾何形状を比較すると、コア６０２は、ＩＩＤフォームファクタ内で動作するように最適化されている。そのため、コア６０２は、同様の大きさに作られたＥまたはＣタイプコアに比べて、磁束用のより大きな断面積についてより多くの磁気材料を有する。１つの例示的な実施形態では、表面６０６と６１２の面積の和は、誘導性要素６００の断面の外側境界によって画定される面積（ｙ−ｚ平面内等の、誘導性要素６００の主要な長さ寸法ｌに垂直な平面で切取った断面）より大きい。関連する実施形態では、表面６０６と６１２の面積の和は、誘導性要素６００を閉囲するフォームファクタの断面積より大きい。別の実施形態では、例えば、表面６１２の面積だけ等のポスト６１０の断面積は、誘導性要素６００の断面の外側境界によって画定される面積より大きい。

別の関連する実施形態では、コイル６０４のループ面積と、コイル６０４と同一平面上にあり、戻り磁束を運ぶコア６０２の部分の断面積の和は、誘導性要素６００の断面の外側境界によって画定される面積を超える。関連する実施形態では、コア６０２を通る磁束フォワード経路およびリターン経路の断面の総合面積は、誘導性要素６００の断面の外側境界によって画定される面積より大きい。

図７Ａは、別の実施形態による誘導性要素７００の図である。誘導性要素７００は、下側二等分部品７０２ａおよび上側二等分部品７０２ｂを有するほぼ円柱のコア７０２、ならびにコイル７０４を含む。コイル７０４は、両方のコイルが、ほぼ細長い形状を有し、コイルの主要な寸法が、対応する円柱コアの主要な寸法に沿って配置される点で、図６のコイル６０４と実質的に同じである。

各コア二等分部品７０２ａ、７０２ｂの一部分は、キリル文字の「∋」（Ｕｎｉｃｏｄｅ文字０ｘ０４２Ｄ）に全体が似ている断面形状を有する。各コア二等分部品７０２ａ、７０２ｂは、誘導性要素７００の主要な軸ｌ’に沿って延びる接合表面７０６と、ほぼ円柱の内部表面７０８によって画定されるキャビティ７０７と、内部表面７０８から突出するポスト７１０とを有する。コア二等分部品７０２ａ、７０２ｂがコアアセンブリを生成するために互いに界面接合されると、接合後のコア二等分部品によって、コア７０２の主要な寸法に沿う長さを有する、互いに対向するＤ字状断面の空洞部の対が画定される。

誘導性要素７００のコア７０２の構造および幾何形状は、長さｌ’、ならびに、外側円柱表面７０３および内側円柱表面７０８によって画定される内径および外径を有する円柱シェルと呼ぶこともできる。ポスト７１０は、前記長さの一部にわたって径をほぼまたぐように存在してもよい。ポスト７１０は、ポスト内に空気ギャップが存在しない実施形態では、径を完全にまたぐように存在してもよい。あるいは、空気ギャップが望まれる場合、ポスト７１０は、空気ギャップを残すように、径の大部分をまたぐように存在する。

コイル７０４（任意選択で、さらなるコイル）は、キャビティ７０７内にフィットし、ポスト７１０の周りに配置される、すなわち、取り囲むように組立てられる。一実施形態では、コイル７０４は、コア７０２の端部を越えて（すなわち、ｌ’寸法を超えて）突出しない。ポスト７１０は、上部表面７１２を有し、上部表面７１２は、上部表面６１２のように、接合表面７０６に対して同一平面上にあるか、または、窪んでいてもよい。そのため、組立後の誘導性要素７００は、空気ギャップを有してもよく、または、有さなくてもよい。一実施形態では、接合表面７０６は、上部表面７１２の表面積に等しい表面積を有するため、コアを通る磁束用のリターン経路は、フォワード経路と同じリラクタンスを有する。関連する実施形態では、表面７０６と７１２の表面積の和は、誘導性要素７００の断面の外側境界によって画定される面積（長さｌ’に垂直に切取られた断面）より大きい。別の関連する実施形態では、接合表面７０６だけが、誘導性要素７００の断面の外側境界によって画定される面積より大きな表面積を有する。

図７Ｂは、組立後の誘導性要素７００の断面図である。コア二等分部品７０２ａ、７０２ｂは、接合表面７０６が密着接触するように共に位置決めされる。ポスト７１０’の上部表面７１２は、示すように、接合表面７０６に対して窪んでおり、空気ギャップ７２０を生成する。コイル７０４は、キャビティ７０７内でポスト７１０’の周りに、すなわち、取り囲むように配置される。

誘導性要素７００の動作は、誘導性要素６００の動作と同様である。コイル７０４内の電流は、コア７０２内に磁束を生成する。磁束の主要な成分は、突出部７１０を通過する。リターン磁束経路は、コア７０２の残りの部分を通して分布する。円柱壁に沿うコア７０２の閉囲された幾何形状は、コア６０２の幾何形状に比較してさらなる磁気シールドをもたらす。関連する実施形態では、コア７０２の端部もまた閉じられ、コアの境界を越えて起こる任意の磁界フリンジ効果を事実上なくす。この実施形態は、ある意味で、（閉じた端部を有する）コア６０２と（閉じた円柱壁を有する）コア７０２の組合せである。

図８および９は、コンピュータ支援シミュレーション結果に基づく、コア６０２およびコア７０２を通る磁束密度をそれぞれ示す。図９のモデルと図１０のモデルの比較は、コア７０２がコア６０２に比べてその容積を通してより均一な磁束密度を提供することを示唆する。これは、コア７０２が、磁束リターン経路の表面積をより大きくするとともに、総合磁束経路をより短くすることから定性的に説明可能である。さらに、コア７０２では、リターン経路に沿う点は、コア６０２の点と比較して、フォワード磁束経路から全体的により等距離にある。そのため、コア７０２は、コア６０２に比べて、リラクタンスが小さく磁束密度均一性が大きい磁界回路幾何形状を提供する。

本明細書に記載した電圧変換器回路の任意の回路ならびに本発明による誘導性要素を利用する他の電力回路の場合、誘導性要素は、実質的な幾何形状制約の観点から、変換器回路の性能および効率を最大にしうる。より一般的に、例えば、ある種のＣｕｋ、ＳＥＰＩＣ、またはフライバックトポロジー等の相互結合したコイルを利用する電力変換器では、複数のコイルが、本発明の誘導性要素の実施形態によって収容されうる。本発明の誘導性要素は、公知技法、および、例えば、粉末フェライト原料等からの材料を使用して構築されうることを当業者は理解するであろう。コア材料についての種々の透磁率範囲が、異なる用途のために使用されてもよい。

本発明の実施形態は、電力変換器回路要素において従来の誘導性要素を使用して普通なら達成できないであろう、いくつかの作動性能メトリックが、ＩＩＤの制限された幾何形状内で達成されることを可能にする。例えば、１５ｍｍ未満、一実施形態では、約８ｍｍ未満の径を有する、一実施形態によるＩＩＤデフィブリレータは、上述したタイプの誘導性要素を有するＣｕｋまたはＳＥＰＩＣ電力変換器回路を利用する。この電力変換器回路は、電池電圧を、電池電圧より少なくとも１０倍大きい電気治療電圧に変換し、電池電力源が完全に充電されたときに、少なくとも６０％の動作効率で、少なくとも１Ｗのレートでその電圧のエネルギーを出力する。

図１０は、１つの例示的な実施形態による、電力変換器回路および電力変換器用の制御システムの一部分を示す図である。この例の電力変換器トポロジーは、ＳＥＰＩＣ電力変換器回路であり、インダクタＬ１が変圧器Ｔ１に相互結合される。インダクタＬ１および変圧器Ｔ１は、上述した実施形態による、幾何形状を有する多巻線誘導性要素として形成される。この例では、巻線は全て共通コアの周りに配置される。

トランジスタＱ１は、インダクタＬ１および変圧器Ｔ１の１次巻線を周期的に励磁するスイッチングモードで動作する。変圧器Ｔ１の１次巻線を通る電流は、検知され、示す制御回路に送られる。同様に、出力電圧ＨＶは、検知され、制御回路要素に送られる。出力電圧は、スイッチングトランジスタＱ１へのドライブ信号のデューティサイクルを変えることによって制御される。

出力電圧と変圧器Ｔ１の１次巻線を通る電流の両方を検知することによって、この例の電力変換器は、動作条件を調整するように動的に制御されて、その状況下で考えられる最良の効率で所望の出力を供給しうる。状況は、内部または外部イベントによって変動する可能性がある。例えば、電池電圧は、その寿命にわたって電池エネルギーが消費されるにつれて、低下する傾向がある。一実施形態では、制御回路は、このイベントに対処するように電力変換器の動作を調整する。

図１０に示す実施形態では、チップ境界の左側に示す機能ブロックは、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）で実施できる。チップ境界の右側の回路部は、ディスクリート電子部品を使用して実施できる。関連する実施形態では、電流検知信号を調節するのに使用される６つの抵抗器等の抵抗器のグループは、共通基板上の薄膜抵抗器ネットワーク等の抵抗器ネットワークを使用して実施できる。このタイプの配置構成は、有利には、動作中の同様の温度係数および同様の加熱を有する十分に整合した抵抗器を提供する。

本発明は、本発明の本質的な属性の精神から逸脱することなく、他の特定の形態で具現化されてもよい。例えば、本発明の態様は、埋め込み型デフィブリレータ装置において排他的に使用することに限定されない、小さなフォームファクタを有し、かつ、誘導性要素を利用する他のタイプの装置は、同様に、本発明のこれらの態様から利益を受ける可能性がある。例えば、埋め込み型薬物送出装置、電気刺激装置、患者監視およびデータ通信装置等は、本発明による一または複数の誘導性要素を利用してもよい。

さらに、本発明は、必ずしも電力変換器回路に限定されない。本発明の態様による誘導性要素は、他のタイプの回路において、また、例えば、フィルタリング、信号インピーダンスの整合等のような、種々の他の機能のために利用されてもよい。したがって、示す実施形態は、全ての点で、制限ではなく例示として考えられるべきであり、本発明の範囲を示すために、先の説明ではなく添付特許請求の範囲が参照される。本発明について特許請求の範囲を解釈するために、特許請求の範囲において、特定の用語「手段」または「ステップ」が引用されない限り３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．１１２条第６段落の規定は行使されないと明示的に意図される。

Claims (18)

1. 長さおよび当該長さに垂直に画定される断面を含む細長い幾何形状を有するフォームファクタを画定する構造であって、患者の脈管構造内への埋め込みに適した前記構造と、
   前記フォームファクタ内に位置し、エネルギー貯蔵部を含む回路であって、前記エネルギー貯蔵部の出力を比較的高い電圧に変換するように動作する前記回路を備え、当該回路は、前記フォームファクタに対応する形状の外側表面を有する誘導性要素であって、前記長さにほぼ垂直な方向に磁界を生成するように配置される少なくとも１つのコイルを含む前記誘導性要素を含む、
   埋め込み型血管内医療装置。
2. 前記回路は電力変換器回路である請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
3. デフィブリレータを備え、前記比較的高い電圧がデフィブリレーション治療電圧である請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
4. 前記誘導性要素は、複数の相互結合したコイルを有する変圧器である請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
5. 前記断面は、ほぼ円形であり、前記フォームファクタは、ほぼ円柱である請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
6. 前記フォームファクタを画定する前記構造は、ほぼ密閉したバリアを含む請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
7. 前記フォームファクタを画定する前記構造は、ほぼ円柱の外側表面と、前記フォームファクタの少なくとも一部分を画定する内側表面とを有する少なくとも１つのハウジング部を含む請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
8. 前記フォームファクタを画定する前記構造は、前記構造の長さに沿って屈曲を可能にするように作動可能に連結された複数のハウジング仕切部屋を含む請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
9. 前記フォームファクタは、前記フォームファクタを画定する前記構造の外部表面に関連付けて画定される請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
10. 前記誘導性要素は、ワイヤからなる少なくとも１つのコイルを含み、前記コイルは、前記誘導性要素の前記外側表面によって画定される境界内に全体が配置される請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
11. 前記誘導性要素は、ワイヤからなる少なくとも１つのコイルを含み、前記コイルは、前記断面にほぼ平行な参照軸に沿う方向に磁界を生成するように配置される請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
12. 前記誘導性要素は、ほぼ円柱の外側境界を有する磁気材料のコアを含む請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。
13. 前記コアは、前記ほぼ円柱の外側境界に沿って縦に位置する主要横長寸法と横長断面境界とを有するポストを含み、前記ポストは、前記ほぼ円柱の外側境界に対して半径方向に位置するポスト高さを有し、ワイヤからなるコイルが前記ポストの周りに配置される請求項１２に記載の埋め込み型血管内医療装置。
14. 前記ポストは、前記コアの内部表面からの突出部として形成される請求項１３に記載の埋め込み型血管内医療装置。
15. 前記コアは、それぞれが接合表面を有するコア二等分部品の対を備え、前記コアが前記コア二等分部品の対から組立てられたとき、前記接合表面で前記コア二等分部品同士が接合される請求項１３に記載の埋め込み型血管内医療装置。
16. 前記ポストは、ポスト部の対であり、それぞれのポスト部が前記コア二等分部品の一方に対応する請求項１５に記載の埋め込み型血管内医療装置。
17. 前記ポストは空気ギャップを含む請求項１３に記載の埋め込み型血管内医療装置。
18. デフィブリレータを含み、前記回路は電力変換回路であり、前記比較的高い電圧はデフィブリレーション治療電圧であり、
    前記フォームファクタはほぼ円柱であり、前記フォームファクタを画定する前記構造は、ほぼ円柱の外側表面および前記フォームファクタの少なくとも一部分を画定する内側表面を有する少なくとも１つのハウジングを含み、前記少なくとも１つのハウジングはほぼ密閉したバリアを含み、
    前記誘導性要素は、複数の相互結合したコイルを有する変圧器であり、前記相互結合したコイルは、前記誘導性要素の前記外側表面によって画定される境界内に全体が配置され、前記断面にほぼ平行な参照軸に沿う方向に磁界を生成するように配置され、
    前記誘導性要素はほぼ円柱の外側境界を有する磁気材料のコアと、前記ほぼ円柱の外側境界に沿って縦に位置する主要横長寸法と横長断面境界とを有するポストとを含み、前記ポストは、前記ほぼ円柱の外側境界に対して半径方向に位置するポスト高さを有し、前記コイルは、前記ポストの周りに配置されており、
    前記コアは、それぞれが接合表面を有するコア二等分部品の対を備え、前記ポストはポスト部の対からなり、前記コアが前記コア二等分部品の対から組立てられたとき、前記接合表面で前記コア二等分部品同士が接合されるとともに、前記ポストが空気ギャップを含むように前記コア二等分部品の一方に対応するポスト部は配置される請求項１に記載の埋め込み型血管内医療装置。

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