JP6843240B2 - 透磁性ハウジング及びハウジングの周りに配置された誘導コイルを備える植込み型医療装置 - Google Patents

Description

本開示は、概して植込み型医療装置に関し、より詳細には、無線通信及び／又は電力伝送用の誘導コイルを有する植込み型医療装置に関する。

植込み型医療装置は、一般に、１つ以上の状態を監視すること、及び／又は患者に治療を送達することなど、様々な機能を実行するために使用される。例えば、植込み型医療装置は、神経刺激療法を患者に送達し得る。別の例では、植込み型医療装置は、圧力、加速度、心臓事象などの１つ以上の状態を単に監視し、検出された状態又は事象を別の植込み型医療装置又は外部プログラマなどの別の装置に伝達することができる。

場合によっては、植込み型医療装置は、ペーシング治療及び／又は除細動治療を患者に施すように構成されてもよい。そのような植込み型医療装置は、心臓の十分な量の血液を患者の体に送達する能力の低下をもたらし得る様々な心臓の状態に罹患している患者を治療し得る。場合によっては、心臓の状態は、急速な、不規則な、及び／又は非効率的な心臓収縮をもたらし得る。これらの状態のいくつかを軽減するのを助けるために、様々な装置（例えば、ペースメーカ、除細動器など）がしばしば患者の体に植え込まれる。そのように提供されると、そうした装置は、電気刺激療法などの療法を監視して患者の心臓に提供し、心臓がより正常で効率的かつ／又は安全な態様で機能するのを助けることができる。状況によっては、患者は、患者の心臓を監視し、かつ／又は心臓に治療を提供するように協調して動作する複数の植込み型装置を有する場合がある。

多くの植込み型医療装置のサイズは解剖学的に制約されている。例えば、リードレス心臓ペースメーカはしばしば心腔内に配置される。それらはサイズが比較的小さく、そして長い寿命を見込むために、そのような植込み型医療装置の内部空間の大部分はしばしばバッテリや他の電源で占められる。バッテリ寿命が植込み型医療装置の有効寿命を決定するので、利用可能なスペースの範囲内でバッテリを可能な限り大きくすることが望まれる。

電源のサイズを縮小するための１つの方策は、植込み型医療装置の充電式電源を充電するための遠隔バッテリ充電機能を提供することである。これにより、植込み型医療装置の有効寿命がより長くなり、かつ／又はバッテリスペースをそれほど必要としないため、装置のサイズを大幅に小さくすることができる。装置のサイズを小さくすることで、装置をより容易に体内に送達及び移植できるようになり、装置を身体のより狭く限られた空間に移植できるようになり、かつ／又は装置をより安価に製造できるようになる。

電源のサイズを小さくするのを助けるために、体外に配置された遠隔電力伝送器から無線で電力を受け取るための誘導コイルが植込み型医療装置によって担持されてもよい。受け取った電力は、植込み型医療装置の充電式電源を充電するために使用され得る。誘導コイルは、遠隔装置との誘導通信にも使用することができる。誘導コイルの使用は、効果的に長い有効寿命を植込み型医療装置に与え、かつ／又はそれほど大きなバッテリスペースを必要としないことにより、かなり小さい装置サイズを可能にし得る。装置のサイズを小さくすることで、装置をより容易に体内に送達及び移植できるようになり、装置を身体のより狭く限られた空間に移植できるようになり、かつ／又は装置をより安価に製造できるようになる。

いくつかの植込み型医療装置の比較的小さい装置サイズは、誘導コイルのサイズに著しい制約を課すことがある。誘導コイルが小さくなると、結合係数が減少し、またコイルのＱ値が減少することで、コイルへの誘導エネルギ伝達のピーク電力及び効率が減少する可能性がある。充電式電源を再充電するための誘導エネルギ伝達を改善するため、かつ／又は遠隔装置との通信を改善するために、結合係数及び／又はＱ値を高めた誘導コイルを有する比較的小型の植込み型医療装置が望ましい。

本開示は、概して植込み型医療装置に関し、より詳細には、無線通信及び／又は電力伝送用の誘導コイルを有する植込み型医療装置に関する。例示的な植込み型医療装置としてリードレス心臓ペースメーカが使用されているが、本開示は、例えば、神経刺激装置、治療を送達しないものを含む診断装置、及び／又は必要に応じて他の任意の適切な植込み型医療装置を含む任意の適切な植込み型医療装置に適用できることを理解されたい。

場合によっては、本開示は、充電式バッテリ、充電式コンデンサ、又は充電式スーパーキャパシタなどの充電式電源を含むリードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）などの植込み型医療装置（ＩＭＤ）に関する。一例では、ＩＭＤのハウジングは、透磁材料を含み得るか、又はそれを支持し得る。ＩＭＤは、ハウジングの一部の周りに配置された受電コイルを含むことができ、透磁材料は、受電コイルを通して非放射型近傍界エネルギを集中させるための磁束集中器として動作するように構成され得る。次いで、近傍界エネルギが捕捉され、充電式電源を再充電するために使用され得る電気エネルギに変換され得る。したがって、充電式電源は、ＩＭＤの予想寿命全体にわたって単一の充電で十分なエネルギ貯蔵を維持する必要がないので、電源自体、ひいてはＩＭＤを、装置寿命要件を満たしつつ、より小さく構成することができる。場合によっては、受電コイルは、充電式電源を充電する代わりに、又はそれに加えて、遠隔に配置された装置と通信するために使用されてもよい。

本開示の別の例では、植込み型医療装置（ＩＭＤ）は、患者内に植え込まれるように構成されてもよく、経カテーテル配置用に構成されたハウジングを含んでもよく、１０を超える比透磁率（μ_ｒ）の透磁材料を含み得る。複数の電極をハウジングの外部に露出させてもよい。治療回路は、ハウジング内に配置され、複数の電極に動作可能に結合され、複数の電極のうちの１つ以上を介して１つ以上の信号を検知し、かつ／又は複数の電極のうちの１つ以上を介して組織を刺激するように構成され得る。充電式電源は、ハウジング内に配置されてもよく、治療回路に電力を供給するように構成されてもよい。透磁材料を含むハウジングの部分の周りに受電コイルを配置することができ、ハウジングの透磁材料は、受電コイルを通して非放射型近傍界エネルギを集中させるための磁束集中器として動作するように構成することができる。充電回路がハウジング内に配置され、受電コイル及び充電式電源と動作可能に結合され、受電コイルを介して受け取った非放射型近傍界エネルギを用いて充電式電源を充電するように構成されてもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ＩＭＤは、ハウジングの外側からハウジングの内側まで延在し、受電コイルと充電回路とを電気的に接続することができる１つ以上のフィードスルーをさらに含むことができる。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ＩＭＤは、ハウジングの外側からハウジングの内側まで延在し、複数の電極のうちの１つ又は複数を治療回路に電気的に接続することができる１つ以上のフィードスルーをさらに含み得る。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ＩＭＤはさらに受電コイルを覆う保護層を含んでもよい。
上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、保護層は受電コイルを覆う気密シールを提供してもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、保護層はガラスを含んでもよい。
上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、透磁材料は、１Ｅ−４オーム^−１ｃｍ^−１未満のコンダクタンス（σ）を有してもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、透磁材料はフェライトを含んでもよい。
上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、透磁材料は合金を含んでもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、合金はミューメタルを含んでもよい。
上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ハウジングはポリマーベースを含んでもよく、透磁材料はそのポリマーベースに対して固定されてもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ハウジングの部分自体が透磁材料から形成されてもよい。
上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ハウジングの一部は非磁性材料を含み、管状の形態を有し、透磁材料はハウジングの一部に埋め込まれた成形された細片を含み得る。上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、受電コイルはハウジングの一部にプリントされてもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ハウジング内に配置された充電式電源は、１０を超える比透磁率（μ_ｒ）を有する透磁材料を含んでもよい。
本開示の別の例では、植込み型医療装置（ＩＭＤ）は、患者内に植え込まれるように構成されており、経カテーテル配置用に構成された、１０を超える比透磁率（μ_ｒ）を有する透磁材料を含む管状形状のハウジング部を有するハウジングを含み得る。受電コイルは、管状ハウジング部の少なくとも一部の周りに配置されてもよく、管状ハウジング部の透磁材料は、受電コイルを通して非放射型近傍界エネルギを集中させるための磁束集中器として動作するように構成されてもよい。動作回路をハウジング内に配置してもよい。充電式電源がハウジング内に配置されてもよく、動作回路に電力を供給するように構成されてもよい。充電回路が受電コイル及び充電式電源に動作可能に結合されてもよく、受電コイルを介して受け取られた非放射型近傍界エネルギを用いて充電式電源を充電するように構成されてもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ＩＭＤは、ハウジングの外側からハウジングの内側まで延在し、受電コイルと充電回路とを接続することができる１つ以上のフィードスルーをさらに含むことができる。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、受電コイルは保護層によって気密封止されてもよい。
本開示の別の例では、植込み型医療装置（ＩＭＤ）は、患者の体内に植え込まれるように構成されており、経カテーテル配置用に構成された、１０を超える比透磁率（μ_ｒ）を有する透磁材料を含むハウジングを含み得る。ハウジングの透磁材料の少なくとも一部の周りにコイルを配置することができ、透磁材料は、コイルを通して非放射型近傍界エネルギを集中させるための磁束集中器として動作するように構成されてもよい。通信回路をハウジング内に配置してもよく、コイルに動作可能に結合させて、通信信号をコイルに送ることによりコイルを介して外部レシーバにメッセージを送信することができる。充電式電源がハウジング内に配置され、通信回路に電力を供給するように構成されてもよい。充電回路がコイル及び充電式電源に動作可能に結合されてもよく、外部電源によって伝送されコイルを介して受け取られた非放射型近傍界エネルギを用いて充電式電源を充電するように構成されてもよい。

上記の実施形態のいずれかに代えて又はそれに加えて、ＩＭＤはリードレス心臓ペースメーカであってもよい。
本開示は、添付の図面と併せて以下の説明を考慮することでより完全に理解されるであろう。

本開示の一実施例による、例示的なＬＣＰの概略ブロック図である。 図１のＬＣＰと併せて使用することができる他の例示的な医療装置の概略ブロック図である。 互いに通信している複数のＬＣＰ及び／又は他の装置を含む例示的な医療システムの概略図である。 本開示の一実施例による、ＬＣＰ及び別の医療装置を含むシステムの概略図である。 例示的な植込み型リードレス心臓デバイスの側面図である。 充電式の植込み型医療装置システムを有する患者の概略図である。 結合インダクタシステムのための例示的な回路の概略図である。 近傍界エネルギ伝送システムの例示的であるが非限定的な例を提供する図である。 近傍界エネルギ伝送システムの例示的であるが非限定的な例を提供する図である。 本開示の一実施例による、ＩＭＤ内の構成要素のうちの少なくともいくつかの例示的であるが非限定的な例を提供する図である。 本開示の一実施例による、ＩＭＤ内の構成要素のうちの少なくともいくつかの別の例示的であるが非限定的な例を提供する図である。 本開示の一実施例による、ＩＭＤ内の構成要素のうちの少なくともいくつかの別の例示的であるが非限定的な例を提供する図である。 本開示の別の実施例による、例示的なＩＭＤの概略部分断面図である。 患者内に植え込まれた図１２ＡのＩＭＤ、及びＩＭＤの受電コイルに非放射型近傍界エネルギを伝送する送電コイルの概略図である。 本開示の別の例による、例示的なＩＭＤの概略部分断面図である。 患者内に植え込まれた図１３ＡのＩＭＤ、及びＩＭＤの受電コイルに非放射型近傍界エネルギを伝送する送電コイルの概略図である。 ハウジングの一部に埋め込まれた透磁材料の成形ストリップの概略図である。

本開示は様々な変更形態及び代替形態に適しており、その詳細は例として図面に示されており、詳細に説明される。しかしながら、本開示を記載された特定の実施形態に限定することを意図するものではないことが理解されるべきである。反対に、本開示の趣旨及び範囲内に含まれる全ての変更形態、等価形態、及び代替形態を包含することが意図されている。

以下の定義された用語に関して、異なる定義が特許請求の範囲又は本明細書の他の場所に与えられていない限り、これらの定義が適用されるものとする。
本明細書において全ての数値は、明示的に指定されているか否かにかかわらず、用語「約」によって修飾されていると見なされる。「約」という用語は、一般に、当業者にとって列挙された値と等価であると考えられる（すなわち、同じ機能又は結果を有する）数の範囲を指す。多くの場合、用語「約」は最も近い有効数字に丸められる数字を含み得る。

以下の定義された用語に関して、異なる定義が特許請求の範囲又は本明細書の他の場所に与えられていない限り、これらの定義が適用されるものとする。
本明細書において全ての数値は、明示的に指定されているか否かにかかわらず、用語「約」によって修飾されていると見なされる。「約」という用語は、一般に、当業者にとって列挙された値と等価であると考えられる（すなわち、同じ機能又は結果を有する）数の範囲を指す。多くの場合、用語「約」は最も近い有効数字に丸められる数字を含み得る。

端点による数値範囲の列挙は、その範囲内の全ての数を含む（例えば、１〜５は、１、１．５、２、２．７５、３、３．８０、４、及び５を含む）。
本明細書及び添付の特許請求の範囲で使用されるとき、単数形「１つ」及び「その」、「前記」は、その内容が明らかにそうでないことを指示しない限り、複数の指示対象を含む。本明細書及び添付の特許請求の範囲で使用されているように、「又は」という用語は、その内容が明らかにそうでないことを指示しない限り、一般に「及び／又は」を含む意味で使用される。

本明細書における「一実施形態」、「いくつかの実施形態」、「他の実施形態」などへの言及は、説明された実施形態が１つ又は複数の特定の特徴、構造、及び／又は特性を含み得ることを示す。しかしながら、そのような列挙は、必ずしも全ての実施形態がその特定の特徴、構造、及び／又は特性を含むことを意味しない。さらに、特定の特徴、構造、及び／又は特性が一実施形態に関連して説明されるとき、そのような特徴、構造、及び／又は特徴はまた、明らかにそうでないことが述べられていない限り、明示的に記載されているか否かにかかわらず、他の実施形態にも関連して用いられ得ると理解されるべきである。

以下の説明は図面を参照しながら読まれるべきであり、図面において、異なる図面における同様の構造には同じ番号が付されている。図面は必ずしも一定の縮尺で描かれておらず、例示的な実施形態を示しており、本開示の範囲を限定することを意図していない。

図１は、患者に植え込むことができ、抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）療法、心臓再同期療法（ＣＲＴ）、徐脈などの適切な療法を心臓に送達するように動作させることができる例示的なリードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）を示す。図１に見られるように、ＬＣＰ１００は、全ての構成要素がハウジング１２０内に収容されるか、又は直接ハウジング１２０上に収容されるコンパクトな装置であり得る。場合によっては、ＬＣＰ１００は植込み型医療装置（ＩＭＤ）の一例であると見なすことができる。図１に示す例では、ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２と、パルス発生器モジュール１０４と、電気的検知モジュール１０６と、機械的検知モジュール１０８と、処理モジュール１１０と、バッテリ１１２と、電極配列１１４とを含み得る。用途に応じて、ＬＣＰ１００はこれよりも多い又は少ないモジュールを含むことができる。

通信モジュール１０２は、ＬＣＰ１００の外部に配置されているセンサなどの装置、ＳＩＣＤなどの他の医療装置などと通信するように構成され得る。そのような装置は、患者の体の外部又は内部のいずれに配置されてもよい。場所に関係なく、外部装置（すなわち、ＬＣＰ１００の外部にあるが必ずしも患者の体の外部にある必要はない）は、１つ以上の所望の機能を達成するために通信モジュール１０２を介してＬＣＰ１００と通信することができる。例えば、ＬＣＰ１００は、検知された電気信号、データ、命令、メッセージ、Ｒ波検出マーカーなどの情報を、通信モジュール１０２を介して外部医療装置（例えば、ＳＩＣＤ及び／又はプログラマ）に伝達することができる。外部医療装置は、伝達された信号、データ、命令、メッセージ、Ｒ波検出マーカーなどを使用して、不整脈の発生の判定、電気刺激療法の提供、受信データの格納、及び／又はその他の適切な機能の実行などの様々な機能を実行し得る。ＬＣＰ１００は、通信モジュール１０２を介して外部医療装置から信号、データ、命令、及び／又はメッセージなどの情報をさらに受信することができ、ＬＣＰ１００は受信した信号、データ、命令、及び／又はメッセージを使用して、例えば、不整脈の発生の判定、電気刺激療法の提供、受信データの格納、及び／又はその他の適切な機能の実行などの様々な機能を実行することができる。通信モジュール１０２は、外部装置と通信するための１つ以上の方法を用いるように構成され得る。例えば、通信モジュール１０２は、無線周波数（ＲＦ）信号、誘導結合、光信号、音響信号、伝導通信信号、及び／又は通信に適した他の任意の信号を介して通信することができる。

図１に示す例では、パルス発生器モジュール１０４は電極１１４に電気的に接続することができる。いくつかの例では、ＬＣＰ１００はさらに電極１１４’を含み得る。そのような例では、パルス発生器１０４はまた電極１１４’に電気的に接続されてもよい。パルス発生器モジュール１０４は、電気刺激信号を発生するように構成されてもよい。例えば、パルス発生器モジュール１０４は、ＬＣＰ１００内のバッテリ１１２に蓄積されたエネルギを使用することによって電気刺激信号を生成して送出し、生成した電気刺激信号を電極１１４及び／又は１１４’を介して送出することができる。それに代えて、又はそれに加えて、パルス発生器１０４は１つ以上のコンデンサを含むことができ、パルス発生器１０４はバッテリ１１２からエネルギを引き出すことによって、その１つ以上のコンデンサを充電することができる。次いで、パルス発生器１０４は、その１つ以上のコンデンサのエネルギを使用して、発生した電気刺激信号を電極１１４及び／又は１１４’を介して送達することができる。少なくともいくつかの例では、ＬＣＰ１００のパルス発生器１０４は、パルス発生器１０４が電気刺激療法を送達する電極１１４／１１４’（及び／又は他の電極）を選択するために、電極１１４及び／又は１１４’のうちの１つ以上をパルス発生器１０４に選択的に接続するスイッチング回路を含み得る。パルス発生器モジュール１０４は、様々な異なる刺激療法のうちの１つ又は複数を提供するために、特定の特徴又は特定のシーケンスを有する電気刺激信号を生成し送達することができる。例えば、パルス発生器モジュール１０４は、徐脈、頻脈、心臓同期、徐脈性不整脈、頻脈性不整脈、細動性不整脈、心臓同期不整脈に対処するための電気刺激療法を提供するため、及び／又は任意の他の適切な電気刺激療法をもたらすための電気刺激信号を生成するように構成され得る。いくつかのより一般的な電気刺激療法としては、抗頻脈ペーシング（ＡＴＰ）療法、心臓再同期療法（ＣＲＴ）、及びカルディオバージョン／除細動療法が挙げられる。場合によっては、パルス発生器１０４は制御可能なパルスエネルギを提供することができる。いくつかの場合では、パルス発生器１０４は、制御装置にパルス電圧、パルス幅、パルス形状又は形態、及び／又は任意の他の適切なパルス特性を制御させてもよい。

いくつかの例では、ＬＣＰ１００は、電気的検知モジュール１０６を、そしていくつかの場合では、機械的検知モジュール１０８を含み得る。電気的検知モジュール１０６は、心臓の電気的活動を検知するように構成され得る。例えば、電気的検知モジュール１０６は電極１１４／１１４’に接続されてもよく、電気的検知モジュール１０６は電極１１４／１１４’を介して伝導される心臓電気信号を受信するように構成されてもよい。心臓電気信号は、ＬＣＰ１００が植え込まれている腔からの局所情報を表し得る。例えば、ＬＣＰ１００が心臓の心室内（例えば、ＲＶ、ＬＶ）に植え込まれる場合、電極１１４／１１４’を通じてＬＣＰ１００によって検知された心臓電気信号は、心室心臓電気信号を表すことができる。場合によっては、ＬＣＰ１００は、心房からのＰ波などの他の腔（例えば遠方界）からの心臓電気信号を検出するように構成されてもよい。

機械的検知モジュール１０８は、加速度センサ、圧力センサ、心音センサ、血中酸素センサ、化学センサ、温度センサ、流量センサ、及び／又は、患者の１つ以上の機械的／化学的パラメータを測定するように構成された任意の他の適切なセンサなどの１つ又は複数のセンサを含み得る。電気的検知モジュール１０６と機械的検知モジュール１０８の両方は、検知された機械的パラメータを表す信号を提供することができる処理モジュール１１０に接続することができる。図１では別々の検知モジュールとして説明されているが、場合によっては、電気的検知モジュール１０６及び機械的検知モジュール１０８は、所望に応じて単一の検知モジュールに組み合わされてもよい。

電極１１４／１１４’は、ハウジング１２０に対して固定されてもよいが、ＬＣＰ１００を取り囲む組織及び／又は血液に曝され得る。いくつかの場合において、電極１１４は、一般に、ＬＣＰ１００のいずれかの端部に配置され得、そしてモジュール１０２、１０４、１０６、１０８、及び１１０のうちの１つ以上と電気的に通信し得る。いくつかの例では、電極１１４／１１４’はハウジング１２０によって支持されてもよいが、電極１１４／１１４’がハウジング１２０に対して直接固定されないように短い接続ワイヤを介してハウジング１２０に接続されてもよい。ＬＣＰ１００が１つ以上の電極１１４’を含む例では、電極１１４’をＬＣＰ１００の側面に配置することができ、それによって、ＬＣＰ１００が心臓の電気的活動を検知し、電気刺激を送達し、及び／又は外部医療装置と通信することができる電極の数を増やすことができる。電極１１４／１１４’は、人体内への植え込みに対して安全であることが知られている種々の金属や合金などの１つ又は複数の生体適合性導電材料から構成することができる。場合によっては、ＬＣＰ１００に接続された電極１１４／１１４’は、隣接する電極、ハウジング１２０、及び／又はＬＣＰ１００の他の部分から電極１１４／１１４’を電気的に絶縁する絶縁部分を有することができる。場合によっては、１つ又は複数の電極１１４／１１４’を、ハウジング１２０から離れる方向に延びるテール（図示略）上に設けることができる。

処理モジュール１１０は、ＬＣＰ１００の動作を制御するように構成することができる。例えば、処理モジュール１１０は、電気的検知モジュール１０６及び／又は機械的検知モジュール１０８から電気信号を受信するように構成されてもよい。受信した信号に基づいて、処理モジュール１１０は、例えば、心臓Ｈの動作における異常を判定することができる。判定された任意の異常に基づいて、処理モジュール１１０は、パルス発生器モジュール１０４を制御して、判定された異常を治療するための１つ又は複数の治療法に従って電気刺激を生成し送達することができる。処理モジュール１１０はさらに通信モジュール１０２から情報を受信することができる。いくつかの例では、処理モジュール１１０は、そのような受信した情報を使用して、異常が発生しているか否かを判断すること、異常の種類を判断すること、及び／又はその情報に応じて特定の動作を行うことを助ける。処理モジュール１１０は、通信モジュール１０２をさらに制御して、他の装置との間で情報を送受信することができる。

いくつかの例では、処理モジュール１１０は、超大規模集積（ＶＬＳＩ）チップ及び／又は特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）などの予めプログラムされたチップを含むことができる。そのような実施形態では、ＬＣＰ１００の動作を制御するために、チップに制御ロジックを予めプログラムすることができる。予めプログラムされたチップを使用することによって、処理モジュール１１０は他のプログラマブル回路（例えば汎用プログラマブルマイクロプロセッサ）よりも少ない電力を使用しながら、依然として基本機能を維持することができ、それによってＬＣＰ１００のバッテリ寿命を延ばすことができる。他の例では、処理モジュール１１０はプログラマブルマイクロプロセッサを含み得る。そのようなプログラマブルマイクロプロセッサは、植え込み後でもユーザがＬＣＰ１００の制御ロジックを調整することを可能にし、それによって予めプログラムされたＡＳＩＣを使用する場合よりもＬＣＰ１００の柔軟性を高めることができる。いくつかの例では、処理モジュール１１０はメモリをさらに含むことができ、処理モジュール１１０はメモリに情報を記憶し、そこから情報を読み取ることができる。他の例では、ＬＣＰ１００は、処理モジュール１１０が別のメモリに対し情報を読み書きできるように、処理モジュール１１０と通信する別のメモリ（図示略）を含むことができる。

バッテリ１１２は、その動作のためにＬＣＰ１００に電力を供給することができる。ＬＣＰ１００は植込み型装置であるので、ＬＣＰ１００へのアクセスは植込み後に制限される場合がある。したがって、数日、数週間、数ヶ月、数年、さらには数十年といった治療期間にわたって治療を施すのに十分なバッテリ容量を有することが望ましい。いくつかの例では、バッテリ１１２は充電式バッテリとすることができ、これはＬＣＰ１００の使用可能寿命を延ばすのに役立ち得る。他の例では、バッテリ１１２は、必要に応じて他の何らかの種類の電源とすることができる。場合によっては、バッテリ１１２は、一次（非充電式）電池（例えば、ＦｅＳ_２）であり得る。場合によっては、バッテリ１１２は全くバッテリでなくてもよく、むしろスーパーキャパシタ又は他の電荷蓄積装置であり得る。場合によっては、ＬＣＰ１００は、近傍界エネルギを受け取るための受電コイルを含み得る。充電回路が、受電コイル及びバッテリ１１２と動作可能に結合されてもよく、受電コイルを介して受け取られた非放射型近傍界エネルギを用いてバッテリ１１２を充電するように構成されてもよい。

ＬＣＰ１００を患者の体内に植え込むために、操作者（例えば、医師、臨床医など）は、ＬＣＰ１００を患者の心臓組織に固定することができる。固定を容易にするために、ＬＣＰ１００は１つ以上のアンカー１１６を含み得る。アンカー１１６は、いくつかの固着機構又は固定機構のうちの任意の１つを含み得る。例えば、アンカー１１６は、１つ又は複数のピン、ステープル、糸、スクリュー、螺旋部、櫛歯部などを含み得る。いくつかの例では、図示されていないが、アンカー１１６は、その外面に、アンカー１１６の少なくとも部分的な長さに沿って延びることができるねじ山を含むことができる。ねじ山は、心臓組織とアンカーとの間に摩擦を与えて、心臓組織内にアンカー１１６を固定するのを助けることができる。他の例では、アンカー１１６は、周囲の心臓組織との係合を容易にするために、棘、スパイクなどの他の構造を含み得る。

図２は、心臓の異常を検出及び／又は治療するためにＬＣＰ１００（図１）と共に使用され得る別の又は第２の医療装置（ＭＤ）２００の一例を示す。場合によっては、ＭＤ２００は、ＩＭＤ及び／又はＬＣＰの一例と見なすことができる。図示の例では、ＭＤ２００は、通信モジュール２０２、パルス発生器モジュール２０４、電気的検知モジュール２０６、機械的検知モジュール２０８、処理モジュール２１０、及びバッテリ２１８を含むことができる。これらのモジュールのそれぞれは、ＬＣＰ１００のモジュール１０２、１０４、１０６、１０８、及び１１０と同様であり得る。さらに、バッテリ２１８は、ＬＣＰ１００のバッテリ１１２と同様であり得る。しかしながら、いくつかの例では、ＭＤ２００はハウジング２２０内により大きな容積を有してもよい。そのような例では、ＭＤ２００は、より大きなバッテリ及び／又はＬＣＰ１００の処理モジュール１１０よりも複雑な動作を処理できる、より大きな処理モジュール２１０を含むことができる。

ＭＤ２００は、図１に示すような別のリードレス装置であってもよいと考えられるが、場合によっては、ＭＤ２００はリード２１２のようなリードを含んでもよい。リード２１２は、電極２１４とハウジング２２０内に配置された１つ又は複数のモジュールとの間で電気信号を伝達する電線を含むことができる。場合によっては、リード２１２は、ＭＤ２００のハウジング２２０に接続され、そこから離れて延びることができる。いくつかの例では、リード２１２は患者の心臓上に、心臓内に、又は心臓に隣接して植え込まれ得る。リード２１２は、リード２１２上の様々な場所に、場合によってはハウジング２２０から様々な距離に配置された１つ又は複数の電極２１４を含むことができる。いくつかのリード２１２は単一の電極２１４のみを含み、他のリード２１２は複数の電極２１４を含み得る。一般に、電極２１４は、リード２１２が患者内に植え込まれたときに１つ又は複数の電極２１４が所望の機能を果たすように配置されるようにリード２１２上に配置される。場合によっては、１つ又は複数の電極２１４が患者の心臓組織と接触していてもよい。場合によっては、１つ又は複数の電極２１４は、皮下にかつ患者の心臓の外側に配置されてもよい。場合によっては、電極２１４は、内発的に生成された電気信号、例えば内発的な心臓の電気的活動を表す信号をリード２１２に伝達することができる。リード２１２は、受信した電気信号をＭＤ２００のモジュール２０２、２０４、２０６、及び２０８のうちの１つ又は複数に伝えることができる。場合によっては、ＭＤ２００は電気刺激信号を生成してもよく、リード２１２は生成された電気刺激信号を電極２１４に伝達してもよい。電極２１４は続いて電気刺激信号を伝え、患者の心臓組織に電気刺激信号を（直接又は間接的に）送達してもよい。

機械的検知モジュール２０８は、機械的検知モジュール１０８と同様に、加速度センサ、音響センサ、血圧センサ、心音センサ、血中酸素センサ、及び／又は、心臓及び／又は患者の１つ又は複数の機械的／化学的パラメータを測定するように構成された他のセンサなどの１つ又は複数のセンサを含むか又はそれに電気的に接続され得る。いくつかの例では、１つ又は複数のセンサをリード２１２上に配置することができるが、これは必須ではない。いくつかの例では、１つ又は複数のセンサをハウジング２２０内に配置することができる。

必須ではないが、いくつかの例では、ＭＤ２００は植込み型医療装置であり得る。そのような例では、ＭＤ２００のハウジング２２０は、例えば患者の経胸腔領域に植え込むことができる。ハウジング２２０は、一般に、人体への植込みに安全な多数の公知の材料のうちの任意のものであって、植え込まれると、患者の体の体液及び組織からＭＤ２００の様々な構成要素を気密封止することができる材料を含み得る。

場合によっては、ＭＤ２００は植込み型心臓ペースメーカ（ＩＣＰ）であり得る。この例では、ＭＤ２００は、患者の心臓上又は心臓内に植え込まれた１つ又は複数のリード線、例えばリード線２１２を有することができる。１つ以上のリード２１２は、心臓組織及び／又は患者の心臓の血液と接触する１つ以上の電極２１４を含み得る。ＭＤ２００は、内発的に生成された心臓電気信号を検知し、例えば、検知された信号の分析に基づいて１つ又は複数の心不整脈を決定するように構成され得る。ＭＤ２００は、心臓内に植え込まれたリード２１２を介してＣＲＴ、ＡＴＰ療法、徐脈療法、及び／又は他の種類の療法を送達するように構成されてもよい。いくつかの例では、ＭＤ２００は、除細動治療を提供するようにさらに構成され得る。

場合によっては、ＭＤ２００は植込み型除細動器（ＩＣＤ）であってもよい。そのような例では、ＭＤ２００は、患者の心臓内に植え込まれる１つ以上のリードを含み得る。ＭＤ２００はまた、心臓電気信号を検知し、検知された信号に基づいて頻脈性不整脈の発生を判定し、頻脈性不整脈の発生を判定することに応じて除細動治療を送達するように構成されてもよい。他の例では、ＭＤ２００は皮下植込み型除細動器（Ｓ−ＩＣＤ）であり得る。ＭＤ２００がＳ−ＩＣＤである例では、リード２１２のうちの１つは皮下に植え込まれるリードであり得る。ＭＤ２００がＳ−ＩＣＤである少なくともいくつかの例では、ＭＤ２００は皮下に植え込まれる単一のリードのみを含み得るが、これは必須ではない。場合によっては、リードは、皮下にかつ胸腔の外側に配置された１つ又は複数の電極を有することができる。他の例では、リードは、胸骨のちょうど内側であるが心臓Ｈの外側などの、胸腔の内側に配置される１つ又は複数の電極を有することができる。

いくつかの例では、ＭＤ２００は植込み型医療装置ではない場合がある。むしろ、ＭＤ２００は患者の体の外部にある装置であり得、そして患者の身体上に配置される皮膚電極を含み得る。そのような例では、ＭＤ２００は、表面電気信号（例えば、心臓によって生成される心臓電気信号、又は患者の体内に植え込まれた装置によって生成され、体を通って皮膚に伝達される電気信号）を検知することができる。そのような例では、ＭＤ２００は、例えば除細動治療を含む様々な種類の電気刺激療法を送達するように構成することができる。

場合によっては、ＭＤ２００は患者の体外にあってもよく、植え込まれたＩＭＤに近傍界エネルギを伝送するように構成された伝送コイルを含んでもよい。ＭＤ２００はまた、伝送周波数及び伝送振幅で伝送コイルを駆動するための出力ドライバを含み得る。植え込まれたＩＭＤの受電コイルに許容可能な伝送電力を供給するように、伝送周波数及び／又は伝送振幅は調整されてもよく、時には能動的に調整されてもよい。伝送電力は、植え込まれたＩＭＤの電源を再充電するために使用され得る。

図３は、複数の医療装置３０２、３０４、３０６、及び／又は３１０が通信することができる医療装置システム及び通信経路の例を示す。図示の例では、医療装置システム３００は、ＬＣＰ３０２及び３０４、外部医療装置３０６、ならびに他のセンサ／装置３１０を含み得る。外部装置３０６は、ＭＤ２００に関して前述した装置のうちのいずれでもよい。他のセンサ／装置３１０もまた、ＭＤ２００に関して前述した装置のいずれでもよい。場合によっては、他のセンサ／装置３１０は、加速度センサ、音響センサ、血圧センサなどのセンサを含み得る。場合によっては、他のセンサ／装置３１０は、システム３００の１つ又は複数の装置をプログラムするために使用され得る外部プログラマ装置を含み得る。

システム３００の様々な装置は、通信経路３０８を介して通信することができる。例えば、ＬＣＰ３０２及び／又は３０４は、内発性心臓電気信号を検知し得、そのような信号を通信経路３０８を介してシステム３００の１つ又は複数の他の装置３０２／３０４、３０６、及び３１０に通信し得る。一例では、装置３０２／３０４のうちの１つ又は複数はそのような信号を受信し、受信した信号に基づいて不整脈の発生を判定することができる。場合によっては、１つ又は複数の装置３０２／３０４は、そのような決定をシステム３００の１つ又は複数の他の装置３０６及び３１０に通信することができる。場合によっては、システム３００の装置３０２／３０４、３０６、及び３１０のうちの１つ又は複数は、患者の心臓に適切な電気刺激を送達することなどによって、伝達された不整脈の決定に基づいた動作を行うことができる。通信経路３０８は、ＲＦ信号、誘導結合、光信号、音響信号、又は通信に適した他の任意の信号を使用して通信することができると考えられる。さらに、少なくともいくつかの例では、通信経路３０８は複数の信号タイプを含み得る。例えば、他のセンサ／装置３１０は、外部装置３０６と第１の信号タイプ（例えば、ＲＦ通信）を使用して通信するが、ＬＣＰ３０２／３０４とは第２の信号タイプ（例えば、伝導通信（ｃｏｎｄｕｃｔｅｄ ｃｏｍｍｕｎｉｃａｔｉｏｎ））を使用して通信してもよい。さらに、いくつかの例では、装置間の通信が制限されることがある。例えば、上述のように、いくつかの例では、ＬＣＰ３０２／３０４は他のセンサ／装置３１０を介してのみ外部装置３０６と通信することができ、ＬＣＰ３０２／３０４は他のセンサ／装置３１０に信号を送信し、他のセンサ／装置３１０は受信した信号を外部装置３０６に中継する。

場合によっては、通信経路３０８は伝導通信を含むことができる。したがって、システム３００の装置は、そのような伝導通信を可能にする構成要素を有し得る。例えば、システム３００の装置は、送信装置の１つ以上の電極を介して患者の体内に伝導通信信号（例えば、電流及び／又は電圧パルス）を送信するように構成され得、受信装置の１つ以上の電極を介して伝導通信信号（例えばパルス）を受信し得る。患者の身体は、システム３００内の送信装置の１つ又は複数の電極から受信装置の電極への伝導通信信号（例えばパルス）を「伝導」し得る。そのような例では、伝達された伝導通信信号（例えばパルス）は、ペーシング又は他の治療信号とは異なり得る。例えば、システム３００の装置は、心臓に捕捉閾値を下回る振幅／パルス幅で電気通信パルスを送達してもよい。場合によっては、送達される電気通信パルスの振幅／パルス幅は心臓の捕捉閾値を超えてもよいが、心臓のブランキング期間（例えば不応期）の間に送達され、かつ／又は、必要に応じてペーシングパルスに組み込まれるか又はペーシングパルスに変調され得る。

送達された電気通信パルスは、通信された情報をエンコードするために任意の適切な方法で変調されてもよい。場合によっては、通信パルスはパルス幅変調又は振幅変調されてもよい。それに代えて、又はそれに加えて、パルス間の時間は、所望の情報をエンコードするために変調され得る。場合によっては、伝導通信パルスは、電圧パルス、電流パルス、二相電圧パルス、二相電流パルス、又は所望の任意の他の適切な電気パルスであり得る。それに代えて、又はそれに加えて、通信経路３０８は、必要に応じて、無線周波数（ＲＦ）通信、誘導通信、光通信、音響通信、及び／又は任意の他の適切な通信を含み得る。

図４は例示的な医療装置システムを示す。図４では、ＬＣＰ４０２が心臓４１０の左心室の内部に固定されて示されており、パルス発生器４０６が１つ又は複数の電極４０８ａ〜４０８ｃを有するリード４１２に結合されて示されている。場合によっては、パルス発生器４０６は皮下植込み型除細動器（Ｓ−ＩＣＤ）の一部とすることができ、１つ又は複数の電極４０８ａ〜４０８ｃは皮下に配置することができる。いくつかの場合において、１つ又は複数の電極４０８ａ〜４０８ｃは、胸骨のちょうど内側などの、胸腔の内側であるが心臓の外側に配置され得る。

場合によっては、ＬＣＰ４０２は、皮下植込み型除細動器（Ｓ−ＩＣＤ）と通信することができる。場合によっては、リード４１２及び／又はパルス発生器４０６は、例えば、心音を示し得る振動を検知するように構成され得る加速度センサ４１４を含み得る。

場合によっては、ＬＣＰ４０２は所望に応じて心臓の右心室、右心房、左心室又は左心房にあってもよい。場合によっては、複数のＬＣＰ４０２を植え込むことができる。例えば、１つのＬＣＰを右心室に植え込み、別のＬＣＰを右心房に植え込むことができる。別の例では、１つのＬＣＰが右心室に植え込まれ、別のＬＣＰが左心室に植え込まれてもよい。さらに別の例では、心臓の各腔に１つのＬＣＰを植え込むことができる。

図５は、例示的な植込み型リードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）６１０の側面図である。ＬＣＰ６１０は、上述のＬＣＰ１００と形式及び機能が類似していてもよい。ＬＣＰ６１０は、上述のＬＣＰ１００に関して上述したモジュール及び／又は構造的特徴のいずれかを含み得る。ＬＣＰ６１０は、近位端６１４及び遠位端６１６を有するシェル又はハウジング６１２を含み得る。例示のＬＣＰ６１０は、ハウジング６１２に対して固定され、ハウジング６１２の遠位端６１６に隣接して配置された第１の電極６２０と、ハウジング６１２に対して固定され、ハウジング６１２の近位端６１４に隣接して配置された第２の電極６２２とを含む。場合によっては、ハウジング６１２は導電性材料を含んでもよく、その長さの一部に沿って絶縁されてもよい。近位端６１４に沿った部分は絶縁されずに、第２の電極６２２を画定してもよい。電極６２０、６２２は、電気療法及び／又は検知能力を提供するための検知及び／又はペーシング電極であり得る。第１の電極６２０は、心臓の心臓組織に対して位置決めすることができ、又は他の態様で心臓組織と接触させることができ、第２の電極６２２は第１の電極６２０から離間させることができる。第１及び／又は第２の電極６２０、６２２は、ハウジング６１２の外側の環境に（例えば、血液及び／又は組織に）曝されてもよい。

場合によっては、ＬＣＰ６１０は、ペーシング／検知電極６２０、６２２を制御するための電気信号を電極６２０、６２２に提供するために、ハウジング６１２内にパルス発生器（例えば、電気回路）及び電源（例えば、バッテリ）を含み得る。明示的には示されていないが、ＬＣＰ６１０はまた、上述したモジュール１０２、１０６、１０８、１１０と形態及び機能が類似する通信モジュール、電気的検知モジュール、機械的検知モジュール、及び／又は処理モジュール、及び関連する回路を含み得る。様々なモジュール及び電気回路がハウジング６１２内に配置されてもよい。パルス発生器と電極６２０、６２２との間の電気接続は、心臓組織への電気刺激を可能にし、かつ／又は生理学的状態の検知を可能にする。

図示の例では、ＬＣＰ６１０は、ハウジング６１２の遠位端６１６に近接した固定機構６２４を含む。固定機構６２４は、ＬＣＰ６１０を心臓Ｈの壁に取り付けるか、又は他の態様でＬＣＰ６１０を患者の解剖学的構造に固定するように構成される。いくつかの例では、固定機構６２４は、ＬＣＰ６１０を組織壁に取り付けるために心臓Ｈの心臓組織内に固定される１つ又は複数のフック又は櫛歯６２６を含むことができる。他の例では、固定機構６２４は、心臓Ｈの腔内の小柱と絡み合うように構成された１つ又は複数の受動的な櫛歯、及び／又はＬＣＰ６１０を心臓Ｈに固定するために組織壁にねじ込まれるように構成されたらせん状固定アンカーを含み得る。これらは単なる例である。

ＬＣＰ６１０は、ハウジング６１２の近位端６１４の近くにドッキング部材６３０をさらに含み得る。ドッキング部材６３０は、ＬＣＰ６１０の送達及び／又は回収を容易にするように構成され得る。例えば、ドッキング部材６３０は、ハウジング６１２の近位端６１４からハウジング６１２の長手方向軸に沿って延びることができる。ドッキング部材６３０は、ヘッド部６３２及びハウジング部６１２とヘッド部６３２との間に延びるネック部６３４を含み得る。ヘッド部６３２は、ネック部６３４に対して拡張された部分であり得る。例えば、ヘッド部６３２は、ＬＣＰ６１０の長手方向軸からのネック部６３４の半径方向寸法よりも大きい、ＬＣＰ６１０の長手方向軸からの半径方向寸法を有することができる。場合によっては、ドッキング部材６３０は、ヘッド部６３２から延在するか又はヘッド部６３２内に嵌め込まれたテザー保持構造６３６をさらに含み得る。テザー保持構造６３６は、それを通してテザー又は他の固定機構を受容するように構成された開口部６３８を画定し得る。保持構造６３６は概して「Ｕ字形」の構成を有するように示されているが、保持構造６３６は、テザーが固定可能かつ解放可能に開口部６３８を通る（例えばループになる）ことができるように、開口部６３８を取り囲む閉じられた周縁部を提供する任意の形状であり得る。場合によっては、保持構造６３６は、ネック部６３４に沿ってヘッド部６３２の中を通り、ハウジング６１２の近位端６１４まで、又はその中にまで延びることができる。ドッキング部材６３０は、ＬＣＰ６１０の心臓内部位への送達及び／又はＬＣＰ６１０の心臓内部位からの回収を容易にするように構成されてもよい。これはドッキング部材６３０の一例の説明であるが、ドッキング部材６３０が提供される場合、これは任意の適切な構成を有することができると考えられる。

ＬＣＰ６１０は、心臓内の血圧を測定するために圧力センサがハウジング６１２の外側の環境に曝されるように、ハウジング６１２に結合されるか又はハウジング６１２内に形成された１つ又は複数の圧力センサ６４０を含み得ると考えられる。例えば、ＬＣＰ６１０が左心室内に配置されている場合、圧力センサ６４０は左心室内の圧力を測定することができる。ＬＣＰ６１０が心臓の別の部分（心房の一方又は右心室など）に配置されている場合、圧力センサは心臓のその部分内の圧力を測定することができる。圧力センサ６４０は、圧力ダイヤフラムとダイヤフラム上のピエゾ抵抗器とを有するＭＥＭＳデバイスなどのＭＥＭＳデバイス、圧電センサ、静電型マイクロマシン超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）、コンデンサ、微圧計（ｍｉｃｒｏ−ｍｏｎｏｍｅｔｅｒ）、又は心圧を測定するのに適した他の適切なセンサを含むことができる。圧力センサ６４０は、本明細書に記載の機械的検知モジュールの一部とすることができる。圧力センサ６４０から得られた圧力測定値を使用して、心周期にわたる圧力曲線を生成することができると考えられる。以下により詳細に説明されるように、圧力測定値は、インピーダンス測定値（例えば、電極６２０と６２２の間のインピーダンス）と組み合わせて取得され、１つ以上の心周期のための圧力−インピーダンスループを生成し得る。インピーダンスは心腔容積の代わりとなることがあり、したがって圧力−インピーダンスループは心臓Ｈの圧力−容積ループを表すことがある。

いくつかの実施形態において、ＬＣＰ６１０は、電極６２０、６２２間のインピーダンスを測定するように構成されてもよい。より一般的には、インピーダンスは、上述の追加の電極１１４’などの他の電極対の間で測定されてもよい。場合によっては、インピーダンスは、心臓Ｈの同じ腔（例えばＬＶ）内に植え込まれた２つのＬＣＰ’、又は心臓Ｈの異なる腔（例えばＲＶとＬＶ）に植え込まれた２つのＬＣＰ’などの、２つの離間したＬＣＰの間で測定されてもよい。ＬＣＰ６１０及び／又は外部支持装置の処理モジュールは、電極６２０、６２２（又は他の電極）間で行われた心臓内インピーダンス測定値から心臓容積の測定値を導き出すことができる。主に心臓Ｈの血液の抵抗率と心臓組織の抵抗率との差に起因して、インピーダンス測定値は、ＬＣＰを取り囲む血液の容積（つまりは腔の容積）が変化するにつれて、心周期中に変化し得る。いくつかの場合において、心臓容積の測定値は、実際の測定値ではなく相対的な測定値であり得る。いくつかの場合では、心臓内インピーダンスは、時にはＬＣＰの植え込み中に実行される較正プロセスを介して心臓容積の実際の測定値と相関させることができる。較正プロセス中に、実際の心臓容積は蛍光透視法などを使用して決定され得、測定されたインピーダンスが実際の心臓容積に相関され得る。

場合によっては、ＬＣＰ６１０は、第１の電極６２０と第２の電極６２２との間に電流を流すように第１の電極６２０及び第２の電極６２２に動作可能に結合されて、２つの電極６２０、６２２（又は他の電極対）の間のインピーダンスを決定するためのエネルギ伝達回路を備えてもよい。エネルギ伝達回路はまた、第１及び／又は第２の電極６２０、６２２を介してペーシングパルスを送達するように構成されてもよいと考えられる。ＬＣＰ６１０は、第１の電極６２０と第２の電極６２２との間で受信された電気信号を検出するために、第１の電極６２０及び第２の電極６２２に動作可能に結合された検出回路をさらに含み得る。場合によっては、検出回路は、第１の電極６２０と第２の電極６２２との間で受信された心臓信号を検出するように構成されてもよい。

エネルギ伝達回路が第１の電極６２０と第２の電極６２２との間に電流を送達するとき、検出回路は、第１の電極６２０と第２の電極６２２との間（又は第１の電極６２０及び第２の電極６２２から離れた、図示しない第３の電極と第４の電極との間）に生じる電圧を測定し、インピーダンスを決定し得る。エネルギ伝達回路が第１の電極６２０と第２の電極６２２との間に電圧を送達すると、検出回路は、第１の電極６２０と第２の電極６２２との間（又は第１の電極６２０及び第２の電極６２２から離れた第３の電極と第４の電極との間）に生じる電流を測定し、インピーダンスを決定し得る。

場合によっては、ハウジング６１２は透磁材料を含んでもよく、又はそれを支持してもよい。受電コイル（図５には明示されていない）をハウジング６１２の一部の周りに配置することができ、透磁材料は、遠隔伝送器によって放出された非放射型近傍界エネルギを、受電コイルを通して集めるための磁束集束器として動作するように構成され得る。近傍界エネルギは、受電コイルによって捕捉され、ハウジング６１２内の充電式電源を再充電するために使用され得る電気エネルギに変換され得る。したがって、充電式電源は、ＬＣＰ６１０の期待される寿命全体にわたって１回の充電で十分なエネルギ貯蔵を維持する必要がないため、電源自体、ひいてはＬＣＰ６１０を、装置寿命要件を満たしつつ小型化することができる。いくつかの場合において、受電コイルは、充電式電源を充電する代わりに、又はそれに加えて、遠隔に配置された装置と通信するために使用されてもよい。

図６は、患者７００内に植え込まれた植込み型装置（ＩＭＤ）７０２を有する患者７００の非常に概略的な図を提供する。ＩＭＤ７０２は患者の胸部内又はその近くにあるように示されているが、機能に応じてＩＭＤ７０２が患者７００内の他の場所に植え込まれてもよいので、これは単なる例示であることが理解されよう。伝送器７０４は患者７００の外部に示されている。場合によっては、伝送器７０４は、過度の組織加熱や他の潜在的に有害な影響を患者７００にもたらすことなく、患者７００の体内に安全に通過しＩＭＤ７０２に送られるような波長（又は、波長は光の速度によって周波数と関係付けられるため、周波数）及び振幅のリアクティブ近傍界エネルギを伝送するように構成され得る。

伝送器７０４は任意の適切な形態を取り得る。例えば、図６では概略的にボックスで示されているが、伝送器７０４は、患者７００がストラップによって首周りに、又はシャツのポケットに入れることで胸の近傍に伝送器７０４が配置されて、患者の胸部内のＩＭＤ７０２とほぼ同じ垂直位置及び水平位置に伝送器７０４を定期的に着用できるように、サイズ設定及び構成され得る。場合によっては、伝送器７０４は、患者７００がＩＭＤ７０２を充電するために定期的に座るであろう椅子の後ろに組み込まれてもよい。椅子は、例えば、毎日の充電のために患者の家の中にあってもよく、又はより長い充電スケジュールを有する患者７００のために診療所などの遠隔地にあってもよい。

別の例として、伝送器７０４は、患者７００が眠っているときに毎晩伝送器７０４がＩＭＤ７０２を少なくとも部分的に再充電することができるように、ベッドに組み込むことができる。場合によっては、伝送器７０４は、例えば、ＩＭＤ７０２の電力要件に応じて、週に１回又は月に１回だけ伝送するように構成することができる。場合によっては、伝送器７０４及びＩＭＤ７０２は互いに通信し得る。そのように構成される場合、ＩＭＤ７０２はその現在のバッテリ再充電レベルを伝送器７０４に報告することができ、現在のバッテリ再充電レベルが閾値を下回る場合、伝送器７０４はＩＭＤ７０２に電力を伝送してもよい。

ＩＭＤ７０２は、患者７００にとって安全な波長及び強度で近傍界エネルギを定期的に受け取るように構成されてもよく、ＩＭＤ７０２はＩＭＤ７０２内の充電式電源を再充電するために、それを使用してもよいことが理解されよう。近傍界エネルギは、充電式電池から電力が引き出されてＩＭＤ７０２内の様々な構成要素によって消費される速度を超える速度で受け取られ得る。

図７は、結合インダクタシステム８００のための例示的な回路を提供する。誘導結合は、電源８０２と装置８０４との間の電気エネルギの近距離無線伝送である。いくつかの場合において、電源８０２は、磁場によって電源インダクタ８０６（例えば、電源コイル）から装置インダクタ８０８（例えば、装置コイル）に電力を伝達することができる。したがって、システム８００は変圧器として機能することができる。場合によっては、信号発生器８１０が、電源インダクタ８０６を介して交流（ＡＣ）を発生させ、振動磁場を生成してもよい。信号発生器８１０は出力ドライバを含み得る。磁場は、装置インダクタ８０８を通過し、装置８０４内に交流（ＡＣ）を生成する交流電磁力（ＥＭＦ）を誘導し得る。誘導されたＡＣは、負荷８１２を直接駆動するか、又は負荷８１２を駆動する装置８０４内の整流器（図示略）によって直流（ＤＣ）に整流され得る。

場合によっては、伝達される電力は、電源インダクタ８０６と装置インダクタ８０８との間の周波数及び相互インダクタンスと共に増加することがあり、それらはそれらの幾何学形状及びそれらの間の距離に依存することがある。例えば、電源インダクタ８０６と装置インダクタ８０８が同じ軸（すなわち、一次捕捉軸）上にあり、互いに接近するため電源インダクタ８０６からの磁束が装置インダクタ８０８を通過する場合、電力の伝送は１００％に近づく。コイル間の間隔が大きいほど、電源インダクタ８０６からの磁束が装置インダクタ８０８を逃す可能性があり、電力の伝送が減少する可能性がある。

いくつかの場合では、電源インダクタ８０６及び／又は装置インダクタ８０８は磁気コアを備えていてもよい。磁気コアは、電磁石、変圧器、発電機、インダクタ、及び他の磁気アセンブリなどの電気的、電気機械的及び磁気的装置内に磁場を狭め、誘導するために使用される高い透磁率を有する一片の磁気活性材料であり得る。場合によっては、磁気コアは、鉄などの強磁性金属、又はフェライトなどの強磁性化合物から形成されてもよい。周囲の大気と比較して高い透磁率は、磁力線をフェライトコアに集中させることができ、したがって磁束集中器として作用することができる。場合によっては、フェライトコアを使用することにより、電源インダクタ８０６によって生成される磁場の強度を集中させるとともに効果を高め、また、誘導結合及び電力の伝送を改善することができる。

場合によっては、システムは共振誘導結合を達成することができる。この場合、電源８０２を、装置８０４と同じ周波数で共振するように調整することができる。場合によっては、電源８０２は、コンデンサ８１４に接続された電源インダクタ８０６を含むことができる。電源インダクタ８０６と装置インダクタ８０８との間の共振は、結合及び伝送電力を増大させることができる。場合によっては、システム８００が共振誘導結合を達成すると、電源８０２及び装置８０４は、それらが非共振物体を用いた場合よりも強く相互作用し得、近くの浮遊物体における吸収による電力損失が低減され得る。

図８Ａ〜図８Ｂは、近傍界エネルギ伝送システム９００の例示的であるが限定的ではない例を提供する。図８Ａに示すように、電源９１２は電源コイル９１６を介して交流（ＡＣ）を発生させ、振動磁場９２０を生成することができる。場合によっては、磁場９２０は、レシーバ９１４の受電コイル９１８をほとんど又は全く通過しなくてもよい。例えば、受電コイル９１８の一次捕捉軸の方向は、電源コイル９１６の一次伝達軸と整列していなくてもよく、又は場合によっては、受電コイル９１８と電源コイル９１６との間に実質的な距離があり、磁場９２０を分散させ、受電コイル９１８を通る磁束を制限してもよい。これは、受電コイル９１８が小さい場合に特に当てはまる。

受電コイル９１８によって捕捉される磁束を増加させるのを助けるために、受電コイル９１８は、図８Ｂに示されるように、透磁材料９２２の周りに配置されてもよい。透磁材料９２２は、受電コイル９１８を通る磁力線を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むために使用することができる。場合によっては、透磁材料９２２は透磁率が周囲環境と比較して高いため、透磁材料９２２内に磁力線が集中することによって磁束集中器として作用することができ、それを受電コイル９１８に通すことができる。場合によっては、透磁材料９２２を使用することで、電源コイル９１６と受電コイル９１８との間の結合を改善することができ、したがって全体の電力伝送効率の改善に寄与し得る。

場合によっては、透磁材料９２２は、９００を超える比透磁率を有してもよく、様々な材料のいずれによっても構成することができる。例えば、場合によっては、透磁材料９２２は、フェライト（例えば、４０％Ｆｅ_２Ｏ_３、４０％ＭｎＯ、９２０％ＣｄＯ）、マンガン−亜鉛フェライト（例えば、Ｍｎ_ａＺｎ_{（１−ａ）}Ｆｅ_２Ｏ_４）、ニッケル−亜鉛フェライト（例えば、Ｎｉ_ａＺｎ_{（１−ａ）}Ｆｅ_２Ｏ_４）、ストロンチウムフェライト（例えば、ＳｒＦｅ_９１２Ｏ_１９（ＳｒＯ・６Ｆｅ_２Ｏ_３））、コバルトフェライト（例えば、ＣｏＦｅ_２Ｏ_４（ＣｏＯ・Ｆｅ_２Ｏ_３））、又はバリウムフェライト（例えば、ＢａＦｅ_９１２Ｏ_１９（ＢａＯ・６Ｆｅ_２Ｏ_３））などのフェライトであり得る。フェライトは高周波用途に用いられ得る。フェライトを構成する材料は、広範囲のパラメータで設計することができ、セラミックとしては、それらは絶縁体であり得、これは、透磁材料９２２内の渦電流を低減及び／又は防止するのに役立ち得る。

場合によっては、透磁材料９２２は、アルニコ（例えば、３５％コバルト、３４％鉄、１５％ニッケル、７％アルミニウム、５％チタン、及び４％銅）、Ｃｏｍｏｌ（例えば、９１４％モリブデン、９１２％コバルト、及び７１％鉄）、Ｈｉｐｅｒｎｏｍ（Ｎｉ−Ｍｏ合金）（例えば、７９％ニッケル、４％モリブデン、及び残量の鉄）、鉄−ケイ素磁石合金（例えば、１〜５％のケイ素を有する鉄）、磁石鋼（例えば、炭素とクロムを含む鉄）、Ｃｈｒｏｍｉｎｄｕｒ（例えば、２８％クロム、１５％コバルト、及び鉄）、Ｓｉｌｍａｎａｌ（例えば、６．７５％銀、８．８％マンガン、及び４．４５％アルミニウム））、Ｐｌａｔｉｎａｘ（例えば、７６．７％白金及び２３．３％コバルト）、ビスマノール（例えば、９２０．８％のマンガンを含むビスマス−マンガン合金）、コバルト−白金合金、クロム−マンガン−アンチモン化物（例えば、ＣｒｘＭｎ２ｘＳｂ）、Ｕｌｔｒａ−ｍａｇ（登録商標）（例えば、Ｐｔ−Ｃｏ磁石材料）、Ｖｅｃｔｏｌｉｔｅ（例えば、酸化コバルトを含む酸化第二鉄及び第一鉄）、Ｍａｇｎａｄｕｒ（例えば、炭酸バリウム及び酸化第二鉄；ＢａＯ（Ｆｅ_２Ｏ_３）_６）、Ｌｏｄｅｘ（例えば、鉛粉末を含む鉄−コバルト）、希土類磁石（例えば、サマリウムコバルト、セシウムコバルト、ネオジム−鉄含有磁石）、アワルワ鉱（例えば、Ｎｉ_３Ｆｅ）、ワイラウ鉱（例えば、ＣｏＦｅ）、ミューメタル、パーマロイ、及びスーパーマロイなどの合金であり得る。場合によっては、合金は打抜き加工物として、又は芯にテープとして巻かれるための長いリボンとして製造することができる。他の場合では、合金は粉末として製造され、焼結されて成形されてもよい。特定の実施形態において、合金（例えば、ミューメタル）の熱処理は、その透磁率を増加させ得る。例えば、ミューメタルの透磁率は、磁場中の水素雰囲気中でミューメタルをアニーリングした後に４０倍に増加し得る。

場合によっては、透磁材料９２２は、マグネタイト（例えば、Ｆｅ_３Ｏ_４）、ウルボスピネル（例えば、Ｆｅ_２ＴｉＯ_２）、ヘマタイト（例えば、αＦｅ_２Ｏ_３）、イルメナイト（例えば、ＦｅＴｉＯ_２）、マグヘマイト（例えば、γＦｅ_２Ｏ_３）、及びヤコブス鉱（例えば、ＭｎＦｅ_２Ｏ_４）などの金属酸化物であり得る。場合によっては、透磁材料９２２は、磁硫鉄鉱（例えば、Ｆｅ_７Ｓ_８）、グレイジャイト（例えば、Ｆｅ_３Ｓ_４）、及びトロイリ鉱（ＦｅＳ）などの金属硫化物であってもよい。場合によっては、透磁材料９２２は、針鉄鉱（例えば、αＦｅＯＯＨ）、鱗鉄鉱（例えば、γＦｅＯＯＨ）、及びフェロキシハイト（例えば、δＦｅＯＯＨ）などの金属オキシ水酸化物であってもよい。

場合によっては、透磁材料９２２は、鉄（Ｆｅ）、ニッケル（Ｎｉ）、及びコバルト（Ｃｏ）などの金属であってもよい。ある実施形態では、飽和することなく高レベルの磁場に耐えることができるという理由で、鉄が使用され得る。低い保磁力を有し、磁場がなくなったときに磁化状態を維持しないという理由で、焼きなまし又は「軟」鉄が使用され得る。

図９は、例示的な植込み型医療装置（ＩＭＤ）１０００の概略ブロック図である。場合によっては、例示的なＩＭＤ１０００は、充電回路１００８、充電式電源１０１０、及び動作回路１０１２を収容してもよいハウジング１００４を含み得る。ＩＭＤ１０００はまた、受電コイル１０１４を含み得る。

場合によっては、受電コイル１０１４は、様々な異なる種類のコイルのうちのいずれでもよい。伝送コイル／アンテナの周囲の電磁領域を考慮すると、３つのカテゴリがある。すなわち、（１）リアクティブ近傍界、（２）放射された近傍界、及び（３）放射された遠方界である。「誘導」充電システムは、リアクティブ近傍界領域で動作する。誘導電力システムでは、電力は通常、受電コイル１０１４などのワイヤのコイル間の誘導結合を使用する磁場によって、又は電極間の静電容量結合を使用する電場によって、短い距離にわたって伝送される。放射型電力システム（例えば、放射された近傍界及び放射された遠方界）では、電力は通常、電磁（ＥＭ）エネルギのビームによって伝送される。放射型電力システムは、より長い距離にわたってエネルギを送ることができることが多いが、特に受電アンテナのサイズが制限されている用途では、受電アンテナが十分なエネルギを捉えることが難しい場合がある。

場合によっては、伝送器（例えば、図６の伝送器７０４）及びＩＭＤ１０００は、患者（例えば、図６の患者７００）の体内で約１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの電力を誘導的に伝送することができる。そのように提供されると、システムは（誘導充電システムの場合のように）リアクティブ非放射型近傍界で動作する。場合によっては、伝送器７０４は、受電コイル１０１４が近傍界エネルギを捕捉し、それを充電回路１００８に提供することができるように、近傍界エネルギを伝送することができる。特定の実施形態において、受電コイル１０１４は、ＩＭＤ１０００のハウジング１００４の一部の周りに配置される。特定の実施形態において、受電コイル１０１４は、近傍界エネルギを受け取るように構成され得る。充電回路１００８は、受電コイル１０１４及び充電式電源１０１０と動作可能に結合することができる。いくつかの実施形態では、フィードスルー１００２、１００６は、ハウジング１００４の外側からハウジング１００４の内側に延びてもよく、受電コイル１０１４を充電回路１００８に電気的に接続してもよい。フィードスルー１００２、１００６は、例えば、ハウジング１００４を通して信号を伝えるために使用される導体であり得る。

場合によっては、充電回路１００８は、受電コイル１０１４によって受け取られた近傍界エネルギを使用して充電式電源１０１０を充電するように構成され得る。場合によっては、近傍界エネルギの波長帯域が患者７００に熱損傷を引き起こさない強度で伝送されるとき、受電コイル１０１４は、患者７００の外部から伝送される近傍界エネルギの波長帯域から十分な近傍界エネルギを受け取り（図６）、充電式電源１０１０を、充電式電源１０１０がＩＭＤ１０００に電力を供給することで消耗する速度よりも速い速度で充電するように構成され得る。場合によっては、ハウジング１００４は、ほぼ円筒形の外形、又は管状の形状を有し、受電コイル１０１４を、そのハウジング１００４の外表面のほぼ円筒形の外形又は管状の形状に適合させることができる。

場合によっては、充電回路１００８は、受け取った近傍界エネルギを、充電式電源１０１０を再充電するために使用され得る形に変換するように構成され得る。いくつかの例では、充電回路１００８は、充電式電源１０１０を再充電するように機能することができ、ＩＭＤ１０００は、ＩＭＤ１０００に帰する他の機能を提供するための動作回路１０１２を含むことができる。場合によっては、充電回路１００８は、ＩＭＤ１０００の動作回路１０１２に直接電力を供給することができる。動作回路１０１２は、用途に応じて、検知回路、治療送達回路、通信回路、及び／又は任意の他の適切な回路を含み得る。

充電式電源１０１０は、任意の種類の充電式電源を含み得る。場合によっては、充電式電源１０１０は、充電式電池、スーパーキャパシタ、及び／又は任意の他の適切な充電式電源を含み得る。充電式電源１０１０は、ＩＭＤ１０００のハウジング１００４への充電式電源１０１０の組み込みを容易にする三次元形状をとることができる。理解されるように、また、先に述べたように、いくつかの場合において、ハウジング１００４は円筒形又はほぼ円筒形の形状、もしくは管状又はほぼ管状の形状を有してもよく、この場合、充電式電源１０１０は、ほぼ円筒形状又は管状形状を有するボタン型電池又は長尺の（長さが長い）電池などの、ほぼ円筒形、管状、又は環状の外形を有し得るが、これは必須ではない。場合によっては、充電式電源１０１０は、一次（非充電式）電池（例えば、ＦｅＳ_２）及び二次（充電式）電池を含んでもよい。他の場合において、充電式電源１０１０は一次電池のみを含んでもよい。ハウジング１００４は、場合によっては剛性であり、場合によっては可撓性である。充電式電池の性能に対して形状及び寸法には生じ得るトレードオフがあることが認識されているので、これらの問題は特定の用途のために充電式電源１０１０を設計する際に考慮されるべきである。図９は単一の充電式電源１０１０を概略的に示しているが、場合によっては、それぞれ充電回路１００８と電気的に結合された２つ、３つ又はそれ以上の別個の充電式電源１０１０があってもよい。例えば、場合によっては、複数の充電式電源１０１０（直列又は並列接続）を有することで性能上の利点があり得る。いくつかの例では、複数の（そしてより小さい）充電式電源１０１０を有することにはパッケージ上の利点があり得る。場合によっては、充電式電源１０１０は、２種類以上の充電式電源（例えば、充電式電池とスーパーキャパシタの両方）を含み得る。

特定の実施形態では、ハウジング１００４の一部は、透磁材料１０１６を含むことができる。他の場合では、透磁材料１０１６は、ハウジング１００４に固定されてもよく、埋め込まれてもよく、又は他の態様でハウジング１００４に担持されてもよい。場合によっては、透磁材料１０１６は、充電式電源１０１０の電池又はハウジング１００４内の他の構成要素などの、ハウジング１００４内の１つ又は複数の構成要素に固定され、埋め込まれ、又は他の態様で担持され得る。例えば、透磁材料１０１６は、電池内の集電体などの非活性構成要素と共に含まれてもよい。他の場合では、透磁材料１０１６は、電池内の鉛化合物などの活性成分と共に含まれてもよい。場合によっては、電池が非充電式電池である場合、コイルは電池を再充電するためではなく誘導通信用に使用されてもよい。そのように提供されている場合、電池内の透磁材料１０１６は、コイルを通る磁束の方向付けを助けることができ、それは誘導通信効率を改善するのに貢献し得る。

様々な実施形態によれば、透磁材料１０１６、ならびにその位置、形状及び配向は、受電コイル１０１４を通る磁場を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むように構成することができる。場合によっては、周囲環境に対する透磁材料１０１６の透磁率（例えば、１０超、１００超、１０００超、１００００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ））が、磁束を透磁材料内に集中させて受電コイル１０１４を通過させるのに役立ち得る。場合によっては、透磁材料１０１６の使用は、伝送器コイルと受電コイル１０１４との間の誘導結合を改善するのに役立ち、したがって充電式電源１０１０への全体的な電力伝送効率を改善することができる。

図１０は、別の例示的な植込み型医療装置（ＩＭＤ）１１００の概略ブロック図である。ＩＭＤ１１００及びその構成要素の構成及び動作は、図９のＩＭＤ１０００の構成及び動作と同様とすることができる。場合によっては、図１０に見られるように、ＩＭＤ１１００は通信回路１１１０を含み得る。特定の実施形態では、通信回路１１１０はコイル１１１２に動作可能に結合されてもよく、メッセージをＩＭＤ１１００の外部に配置された外部レシーバ（図示略）、センサなどの装置、他の医療装置などに伝送するための通信経路を提供してもよい。そのような装置は、患者７００（図６）の体の外側又は内側に配置されてもよい。場所に関係なく、外部装置（すなわち、ＩＭＤ１１００の外部にあるが必ずしも患者７００の体の外部にある必要はない）は、１つ以上の所望の機能を達成するために通信回路１１１０を介してＩＭＤ１１００と通信することができる。通信回路１１１０は、外部レシーバと通信するための１つ又は複数の方法を使用するように構成され得る。例えば、通信回路１１１０は、無線周波数（ＲＦ）信号、誘導結合、光信号、音響信号、伝導通信信号、及び／又は通信に適した他の任意の信号を介して通信することができる。

場合によっては、電極１１０２ａ及び１１０２ｂは、ハウジング１１０４の外部に露出されてもよく、ハウジング１１０４内に配置された通信回路１１１０に動作可能に結合されてもよい。場合によっては、通信回路１１１０は、電極１１０２ａ及び１１０２ｂを介した伝導通信を使用して１つ又は複数の外部装置（例えば外部レシーバ）と通信するように構成され得る。それに代えて、又はそれに加えて、ＩＭＤ１１００の通信回路１１１０は、コイル１１１２を介した誘導通信を使用して１つ又は複数の外部装置（例えば外部レシーバ）と通信するように構成されてもよい。

場合によっては、ＩＭＤ１１００は、検知された電気信号、データ、命令、メッセージ、Ｒ波検出マーカーなどの情報を、通信回路１１１０を介して外部レシーバに通信することができる。ＩＭＤ１１００はさらに、通信回路１１１０を介して外部レシーバから信号、データ、命令及び／又はメッセージなどの情報を受信することができ、ＩＭＤ１１００は受信した信号、データ、命令及び／又はメッセージを使用して、充電式電源１１０８の充電、受信したデータの記憶、及び／又はその他の適切な機能の実行などの様々な機能を実行することができる。

場合によっては、通信回路１１１０は、近傍界エネルギを利用する誘導通信モードを使用して、ＩＭＤ１１００と外部レシーバとの間の通信経路を確立することができる。近傍界通信は、データ伝送のために近傍界磁束を使用する短距離通信の無線形態である。例えば、いくつかの実施形態では、ＩＭＤ１１００の充電式電源１１０８を再充電するために外部レシーバが電気エネルギの伝送に利用されていないときに、誘導通信リンクが提供されてもよい。例えば、通信回路１１１０は、充電式電源１１０８が現在半充電状態以下にあるときに外部レシーバに警報を伝送するように構成されてもよい。この場合、通信回路１１１０は、充電式電源１１０８が半充電状態又はそれ以下であることを示すために、通信信号（例えば、ＡＣ信号）をコイル１１１２上に駆動することができる。通信信号はその後、外部受電コイルを通過してＥＭＦを誘導する振動磁場を生成し得る。次いで、ＥＭＦは外部レシーバ内にＡＣ信号を生成し、外部レシーバはＡＣ信号を解読することができる。特定の実施形態では、外部レシーバは、ＡＣ信号の解読に応答して人間が知覚できる警報を表示又は発するために、ＬＥＤなどの照明装置又はスピーカなどのオーディオ装置を有するユーザインタフェース（図示略）を含み得る。例えば、ＬＥＤが点灯されてもよく、かつ／又はＩＭＤ１１００が半充電状態以下であることを示す「バズ」音をスピーカが発してもよい。患者７００は、ＬＥＤの照明を見て、かつ／又はスピーカからの「バズ」音を聞いて、外部レシーバを使用してＩＭＤ１１００の充電式電源１１０８を充電するために電気エネルギを伝送することができる。場合によっては、外部レシーバが患者の携帯電話又は他の装置にメッセージを伝送して患者に警告を出すことがある。

特定の実施形態では、充電式電源１１０８は一次（非充電式）電池（例えばＦｅＳ_２）のみを含んでもよく、透磁材料１１１４は電池内に非活性又は活性成分を含んでもよい。この場合、コイル１１１２は、外部レシーバ又は別の外部装置（例えば、患者の携帯電話、ネットワーク通信装置、データベースなど）との誘導通信リンクを確立するようにのみ構成されてもよい。

別の実施形態では、ＩＭＤ１１００の充電式電源１１０８を充電するために外部レシーバが電気エネルギの伝送に利用されているときに、誘導通信リンクが提供されてもよい。この場合、外部レシーバは交流（ＡＣ）を発生し、コイルを介して振動磁場を生成することができる。磁場は、ＩＭＤ１１００のコイル１１１２を通過してＥＭＦを誘導し、それがＩＭＤ１１００内にＡＣを生成し得る。通信回路１１１０は、外部レシーバがＩＭＤ１１００と整列不良であると見なされたときに外部レシーバに警報を送信するように構成されてもよい。例えば、場合によっては、磁場が印加されて充電が予想されるときに、外部レシーバとＩＭＤ１１００との位置合わせ不良によってＩＭＤ１１００が十分に充電されないことがある。通信回路１１１０は、磁場の伝達エネルギパラメータ（例えば、振幅、周波数、位相、パルス幅など）を変調することによって通信信号をコイル１１１２上に駆動することができる。その後、変調された磁場は外部レシーバコイルを通過してＥＭＦを誘導し、それが外部レシーバ内にＡＣ信号を生成する。その後、外部レシーバはＡＣ信号を解読することができる。ＡＣ信号の解読に応答して、ＬＥＤが点灯されてもよく、かつ／又はスピーカが「バズ」音を発してもよい。患者７００は、ＬＥＤの照明を見て、かつ／又はスピーカからの「バズ」音を聞いて、ＬＥＤがもはや点灯しなくなるまで、かつ／又はスピーカが「バズ」音を発しなくなるまで、外部レシーバを配置し直すことができる。場合によっては、外部レシーバが患者の携帯電話又は他の装置にメッセージを伝送して患者に警告を出すことがある。

特定の実施形態では、ハウジング１１０４の一部は、透磁材料１１１４を含むことができる。他の場合では、透磁材料１１１４は、ハウジング１１０４に固定されてもよく、埋め込まれてもよく、又は他の態様でハウジング１１０４に担持されてもよい。場合によっては、透磁材料１１１４は、充電式電源１１０８のバッテリ又はハウジング１１０４内の他の構成要素などの、ハウジング１１０４内の１つ又は複数の構成要素に固定され、埋め込まれ、又は他の態様で担持され得る。透磁材料１１１４、ならびにその位置、形状及び配向は、コイル１１１２を通る磁場を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むように構成することができる。場合によっては、周囲環境に対する透磁材料１１１４の透磁率（例えば、１０超、１００超、１０００超、１００００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ））が、磁束を透磁材料１１１４内に集中させてコイル１１１２を通過させるのに役立ち得る。場合によっては、透磁材料１１１４の使用は、伝送器コイルとコイル１１１２との間の誘導結合を改善するのに役立ち、したがって充電式電源１１０８への全体的な電力伝送効率を改善し、及び／又はコイル１１１２を用いた通信の電力効率を高めることができる。

図１１は、別の例示的な植込み型医療装置（ＩＭＤ）１２００の概略ブロック図である。ＩＭＤ１２００及びその構成要素の構成及び動作は、図９に関して説明したＩＭＤ１０００及びその構成要素の構成及び動作と同様とすることができる。場合によっては、電極１２１８、１２２０は、ハウジング１２０２の外部に露出されてもよく、ハウジング１２０２内に配置された治療回路１２１２に動作可能に結合されてもよい。いくつかの実施形態では、フィードスルー１２０４、１２０８がハウジング１２０２の外側からハウジング１２０２の内側まで延在し、電極１２１８、１２２０を治療回路１２１２に電気的に接続することができる。フィードスルー１２０４、１２０８は、例えば導体とすることができ、ハウジング１２０２を介して信号を伝えるのに使用することができる。いくつかの例では、透磁材料をフィードスルー１２０４、１２０８に使用することができる。

２つの電極が示されているが、場合によっては、ＩＭＤ１２００は３つ、４つ又はそれ以上の異なる電極を含み得ることが理解されよう。ＩＭＤ１２００の意図された機能に応じて、電極１２１８、１２２０は、患者（例えば、図６の患者７００）の心臓を検知及び／又はペーシングするために使用されてもよい。いくつかの例では、ＩＭＤ１２００は、リードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）、植込み型監視装置又は植込み型センサであり得る。場合によっては、上記の電極１１０２ａ及び１１０２ｂと同様に、電極１２１８、１２２０は、他の植え込まれた装置及び／又は外部装置と通信するために使用されてもよい。場合によっては、他の植込み型装置との通信は伝導通信を含むことがあるが、これは単なる例である。

場合によっては、充電回路１２０６及び治療回路１２１２は、異なる回路基板上に配置されてもよく、又は異なる集積回路（ＩＣ）内に現れてもよい。場合によっては、充電回路１２０６及び治療回路１２１２は、別個の要素として示されているが、単一のＩＣ内又は単一の回路基板上で組み合わされてもよい。場合によっては、治療回路１２１２は電極１２１８、１２２０に動作可能に結合されてもよい。場合によっては、治療回路１２１２は、電極１２１８、１２２０（又は追加の電極）を介して１つ又は複数の信号を検知するように、及び／又は電極１２１８、１２２０を介して組織を刺激するように構成されてもよい。場合によっては、治療回路１２１２は、１つ又は複数の検知された信号に少なくとも部分的に応答して、組織をペーシング又は刺激することができる。

特定の実施形態では、ハウジング１２０２の一部は、透磁材料１２１６を含むことができる。他の場合では、透磁材料１２１６は、ハウジング１２０２に固定されてもよく、埋め込まれてもよく、又は他の態様でハウジング１２０２に担持されてもよい。場合によっては、透磁材料１２１６は、充電式電源１２１０のバッテリ又はハウジング１２０２内の他の構成要素などの、ハウジング１２０２内の１つ又は複数の構成要素に固定され、埋め込まれ、又は他の態様で担持され得る。透磁材料１２１６、ならびにその位置、形状及び配向は、ハウジングの周りに巻かれたコイル１２１４を通る磁場を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むように構成することができる。場合によっては、周囲環境に対する透磁材料１２１６の透磁率（例えば、１０超、１００超、１０００超、１００００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ））が、磁束を透磁材料１２１６内に集中させてコイル１２１４を通過させるのに役立ち得る。場合によっては、透磁材料１２１６の使用は、伝送器コイルとコイル１２１４との間の誘導結合を改善するのに役立ち、したがって充電式電源１２１０への全体的な電力伝送効率を改善し、及び／又はコイル１２１４を用いた通信の電力効率を高めることができる。

図１２Ａ〜図１２Ｂは、患者７００（図６）などの患者内に植え込まれるように構成され得る例示的なＩＭＤ１３００の概略図を提供する。図１２Ａを参照すると、場合によっては、例示的ＩＭＤ１３００は、電極１３１４、１３１６であって、ハウジング１３１０の外部に露出されてもよく、かつ、ハウジング１３１０内に配置された制御装置１３０４に動作可能に結合することができる電極１３１４、１３１６を含み得る。制御装置１３０４は、例えば、プロセッサ、状態機械、及び／又は他の適切な回路を含み得る。いくつかの実施形態では、１つ又は複数のフィードスルー１３０２、１３０６が、ハウジング１３１０の外側からハウジング１３１０の内側に延びてもよく、電極１３１４、１３１６を制御装置１３０４に電気的に接続してもよい。場合によっては、透磁性部分１３２６をフィードスルー１３０２、１３０６に使用することができるが、これは必須ではない。

２つの電極が示されているが、場合によっては、ＩＭＤ１３００が３つ、４つ、又はそれ以上の異なる電極を含んでもよいことが理解されよう。ＩＭＤ１３００の意図された機能に応じて、電極１３１４、１３１６は、患者の心臓１３０００を検知及び／又はペーシングするために使用され得る。それに代えて、又はそれに加えて、電極１３１４、１３１６は、他の植え込まれた装置及び／又は外部装置と通信するために使用されてもよい。場合によっては、他の植込み型装置との通信は伝導通信を含み得るが、これは必須ではない。充電式電源１３０８は、ハウジング１３１０内に配置されてもよく、制御装置１３０４を含むＩＭＤ１３００に電力を供給するように構成されてもよい。場合によっては、ＩＭＤ１３００は、リードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）、植込み型監視装置、又は植込み型センサであり得る。

様々な実施形態において、ＩＭＤ１３００は誘導コイル１３１２を含み得る。特定の実施形態において、誘導コイル１３１２は、ハウジング１３１０の外部にあってもよく、ハウジング１３１０の一部分１３２６の周りに配置されてもよい。誘導コイル１３１２は、様々な異なる種類のコイルのうち任意のものであってよいと考えられる。場合によっては、外部レシーバ（例えば、図１２Ｂの外部トランシーバ１３３０）は、患者の１３０００体内で約１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの電力をＩＭＤ１３００の誘導コイル１３１２に誘導的に伝送することができる。システムは、（誘導充電システムの場合のように）リアクティブ非放射型近傍界で動作することができると考えられる。場合によっては、外部トランシーバ１３３０は、ＩＭＤ１３００の誘導コイル１３１２が近傍界エネルギを捉えてそれを制御装置１３０４に提供するような態様で、近傍界エネルギを伝送することができる。いくつかの実施形態では、フィードスルー１３１８、１３２０が、ハウジング１３１０の外側からハウジング１３１０の内側に延びてもよく、誘導コイル１３１２を制御装置１３０４に電気的に接続し得る。フィードスルー１３１８、１３２０は、ハウジング１３１０を通して信号を搬送するために使用される導体であってもよい。

誘導コイル１３１２は、患者７００の外部から伝送された近傍界エネルギの波長帯域から十分な近傍界エネルギを受け取り、受け取った近傍界エネルギを充電式電源１３０８を再充電し、かつ／又は通信の電力効率を高めるのに使用され得る形態に変換するように構成され得る。様々な実施形態では、充電式電源１３０８が充電される速度は、近傍界エネルギの波長帯域が患者７００に熱損傷を引き起こさない強度で伝送されるとき、充電式電源１３０８がＩＭＤ１３００に電力を供給することで消耗する速度よりも速い速度であり得る。場合によっては、ハウジング１３１０は、ほぼ円筒形の外形又は管状の形状を有してもよく、誘導コイル１３１２は、ハウジング１３１０の部分１３２６の周りに巻き付けられ、プリントされ、及び／又は担持されてもよい。いくつかの例では、誘導コイル１３１２は、ハウジング１３１０の部分１３２６の周りに巻き付けられた複数の層を有してもよい。

特定の実施形態では、誘導コイル１３１２を担持するハウジング１３１０の部分１３２６自体が、透磁材料から構成されてもよく、又はそれを含んでもよい。他の場合では、透磁材料は、ハウジング１３１０に固定され、埋め込まれ、又は他の態様で担持され得る。例えば、図１４を参照すると、透磁材料１５００は、ハウジング１５０２の一部に埋め込まれた成形ストリップとして示されている。様々な実施形態において、ハウジング１５０２の一部は、金属（例えば、アルミニウム、銅、鉛、ニッケル、スズ、チタン、及び亜鉛）、合金（例えば、黄銅）、貴金属（例えば、金、銀、白金）、希少金属（例えば、コバルト、水銀、タングステン、ベリリウム、ビスマス、セリウム、カドミウム、ニオブ、インジウム、ガリウム、ゲルマニウム、リチウム、セレン、タンタル、テルル、バナジウム、及びジルコニウム）を含み得るがこれらに限定されない非磁性材料から構成されてもよい。場合によっては、ハウジング１５０２の非磁性部分は、ハウジングの全部分が透磁材料で構成されている場合に生じ得る望ましくない製造品質を制限するのに有益であり得る。

図１２Ａを再度参照すると、場合によっては、透磁材料は、ハウジング１３１０内の１つ又は複数の構成要素、例えば、充電式電源１３０８のバッテリ又はハウジング１３１０内の他の構成要素に固定され、埋め込まれ、又は他の態様で担持される。特定の実施形態では、透磁材料は、ＬｉＦｅＰＯ_４、ＬｉＣｏＯ_２、ＬｉＮｉ_０．３３Ｍｎ_０．３３Ｃｏ_０．３３Ｏ_２（ＮＭＣ）、ＬｉＮｉ_０．８Ｃｏ_０．１５Ａｌ_０．０５（ＮＣＡ）、及び／又は任意の他の適切な材料などの電池活性材料として機能し得る。特定の実施形態において、透磁材料は、充電式電源１３０８全体に亘って分配されてもよい。場合によっては、透磁材料はフェライト又は金属酸化物であってもよく、充電式電源１３０８のカソード材料に加えられてもよい。場合によっては、透磁材料は金属又は金属合金とすることができ、充電式電源１３０８のカソード又はアノード材料に加えることができる。いずれにしても、透磁材料ならびにその位置、形状及び／又は配向は、誘導コイル１３１２を通る磁場を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むように構成することができる。場合によっては、周囲環境に対する透磁材料の透磁率（例えば、１０超、１００超、１０００超、１００００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ））が、磁束を透磁材料内に集中させて誘導コイル１３１２を通過させるのに役立ち得る。場合によっては、透磁材料の使用は、伝送器コイル１３２８と誘導コイル１３１２との間の誘導結合を改善するのに役立ち、したがってＩＭＤ１３００への全体的な電力伝送効率を改善することができる。

図１２Ｂを参照し、本明細書で論じるように、透磁材料を使用して、ＩＭＤ１３００の誘導コイル１３１２を通る磁場１３３２を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むことができる。場合によっては、周囲環境に対する透磁材料の高透磁率が磁束集中器として作用し、磁力線１３３２を曲げて透磁材料部分１３２６に集中させ、誘導コイル１３１２を通過させることができる。

場合によっては、透磁材料部分１３２６は、１０超、１００超、１０００超、１００００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ）を有し得る。透磁材料部１３２６は、様々な異なる材料を含み得る。例えば、場合によっては、透磁材料部分１３２６は、フェライト、合金（例えば、ミューメタル）、金属酸化物、金属硫化物、金属オキシ水酸化物、又は金属であり得る。これらは単なる例である。場合によっては、透磁材料部分１３２６は、１Ｅ−４オーム^−１ｃｍ^−１未満のコンダクタンス（σ）を有し得る。場合によっては、透磁材料部分１３２６は、円筒形又はほぼ円筒形の形状、あるいは管状又はほぼ管状の形状又は形態を有し得る。場合によっては、ハウジング１３１０自体が透磁材料から構成されてもよい。場合によっては、透磁材料部分１３２６はポリマー基板やベースなどの基板又はベースを有することができ、その基板又はベースに透磁材料が取り付けられ、埋め込まれ、載置され、又は他の態様で担持されてもよい。それに代えて、又はそれに加えて、ハウジング１３１０自体又はその一部（部分１３２６など）は、透磁材料から形成されてもよい。

再び図１２Ａを参照すると、様々な実施形態によれば、誘導コイル１３１２を覆って設けられた保護層１３２４が存在してもよい。特定の実施形態において、誘導コイル１３１２は生体適合性保護層１３２４によって封止されてもよい。生体適合性保護層１３２４は、例えば、チタン及びその合金、貴金属及びそれらの合金、バイオグレードステンレス鋼、コバルト系合金、タンタル、ニオブ、チタン−ニオブ合金、ニチノール、ＭＰ３５Ｎ（ニッケル−コバルト−モリブデン合金）、アルミナ、ジルコニア、石英、溶融シリカ、バイオグレードガラス、シリコン、及びいくつかの生体適合性ポリマーを含む任意の適切な材料を含み得る。これらは単なる例である。場合によっては、保護層１３２４は、細胞、タンパク質、血小板、及び／又は他の生物学的及び／又は化学的作用物質を含む身体からのバリアを提供し得る。場合によっては、保護層１３２４は気密封止を提供する。場合によっては、誘導コイル１３１２は、耐腐食性材料、例えば、金、銀、ステンレス鋼などで構成されてもよく、保護層１３２４を有していなくてもよい。

例示的ＩＭＤ１３００はさらに、ＩＭＤ１３００を心臓（例えば、図１２Ｂの心臓Ｈ）の組織壁（例えば、図１２Ｂの組織壁１３３４）に取り付けるように、又は他の態様でＩＭＤ１３００を患者の解剖学的構造に固定するように構成された、ハウジング１３１０の遠位端に近接する固定機構１３２２を含み得る。図１２Ａに示すように、いくつかの例では、固定機構１３２２は、ＩＭＤ１３００を組織壁に取り付けるために心臓組織内に固定される１つ又は複数のフック又は櫛歯を含むことができる。他の例では、固定機構１３２２は、心臓の腔内の小柱と絡み合うように構成された１つ又は複数の受動的な櫛歯、及び／又はＩＭＤ１３００を心臓に固定するために組織壁にねじ込まれるように構成されたらせん状固定アンカーを含み得る。

例示的なＩＭＤ１３００は、ハウジング１３１０の近位端の近くに、ＩＭＤ１３００の送達及び／又は回収を容易にするように構成されたドッキング部材１３３６をさらに含み得る。例えば、ドッキング部材１３３６は、ハウジング１３１０の近位端からハウジング１３１０の長手方向軸に沿って延びることができる。ドッキング部材１３３６は、ヘッド部１３３８及びハウジング１３１０とヘッド部１３３８との間に延びるネック部１３４０を含み得る。ヘッド部１３３８は、ネック部１３４０に対して拡張された部分であり得る。例えば、ヘッド部１３３８は、ＩＭＤ１３００の長手方向軸からのネック部１３４０の半径方向寸法よりも大きい、ＩＭＤ１３００の長手方向軸からの半径方向寸法を有することができる。場合によっては、ドッキング部材１３３６は、ヘッド部１３３８から延在するテザー保持構造１３４２をさらに含み得る。テザー保持構造１３４２は、それを通してテザー又は他の固定機構を受容するように構成された開口部１３４４を画定し得る。保持構造１３４２は概して「Ｕ字形」の構成を有するように示されているが、保持構造１３４２は、テザーが固定可能かつ解放可能に開口部１３４４を通る（例えばループになる）ことができるように、開口部１３４４を取り囲む閉じられた周縁部を提供する任意の形状であり得る。保持構造１３４２は、ネック部１３４０に沿ってヘッド部１３３８の中を通り、ハウジング１３１０の近位端まで、又はその中にまで延びることができる。ドッキング部材１３３６は、ＩＭＤ１３００の心臓内部位への送達及び／又はＩＭＤ１３００の心臓内部位からの回収を容易にするように構成されてもよい。他のドッキング部材も考えられる。

図１３Ａ〜図１３Ｂは、患者７００（図６）などの患者内に植え込まれるように構成され得る例示的なＩＭＤ１４００の概略図を提供する。ＩＭＤ１４００及びその構成要素の構成及び動作は、図１２Ａ〜図１２Ｂに関して説明したＩＭＤ１３００及びその構成要素の構成及び動作と同様とすることができる。場合によっては、ＩＭＤ１４００は、電極であって、ハウジング１４０２の外部に露出され、ハウジング１４０２内に配置された制御装置１４１８に動作可能に結合され得る電極（すなわち、アノード１４０４及びカソード１４０６）を含んでもよい。いくつかの実施形態では、フィードスルー１４１４、１４１６が、ハウジング１４０２の外側からハウジング１４０２の内側に延びてもよく、アノード１４０４とカソード１４０６とを制御装置１４１８に電気的に接続してもよい。アノード１４０４及びカソード１４０６が示されているが、場合によっては、ＩＭＤ１４００が３つ、４つ又はそれ以上の別個の電極を含み得ることが理解されよう。さらに、場合によっては、ハウジング自体１４０２がアノード又はカソードとして機能するように構成されてもよい。いくつかの例では、ＩＭＤ１４００は、リードレス心臓ペースメーカ（ＬＣＰ）、植込み型監視装置又は植込み型センサであり得る。

様々な実施形態において、ＩＭＤ１４００はまた、誘導コイル１４１２を含み得る。特定の実施形態では、誘導コイル１４１２は、ハウジング１４０２の外部にあり、ハウジング１４０２の一部の周りに配置され（例えば、その周りに巻きつけられ）てもよい。誘導コイル１４１２は、様々な異なる種類のコイルのうちのいずれであってもよいと考えられる。場合によっては、外部レシーバ（例えば、図１３Ｂの外部トランシーバ１４２２）は、患者の７００体内で約１０ｋＨｚ〜１００ＭＨｚの電力をＩＭＤ１４００の誘導コイル１４１２に誘導的に伝送することができる。システムは、（誘導充電システムの場合のように）リアクティブ非放射型近傍界で動作することができると考えられる。場合によっては、外部トランシーバ１４２２は、ＩＭＤ１４００の誘導コイル１４１２が近傍界エネルギを捉えてそれを制御装置１４１８に提供するような態様で、近傍界エネルギを伝送することができる。次に、制御装置１４１８は、近傍界エネルギを利用して、通信信号を誘導コイル１４１２上に駆動することによってメッセージを送信するなど、多くの異なる機能及び動作を実行することができる。いくつかの実施形態では、１つ又は複数のフィードスルー１４１０が、ハウジング１４０２の外側からハウジング１４０２の内側に延びてもよく、誘導コイル１４１２を制御装置１４１８に電気的に接続し得る。

特定の実施形態において、誘導コイル１４１２を担持するハウジング１４０２の少なくとも一部は、透磁材料から構成されてもよく、又はそれを含んでもよい。他の場合では、透磁材料は、誘導コイル１４１２を担持するハウジング１４０２の部分に固定されるか、埋め込まれるか、又は他の態様で担持され得る。ＩＭＤ１３００と同様に、そして図１４に示されるように、ＩＭＤ１４００はハウジング１５０２の一部を含み、透磁材料１５００はハウジング１５０２の一部に埋め込まれたストリップから形成されてもよい。さらに、様々な実施形態において、ハウジング１５０２の一部は、非磁性材料から構成されてもよい。

再び図１３Ａを参照すると、場合によっては、透磁材料は、充電式電源１４２０のバッテリ又はハウジング１４０２内の他の構成要素などの、ハウジング１４０２内の１つ又は複数の構成要素に固定され、埋め込まれ、又は担持され得る。図１３Ｂを参照すると、透磁材料ならびにその位置、形状及び／又は配向は、誘導コイル１４１２を通る磁場１４２４を集中させ、狭め、誘導し、向かわせ、及び／又は絞り込むように構成することができる。場合によっては、周囲環境に対する透磁材料の透磁率（例えば、１０超、１００超、１０００超、１００００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ））が、磁束を透磁材料内に集中させて誘導コイル１４１２を通過させるのに役立ち得る。場合によっては、透磁材料の使用は、伝送器コイル１４２６と誘導コイル１４１２との間の誘導結合を改善するのに役立ち、したがってＩＭＤ１４００への全体的な電力伝送効率を改善することができる。

場合によっては、透磁材料は、フェライト、合金（例えば、ミューメタル）、金属酸化物、金属硫化物、金属オキシ水酸化物、又は金属であり得る。これらは単なる例である。場合によっては、透磁材料部分は、１Ｅ−４オーム^−１ｃｍ^−１未満のコンダクタンス（σ）を有し得る。場合によっては、誘導コイル１４１２を担持するハウジング１４０２の部分全体が透磁材料から形成されてもよく、場合によっては、円筒形又はほぼ円筒形の形状、あるいは管状又はほぼ管状の形状又は形態を有し得る。場合によっては、ハウジング１４０２はポリマー基板やベースなどの基板又はベースを有することができ、その基板又はベースに透磁材料が取り付けられ、埋め込まれ、載置され、又は他の態様で担持されてもよい。

再び図１３Ａを参照すると、様々な実施形態によれば、誘導コイル１４１２の上に保護層１４０８が存在してもよい。保護層１４０８はまた、ハウジング１４０２の少なくとも一部にわたって延在することができる。特定の実施形態において、保護層１４０８は、生体適合性材料を含むシーラントであり得る。様々な実施形態において、保護層１４０８はバリアを含み得る。場合によっては、バリアは気密封止を提供し得る。場合によっては、保護層１４０８は、例えばガラスなどの様々な材料を含むことができる。場合によっては、誘導コイル１３１２は、耐腐食性材料、例えば、金、銀、ステンレス鋼などから構成されてもよく、保護層１４０８を持たなくてもよい。

充電式電源１４２０は、任意のタイプの充電式電池を含み得る。様々な実施形態において、充電式電源１４２０は透磁材料を含み得る。場合によっては、透磁材料は、１０超、１００超、１０００超、又はそれ以上の比透磁率（μ_ｒ）を有し得る。特定の実施形態では、透磁材料は、ＬｉＦｅＰＯ_４、ＬｉＣｏＯ_２、ＬｉＮｉ_０．３３Ｍｎ_０．３３Ｃｏ_０．３３Ｏ_２（ＮＭＣ）、ＬｉＮｉ_０．８Ｃｏ_０．１５Ａｌ_０．０５（ＮＣＡ）、及び／又は任意の他の適切な材料などの電池活性材料として機能し得る。特定の実施形態において、透磁材料は、充電式電源１４２０全体に亘って分配されてもよい。場合によっては、透磁材料はフェライト又は金属酸化物であってもよく、充電式電源１４２０のカソード材料に加えられてもよい。場合によっては、透磁材料は金属又は金属合金とすることができ、充電式電源１４２０のカソード又はアノード材料に加えることができる。

例示的ＩＭＤ１４００はさらに、ＩＭＤ１４００を心臓（例えば、図１３Ｂの心臓Ｈ）の組織壁（例えば、図１３Ｂの組織壁１４２８）に取り付けるように、又は他の態様でＩＭＤ１４００を患者の解剖学的構造に固定するように構成された、ハウジング１４０２の遠位端に近接する固定機構１４３０を含み得る。図１３Ａに示すように、いくつかの例では、固定機構１４３０は、ＩＭＤ１４００を組織壁に取り付けるために心臓組織内に固定される１つ又は複数のフック又は櫛歯を含むことができる。他の例では、固定機構１４３０は、心臓の腔内の小柱と絡み合うように構成された１つ又は複数の受動的な櫛歯、及び／又はＩＭＤ１４００を心臓に固定するために組織壁にねじ込まれるように構成されたらせん状固定アンカーを含み得る。

この開示は、多くの点で、例示に過ぎないことを理解されたい。本開示の範囲を超えることなく、細部、特に形状、サイズ、及びステップの順序に関して変更を加えることができる。これは、適切である限りにおいて、他の実施形態において使用されている１つの例示的実施形態の特徴のうちの任意のものを使用することを含み得る。

Claims (15)

1. 患者内に植え込まれるように構成された植込み型医療装置（ＩＭＤ）であって、
   経カテーテル配置用に構成された外側ハウジングであって、少なくとも一部分が１０を超える比透磁率（μ_ｒ）の透磁材料を含む外側ハウジング、
   外側ハウジングの外部に露出された複数の電極、
   外側ハウジング内に配置及び収容され、複数の電極に動作可能に結合され、複数の電極のうちの１つ以上を介して１つ以上の信号を検知し、かつ／又は複数の電極のうちの１つ以上を介して組織を刺激するように構成された治療回路、
   外側ハウジング内に配置及び収容され、治療回路に電力を供給するように構成された充電式電源、
   透磁材料を含む外側ハウジングの前記一部分の周りに延在するように、外側ハウジングの外側に配置された受電コイルであって、外側ハウジングの透磁材料は、受電コイルを通して非放射型近傍界エネルギを集中させるための磁束集中器として動作するように構成された受電コイル、及び
   外側ハウジング内に配置及び収容され、受電コイル及び充電式電源と動作可能に結合され、受電コイルを介して受け取った非放射型近傍界エネルギを用いて充電式電源を充電するように構成された充電回路
   を含むＩＭＤ。
2. 外側ハウジングの外側から外側ハウジングの内側まで延在し、受電コイルと充電回路とを電気的に接続するための１つ以上のフィードスルーをさらに含む、請求項１に記載のＩＭＤ。
3. 外側ハウジングの外側から外側ハウジングの内側まで延在し、複数の電極のうちの１つ又は複数を治療回路に電気的に接続するための１つ以上のフィードスルーをさらに含む、請求項１に記載のＩＭＤ。
4. 受電コイルを覆う保護層をさらに含む、請求項１に記載のＩＭＤ。
5. 保護層は受電コイルを覆う気密シールを提供する、請求項４に記載のＩＭＤ。
6. 透磁材料は、１Ｅ−４オーム^−１ｃｍ^−１未満のコンダクタンス（σ）を有する、請求項１に記載のＩＭＤ。
7. 透磁材料はフェライトを含む、請求項１に記載のＩＭＤ。
8. 透磁材料は合金を含む、請求項１に記載のＩＭＤ。
9. 外側ハウジングはポリマーベースを含み、透磁材料はそのポリマーベースに対して固定されている、請求項８に記載のＩＭＤ。
10. 外側ハウジングの前記一部分自体が透磁材料から形成されている、請求項８に記載のＩＭＤ。
11. 受電コイルは外側ハウジングの前記一部分にプリントされている、請求項１に記載のＩＭＤ。
12. 外側ハウジング内に配置された充電式電源は、１０を超える比透磁率（μ_ｒ）を有する透磁材料を含む、請求項１に記載のＩＭＤ。
13. 患者内に植え込まれるように構成された植込み型医療装置（ＩＭＤ）であって、
    経カテーテル配置用に構成された外側ハウジングであって、１０を超える比透磁率（μ_ｒ）を有する透磁材料を含む一部分を有する外側ハウジング、
    外側ハウジングの少なくとも一部分の周りに延在するように、外側ハウジングの外側に配置された受電コイルであって、外側ハウジングの透磁材料は、受電コイルを通して非放射型近傍界エネルギを集中させるための磁束集中器として動作するように構成された受電コイル、
    外側ハウジング内に配置された動作回路、
    外側ハウジング内に配置され、動作回路に電力を供給するように構成された充電式電源、及び
    受電コイル及び充電式電源に動作可能に結合され、受電コイルを介して受け取られた非放射型近傍界エネルギを用いて充電式電源を充電するように構成された充電回路
    を含むＩＭＤ。
14. 外側ハウジングの外側から外側ハウジングの内側まで延在し、受電コイルと充電回路とを接続するための１つ以上のフィードスルーをさらに含む、請求項１３に記載のＩＭＤ。
15. 受電コイルは保護層によって気密封止されている、請求項１３に記載のＩＭＤ。