KR20160100291A - 치료 기간에 걸친 조절의 동적 수정 - Google Patents

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Abstract

대상자의 신체의 외부의 위치로부터 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치가 제공된다. 이러한 장치는 대상자의 피부에 제거 가능하게 부착할 수 있도록 구성된 가요성 기판, 가요성 기판 위에 배치된 1차 안테나 및 적어도 하나의 처리 장치를 포함할 수 있다. 이러한 처리 장치는, 임플란트 유닛 상의 2차 안테나에 조절 제어 신호를 무선으로 전송하여, 1차 안테나로부터 2차 안테나까지 무선으로 전송된 에너지를 이용하여, 적어도 하나의 신경의 조절을 유발하기 위하여, 조절 제어 신호의 생성 및 조절 제어 신호의 1차 안테나로의 인가를 유발하는 한편, 치료 기간 전체에 걸친 이러한 조절 제어 신호의 연속적인 인가에 대하여 이러한 조절 제어 신호 중 적어도 하나의 특징에 대해 복수의 소정의 변경을 유발하도록 구성될 수 있다.

Description

치료 기간에 걸친 조절의 동적 수정{DYNAMIC MODIFICATION OF MODULATION THROUGHOUT A THERAPY PERIOD}
<관련 출원>
본 출원은 2013년 6월 17일 출원된 미국 가출원 번호 61/836,089에 대하여 35 U.S.C. §119(e)에 따라 우선권의 이익을 주장하며, 이는 본 설명에 참조로써 포함된다.
본 개시의 구현예는 일반적으로 신경을 조절하는 장치 및 방법에 관한 것이다. 더욱 구체적으로, 본 개시의 구현예는 이식 가능한 전기적 조절기에 의한 에너지 전달을 통해 신경을 조절하는 장치 및 방법에 관한 것이다.
신경 조절은 신체 스스로의 자연적인 신경 프로세스들과 상호 작용함으로써 여러 가지 생리적 병태 및 장애를 치료할 기회를 제공한다. 신경 조절은 중추, 말초, 또는 자율 신경계에서의 전기적 또는 화학적 활성의 억제(예를 들어, 차단), 자극, 수정, 조절, 또는 치료적 변경을 포함한다. 예를 들어, 신경의 자극 또는 신경 신호의 차단을 통하여, 신경계의 활성을 조절함으로써, 몇몇 상이한 목표들이 달성될 수 있다. 운동 뉴런은 적절한 시기에 조절되어 근육 수축을 유발할 수 있다. 감각 뉴런은 예를 들어, 통증을 경감시키기 위하여, 차단되거나, 예를 들어, 대상자에게 신호를 제공하기 위하여 자극될 수 있다. 다른 예에서, 자율 신경계의 조절은 심박동수 및 혈압과 같은, 다양한 불수의적 생리적 매개변수를 조정하는 데에 이용될 수 있다. 신경 조절은 몇몇 질병 또는 생리적 병태를 치료할 기회를 제공할 수 있는데, 이의 몇 가지 예를 아래에서 상세히 기술한다.
신경 조절이 적용될 수 있는 병태 중에는 코골이와 수면 무호흡증(OSA)과 같은 수면과 관련된 호흡 장애가 있다. OSA는 수면 도중 상부 기도의 부분적이거나 완전한 폐쇄의 반복되는 증상의 발현을 특징으로 하는 호흡기 장애이다. OSA가 없는 사람이 수면을 취하는 동안, 인두근은 수면 중에 이완되고, 점차 쇠약해져 기도를 좁힌다. 기도 좁힘은 수면자의 호흡의 효율성을 제한하여, 혈액 내 CO2 수준의 상승을 초래한다. CO2의 증가는 인두근 수축을 가져와 적절한 호흡을 복원하기 위하여 기도를 개방한다. 상부 기도 확장을 담당하는 가장 큰 인두근은 이설근으로, 이는 혀의 여러 가지 상이한 근육 중 하나이다. 이설근은 순방향의 혀 움직임 및 전 인두부 벽의 경화를 담당한다. OSA 환자에서, 이설근의 신경근 활성은 정상적인 개체에 비해 감소되어, 정상적인 개체와 비교할 때 기도를 열기 위한 불충분한 반응 및 수축을 설명한다. 이러한 반응 부족은 부분적이거나 전체적인 기도 폐쇄의 원인이 되며, 이는 수면자의 호흡의 효율을 상당히 제한한다. OSA 환자에서, 밤 동안 종종 여러 차례의 기도 폐쇄 증상이 발현된다. 이러한 폐쇄 때문에, 혈액에서는 산소 수준이 점진적으로 감소한다(저산소증). 저산소증은 야간 각성을 초래하며, 이는 수면 중의 임의의 단계로부터 짧은 각성에 이르기까지 두뇌가 깨어남을 보여주는 EEG로 기록될 수 있다. 각성 도중, 의식적 호흡 또는 헐떡임이 존재하는데, 이것이 기도 폐쇄를 해소한다. 에피네프린 및 노르아드레날린과 같은 호르몬 방출을 통한 교감신경긴장 활성도의 증가 또한 종종 저산소증에 대한 반응으로 일어난다. 교감신경긴장 증가 결과, 더 많은 혈액을 펌핑하고 혈압과 심박동수를 증가시키려는 시도에서 심장이 확장되며, 이것이 환자를 더욱 각성시킨다. 무호흡 증상 발현 해소 후, 환자가 수면으로 복귀함에 따라, 기도는 다시 쇠약해져 추가적인 각성으로 이어진다.
반복된 저산소증과 결합된 이러한 반복된 각성은 환자가 수면을 이루지 못하는 상태가 되게 하고, 이는 낮의 졸림으로 이어지며 인지 기능을 악화시킨다. 이러한 사이클은 중증 환자에서 하룻밤에 최대 수백 차례 자체적으로 반복될 수 있다. 따라서, 야간 동안의 교감신경긴장의 반복되는 변동 및 혈압 상승이라는 증상 발현은 하루 종일에 걸친 높은 혈압으로 발전한다. 이후, 높은 혈압과 증가된 심박동수는 기타 질병을 초래할 수 있다.
환자의 코골이는 흔히 부분적으로 폐쇄된 기도의 결과이다. 일부 환자는 수면을 취하는 동안, 후속적인 각성을 유발하기에는 상당하지 않은 부분적인 폐쇄를 수반하는 지점까지 인두근의 이완을 경험한다. 인두근이 이완하여 기도를 좁힐 때, 공기는 비슷한 체적 유량을 유지하기 위하여 더 높은 속도로 기도를 여행하여야 한다. 더 높은 속도의 흐름은 요동칠 가능성이 더 크다. 이러한 난류는 기도의 조직 구조에 진동을 유발하여, 잘 들리는 코골이 효과를 낳을 수 있다. 코골이는 환자와 그 주변인들 모두에게 여러 가지 부작용을 나타낼 수 있다. 코골이는 혈액 산소 수준이 감소되는 병태인 호흡 저하를 초래할 수 있으며, 이는 더 얕고, 덜 편안한 수면으로 이어진다. 코골이는 또한 뇌졸중과 경동맥 아테롬성 동맥경화증의 위험 증가와도 관련이 있을 수 있다. 추가적으로, 코골이는 환자 주변인들의 수면에 해로울 수 있다.
코골이와 OSA 모두를 치료하기 위한 노력에는 지속적인 기도 양압(Continuous Positive Airway Pressure, CPAP) 치료가 포함되는데, 이는 환자에게 기도를 개방된 상태로 유지하기 위하여 공기를 비공 내로 불어넣는 마스크를 쓸 것을 요구한다. 다른 치료 옵션으로는 구조적 지지체를 제공하기 위하여 연구개 내에 딱딱한 삽입물을 이식하는 것, 기관 절개술, 또는 조직 절제술을 포함한다.
신경 조절이 적용될 수 있는 또 다른 병태는 편두통의 발병이다. 두부에서의 통각은 후두 신경, 명확하게는 대후두 신경 및 삼차 신경을 통해 두뇌로 전달된다. 대상자가 편두통과 같은 두부 통증을 경험할 때, 이러한 신경들을 억제하는 것은 통각을 감소시키거나 제거하는 기능을 할 수 있다.
신경 조절은 또한 고혈압에 적용될 수 있다. 신체 내의 혈압은 다중적인 피드백 메커니즘을 통해 제어된다. 예를 들어, 경동맥 내의 경동맥 소체의 압력 수용체는 경동맥 내에서의 혈압 변화에 민감하다. 이러한 압력 수용체는 혈압이 상승할 때 혀 인두 신경을 통해 두뇌로 전도되는 신호를 발생시켜, 두뇌가 신체의 조절 체계를 활성화하여 예를 들어, 심박동수 변화 및 혈관 확장/혈관 수축을 통해, 혈압을 낮추도록 신호를 보낸다. 역으로, 신동맥 상의 부교감 신경 섬유와 신동맥 주변의 부교감 신경 섬유는 신장으로 전달되어, 혈압을 상승시키는, 염분 보유 및 안지오텐신 분비와 같은 동작을 개시하도록 하는 신호를 발생시킨다. 이러한 신경들을 조절하는 것은 혈압에 대한 일부 외부적인 지배력을 행사하는 능력을 제공할 수 있다.
전술한 것은 신경 조절이 이로울 수 있는 병태의 몇 가지 예일 뿐이지만, 이하에 기술된 본 발명의 구현예는 반드시 위에 기술된 병태들만을 치료하는 데에 제한되는 것은 아니다.
일부 구현예는 대상자의 신체의 외부의 위치로부터, 대상자의 신체 내의 위치에 대해 구성된, 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치를 포함할 수 있다. 이러한 장치는 대상자의 피부에 제거 가능하게 부착할 수 있도록 구성된 가요성 기판, 가요성 기판 위에 배치된 1차 안테나 및 적어도 하나의 처리 장치를 포함할 수 있다. 이러한 처리 장치는, 임플란트 유닛 상의 2차 안테나에 조절 제어 신호를 무선으로 전송하여 1차 안테나로부터 2차 안테나까지 무선으로 전송된 에너지를 이용하여 적어도 하나의 신경의 조절을 유발하기 위하여, 조절 제어 신호의 생성 및 조절 제어 신호의 1차 안테나로의 인가를 유발하는 한편, 치료 기간 전체에 걸친 이러한 조절 제어 신호의 연속적인 인가에 대하여 이러한 조절 제어 신호 중 적어도 하나의 특징에 대해 복수의 소정의 변경을 유발하도록 구성될 수 있다.
전술한 일반적인 설명 및 다음의 상세한 설명 모두는 오로지 예시적이며 설명적인 것으로, 청구되는 바와 같이, 본 발명을 한정하는 것이 아님을 이해하여야 한다.
본 명세서에 포함되며 본 명세서의 일부분을 구성하는 첨부 도면은 본 개시의 몇 가지 구현예를 도시하고, 설명과 함께 본 설명에 개시된 구현예의 원리를 설명하는 역할을 한다.
도 1은 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 개략적으로 도시한 것이다.
도 2는 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 구비한 대상자의 부분적인 단면을 나타낸 측면도이다.
도 3은 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 포함하는 시스템을 개략적으로 도시한 것이다.
도 4a와 도 4b는 외부 유닛의 예시적인 구현예를 도시한 것이다.
도 5a와 도 5b는 이중층 크로스오버 안테나를 도시한 것이다.
도 6a는 바닥에서 본 캐리어의 구현예를 도시한 것이다.
도 6b는 캐리어의 구현예를 단면으로 도시한 것이다.
도 7은 제거 가능한 탭을 포함하는 캐리어의 구현예를 도시한 것이다.
도 8a 내지 도 8f는 캐리어 및 전자 하우징의 대체 구현예를 도시한 것이다.
도 9는 본 개시의 예시적인 구현예의 의료 장치 콘솔 유닛을 도시한 것이다.
도 10은 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛의 상면도이다.
도 11a 내지 도 11b는 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛의 대안적인 구현예의 상면도이다.
도 12는 본 개시에 따른 임플란트 유닛의 예시적인 구현예의 추가적인 특징을 도시한 것이다.
도 13a 내지 도 13b는 본 개시의 예시적인 구현예의 세라믹 임플란트 하우징을 도시한 것이다.
도 14는 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛과 외부 유닛의 회로부를 도시한 것이다.
도 15a는 신경의 세로 방향을 따라 서로로부터 이격되어 신경의 세로 방향에 대해 실질적으로 평행한 전기력선을 가지는 전기장의 생성을 가능하게 하는 한 쌍의 전극을 도시한 것이다.
도 15b는 전극들이 신경의 적어도 일부분의 세로 방향으로 서로로부터 이격된 구현예를 도시한 것이다.
도 15c는 전극들이 신경의 가로 방향으로 서로로부터 이격된 상황을 도시한 것이다.
도 16은 생성된 전기장 형상 위에서의 전극 배열의 효과를 도시한 것이다.
도 17은 예시적인 조절 펄스열의 구성을 묘사한 것이다.
도 18은 예시적인 개시된 구현예에 따른, 함수 커플링으로 에너지 전달을 결정하는 데 이용될 수 있는 양을 나타내는 그래프를 도시한 것이다.
도 19는 혀 및 관련된 근육과 신경의 해부학적 구조를 묘사한 것이다.
도 20은 임플란트 유닛에 대한 예시적인 이식 위치를 도시한 것이다.
지금부터 본 개시의 예시적인 구현예를 상세히 참조할 것이며, 이의 예는 첨부 도면에 도시되어 있다. 가능한 어느 곳에서나 동일하거나 유사한 부분을 지칭하기 위하여 도면 전체에 걸쳐 동일한 참조 번호가 이용될 것이다.
본 개시의 구현예는 일반적으로 에너지 전달을 통하여 신경을 조절하는 장치에 관한 것이다. 신경 조절 또는 신경계 조절은 중추, 말초 또는 자율 신경계에서의 전기적 또는 화학적 활성의 억제(예를 들어, 차단), 자극, 수정, 조절, 또는 치료적 변경을 포함한다. 신경 조절은 신경 자극의 형태를 취할 수 있으며, 이는 신경을 활성화하기에 충분한 전압 변화를 생성하거나, 그 자체의 전기적 신호를 전파하기 위하여 신경에 에너지를 제공하는 것을 포함할 수 있다. 신경 조절은 신경 억제의 형태를 취할 수 있는데, 이는 신경이 전기적 신호를 전파하는 것을 막기에 충분한 에너지를 신경에 제공하는 것을 포함할 수 있다. 신경 억제는 에너지의 일정한 적용을 통해 수행될 수 있고, 적용 후 일정 시간 신경의 기능을 억제하기에 충분한 에너지의 적용을 통해 수행될 수 있다. 신경 조절의 다른 형태는 신경의 기능을 수정하여, 더 높거나 더 낮은 정도의 민감도를 유발할 수 있다. 본 설명에 지칭된 바와 같이, 신경의 조절은 전체 신경의 조절 및/또는 신경의 일부분의 조절을 포함할 수 있다. 예를 들어, 운동 뉴런의 조절은 에너지가 적용되는 위치의 말단인 뉴런의 그러한 부분들만 영향을 미치도록 수행될 수 있다.
수면 호흡 장애를 앓는 환자에 있어서, 예를 들어, 신경 자극의 1차 표적 반응은 환자의 기도를 차단하지 않는 위치로 혀를 움직이기 위하여, 혀 근육(예를 들어, 근육)의 수축을 포함할 수 있다. 편두통 치료에서, 신경 억제는 통각을 감소시키거나 제거하는 데 이용될 수 있다. 고혈압 치료에서, 신경 조절은 신체에 의해 생성된 신경 신호를 증가, 감소, 제거, 또는 그렇지 않으면, 수정하여 혈압을 조절하는 데 이용될 수 있다.
본 개시의 구현예는 특정 병태를 앓는 환자들에서 이용하기 위해 개시될 수 있으나, 이러한 구현예는 신경 조절이 바람직할 수 있는 임의의 환자/신체의 부분과 함께 이용될 수 있다. 즉, 수면 호흡 장애, 편두통, 또는 고혈압을 앓는 환자에서 이용하는 것 외에도, 본 개시의 구현예는 뇌 심부 자극(예를 들어, 간질, 파킨슨씨 병 및 우울증의 치료), 심장 박동 조율, 위 근육 자극(예를 들어, 비만 치료), 등 통증, 실금, 월경통 및/또는 신경 조절에 영향받을 수 있는 임의의 기타 병태를 포함하나, 이에 한정되지 않는 여러 다른 분야에 이용될 수 있다.
도 1은 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 도시한 것이다. 임플란트 유닛(110)은 신경(115)을 조절하도록 허용하는 위치에서, 대상자 내에 이식되도록 구성될 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 임플란트 유닛(110) 및 신경(115) 사이에 중간 조직(111)이 존재하도록 대상자 내에 위치할 수 있다. 중간 조직은 근육 조직, 결합 조직, 기관 조직, 또는 임의의 기타 유형의 생물학적 조직을 포함할 수 있다. 따라서, 임플란트 유닛(110)의 위치는 효과적인 신경 조절을 위하여 신경(115)과의 접촉을 필요로 하지 않는다. 임플란트 유닛(110)은 중간 조직(111)이 존재하지 않도록 신경(115)과 직접적으로 인접하여 위치할 수 있다.
수면 호흡 장애 치료에서, 임플란트 유닛(110)은 환자의 이설근 상에 위치할 수 있다. 그러한 위치는 분기가 이설근 내로 이어지는 설하 신경의 조절에 적합하다. 임플란트 유닛(110)은 다른 위치에 배치되도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 편두통 치료는 대후두 신경 및/또는 삼차 신경을 조절하기 위하여, 대상자의 모발선 근처, 뒷목, 또는 대상자의 귀 뒤에서 피하 이식할 필요가 있을 수 있다. 고혈압 치료는 (경동맥 압력 수용체를 통해 설인 신경을 조절하기 위하여) 경동맥 또는 경정맥 내에서 일방향으로 또는 쌍방향으로, (부교감 신장 신경을 조절하기 위하여) 신동맥 또는 신정맥 내에서 신경 조절 임플란트의 혈관 내 이식이 필요할 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 고혈압 치료는, 예를 들어, 설인 신경을 직접적으로 조절하기 위하여, 귀 뒤에서 또는 목에서, 신경 조절 임플란트의 피하 이식이 필요할 수 있다.
외부 유닛(120)은 환자의 피부(112)와 직접적으로 접촉하거나, 환자의 피부(112)에 가깝게, 환자의 외부의 위치에 대해 구성될 수 있다. 외부 유닛(120)은 예를 들어, 환자의 피부(112)에 부착하여, 또는 외부 유닛(120)을 제자리에 유지하도록 구성된 밴드 또는 기타 장치를 통해, 환자에 부착되도록 구성될 수 있다. 외부 유닛(120)이 임플란트 유닛(110) 위치 근처에 있도록 외부 유닛(120)을 피부에 부착시키는 일이 일어날 수 있다.
도 2는 수면 호흡 장애가 있는 환자(100)에서 에너지를 전달하기 위한 신경 조절 시스템의 예시적인 구현예를 도시한 것이다. 이 시스템은 환자의 외부의 위치에 대해 구성될 수 있는 외부 유닛(120)을 포함할 수 있다. 도 2에 도시된 바와 같이, 외부 유닛(120)은 환자(100)에 부착되도록 구성될 수 있다. 도 2는 수면 호흡 장애가 있는 환자(100)에서, 외부 유닛(120)이 환자의 턱 아래 및/또는 환자의 목 앞에 배치되도록 구성될 수 있음을 도시한 것이다. 배치 위치의 적절성은 아래에서 더욱 상세히 논의되는, 외부 유닛(120)과 임플란트 유닛(110) 사이의 통신으로 결정될 수 있다. 대안적인 구현예에서, 수면 호흡 장애 이외의 병태의 치료를 위해, 이러한 외부 유닛은 특정한 적용 요건에 따라, 즉, 편두통 치료 임플란트 유닛과의 통신을 위하여 환자의 뒷목, 즉, 위장 조절 임플란트 유닛과의 통신을 위하여 환자의 복부 외부, 즉, 신동맥 조절 임플란트 유닛과의 통신을 위하여 환자의 등과 같은 환자의 적절한 임의의 위치 및/또는 환자의 피부 상의 임의의 기타 적절한 외부 위치에 부착되도록 구성될 수 있다.
또한, 외부 유닛(120)은 환자에 가장 가까운 대안적 위치에 부착되도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일 구현예에서, 외부 유닛은 환자 신체의 일부분을 감싸도록 구성될 수 있는 스트랩 또는 밴드에 고정되게 또는 제거 가능하게 부착되도록 구성될 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 외부 유닛은 환자 신체 외부의 원하는 위치에서, 해당 위치에 부착되지 않은 채로 남아있도록 구성될 수 있다.
외부 유닛(120)은 하우징을 포함할 수 있다. 하우징은 구성요소들을 보유하도록 구성된 임의의 적절한 컨테이너를 포함할 수 있다. 추가적으로, 외부 유닛을 도 2에 개략적으로 도시하였으나, 하우징은 임의의 적절한 규모 및/또는 형상일 수 있고, 견고하거나 가요성을 나타낼 수 있다. 외부 유닛(100)을 위한 하우징의 비제한적인 예로는 패치, 버튼, 또는 변화하는 형상 및 치수를 가지며 임의의 적절한 물질로 구축된 기타 리셉터클 중 하나 이상을 포함한다. 일 구현예에서, 예를 들어, 하우징은 외부 유닛이 원하는 위치에 들어맞게 구성될 수 있도록 가요성 물질을 포함할 수 있다. 예를 들어, 도 2에 도시된 바와 같이, 외부 유닛은 피부 패치를 포함할 수 있는데, 이는 결과적으로 가요성 기판을 포함할 수 있다. 가요성 기판의 재료로는 플라스틱, 실리콘, 천연 직물 섬유 및 기타 적절한 폴리머, 코폴리머 및 이의 조합을 포함할 수 있으나, 이에 한정되지 않는다. 외부 유닛(120)의 임의의 부분은 특정한 적용 요건에 따라 가요적이거나 견고할 수 있다.
이전에 논의된 바와 같이, 일부 구현예에서, 외부 유닛(120)은 원하는 위치에 부착되도록 구성될 수 있다. 따라서, 일부 구현예에서, 하우징의 적어도 일측면은 접착제 물질을 포함할 수 있다. 접착제 물질은 생체 적합성 물질을 포함할 수 있고, 환자가 외부 유닛을 원하는 위치에 부착하고, 사용 완료시 외부 유닛을 제거할 수 있도록 할 수 있다. 접착제는 외부 유닛의 일회성 사용 또는 여러 차례 사용을 위해 구성될 수 있다. 적절한 접착제 물질로는 생체 적합성 접착제, 전분, 탄성 중합체, 열가소성 물질 및 에멀젼을 포함할 수 있으나, 이에 한정되지 않는다.
도 3은 외부 유닛(120)과 임플란트 유닛(110)을 포함하는 시스템을 개략적으로 도시한 것이다. 일부 구현예에서, 내부 유닛(110)이 환자의 신체 내로 이식될 유닛으로서 구성될 수 있고, 외부 유닛(120)은 임플란트 유닛(110)으로 신호를 보내고/보내거나 임플란트 유닛(110)으로부터 신호를 수신하도록 구성될 수 있다.
도 3에 나타난 바와 같이, 다양한 구성요소들이 외부 유닛(120)의 하우징 내에 포함될 수 있거나, 그렇지 않으면 외부 유닛(120)과 연관될 수 있다. 도 3에 도시된 바와 같이, 적어도 하나의 프로세서(144)가 외부 유닛(120)과 연관될 수 있다. 예를 들어, 적어도 하나의 프로세서(144)는 외부 유닛(120)의 하우징 내에 위치할 수 있다. 대안적인 구현예에서, 적어도 하나의 프로세서가 하우징의 외부의 위치로부터 외부 유닛과의 유선 또는 무선 통신을 위하여 구성될 수 있다.
적어도 하나의 프로세서는 적어도 하나의 입력 변수에 대해 논리적 연산을 수행하도록 구성될 수 있는 임의의 전기 회로를 포함할 수 있다. 따라서, 적어도 하나의 프로세서는 하나 이상의 집적 회로, 마이크로칩, 마이크로콘트롤러 및 마이크로프로세서를 포함할 수 있으며, 이들은 중앙 처리 유닛(CPU), 디지털 신호 프로세서(DSP), 필드 프로그램 가능 게이트 어레이(FPGA), 또는 명령을 실행하거나 논리 연산을 수행하기에 적합할 수 있는, 당업자에 공지된 임의의 기타 회로의 전부 또는 일부일 수 있다.
도 3은 외부 유닛(120)이 또한 전력원(140)과 연관될 수 있음을 도시한 것이다. 전력원은 외부 유닛에 비해 외부적인 위치에서 외부 유닛에 제거 가능하게 커플링이 가능할 수 있다. 대안적으로는, 도 3에 나타난 바와 같이, 전력원(140)은 외부 유닛(120) 내의 위치에 영구적으로 또는 제거 가능하게 커플링될 수 있다. 전력원은 프로세서와 전기적으로 통신하도록 구성되는 임의의 적합한 전력원을 더 포함할 수 있다. 일 구현예에서, 예를 들어 전력원(140)은 배터리를 포함할 수 있다.
전력원은 외부 유닛 내의 다양한 구성요소들에 전력을 공급하도록 구성될 수 있다. 도 3에 도시된 바와 같이, 전력원(140)은 프로세서(144)에 전력을 제공하도록 구성될 수 있다. 또한, 전력원(140)은 신호원(142)에 전력을 제공하도록 구성될 수 있다. 신호원(142)은 프로세서(144)와 통신할 수 있고, 신호(예를 들어, 정현파적 신호, 방형파, 삼각파, 마이크로파, 라디오 주파수(RF) 신호, 또는 임의의 기타 유형의 전자기 신호)를 생성하도록 구성된 임의의 장치를 포함할 수 있다. 신호원(142)은 교류(AC) 신호 및/또는 직류(DC) 신호를 생성하도록 구성될 수 있는 파형 생성기를 포함할 수 있으나, 이에 한정되지 않는다. 일 구현예에서, 예를 들어, 신호원(142)은 하나 이상의 다른 구성요소들로의 전송을 위한 AC 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 신호원(142)은 임의의 적합한 주파수의 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 일부 구현예에서, 신호원(142)은 약 6.5 MHz 내지 약 13.6 MHz의 주파수를 가지는 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 추가적인 구현예에서, 신호원(142)은 약 7.4 MHz 내지 약 8.8 MHz의 주파수를 가지는 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 추가적인 구현예에서, 신호원(142)은 90 kHz만큼 낮거나 28 MHz만큼 높은 주파수를 가지는 신호를 생성할 수 있다.
신호원(142)은 증폭기(146)와의 직접적이거나 간접적인 전기적 통신을 위하여 구성될 수 있다. 증폭기는 신호원(142)으로부터 생성된 하나 이상의 신호를 증폭하도록 구성된 임의의 적합한 장치를 포함할 수 있다. 증폭기(146)는, 예를 들어, 트랜지스터 기반의 장치, 연산 증폭기, RF 증폭기, 전력 증폭기, 또는 신호의 하나 이상의 양태와 연관된 이득을 증가시킬 수 있는 임의의 기타 유형의 장치를 포함하는, 다양한 유형의 증폭 장치들 중 하나 이상을 포함할 수 있다. 또한, 증폭기는 증폭된 신호를 외부 유닛(120) 내의 하나 이상의 구성요소들로 출력하도록 더 구성될 수 있다.
외부 유닛(120)은 추가적으로 메모리 유닛(143)을 포함할 수 있다. 프로세서(144)는 예를 들어, 데이터를 저장하고 검색하기 위하여, 메모리 유닛(143)과 통신할 수 있다. 저장되고 검색된 데이터로는 예를 들어, 치료 매개변수에 대한 정보와 임플란트 유닛(110) 및 외부 유닛(120)에 대한 정보를 포함할 수 있다. 메모리 유닛(143)의 용도는 아래에 더욱 상세히 설명된다. 메모리 유닛(143)은 비일시적 컴퓨터 판독 가능한 저장 매체에 적합할 수 있다.
외부 유닛(120)은 또한 통신 인터페이스(145)를 포함할 수 있는데, 이는 외부 유닛(120)이 프로그래밍 장치 및 데이터 분석 장치와 같은 기타 장치들과 통신할 수 있도록 제공될 수 있다. 통신 인터페이스(145)에 관한 추가적인 세부 내용은 아래에 포함된다.
외부 유닛은 추가적으로 1차 안테나(150)를 포함할 수 있다. 1차 안테나는 외부 유닛(120) 내의 회로의 일부분으로서 구성될 수 있고, 외부 유닛(120)의 다양한 구성요소들과 직접적으로 또는 간접적으로 커플링될 수 있다. 예를 들어, 도 3에 나타난 바와 같이, 1차 안테나(150)는 증폭기(146)와의 통신을 위해 구성될 수 있다.
1차 안테나는 전자기장을 생성하도록 구성될 수 있는 임의의 도전성 구조를 포함할 수 있다. 또한, 1차 안테나는 임의의 적절한 크기, 형상 및/또는 구성으로 이루어질 수 있다. 이러한 크기, 형상 및/또는 구성은 환자의 체격, 임플란트 유닛의 배치 위치, 임플란트 유닛의 크기 및/또는 형상, 신경을 조절하는 데 필요한 에너지의 양, 조절될 신경의 위치, 임플란트 유닛 상에 존재하는 수신용 전자부품의 유형 등에 의해 결정될 수 있다. 1차 안테나는 신호를 보내고/보내거나 받도록 구성될 수 있는, 당업자에게 공지된 임의의 적절한 안테나를 포함할 수 있다. 적절한 안테나로는 롱-와이어 안테나, 패치 안테나, 나선형 안테나 등을 포함할 수 있으나, 이에 한정되지 않는다. 일 구현예에서, 예를 들어, 도 3에 도시된 바와 같이, 1차 안테나(150)는 코일 안테나를 포함할 수 있다. 그러한 코일 안테나는 임의의 적절한 도전성 물질로 제조될 수 있고, 도전성 코일들의 임의의 적절한 배열(예를 들어, 지름, 코일의 수, 코일의 레이아웃 등)를 포함하도록 구성될 수 있다. 1차 안테나(150)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 1 cm 내지 10 cm 사이의 지름을 가질 수 있고, 원형 또는 타원형일 수 있다. 일부 구현예에서, 코일 안테나는 5 cm 내지 7 cm 사이의 지름을 가질 수 있고, 타원형일 수 있다. 1차 안테나(150)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 임의의 수, 예를 들어, 4개, 8개, 12개 이상의 권취를 가질 수 있다. 1차 안테나(150)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 0.1 mm 내지 2 mm 사이의 와이어 지름을 가질 수 있다. 이러한 안테나 매개변수는 오로지 예시적인 것으로, 적절한 결과를 달성하기 위하여 주어진 범위를 초과하거나 그 미만으로 조정될 수 있다.
언급된 바와 같이, 임플란트 유닛(110)은 환자의 신체 내에(예를 들어, 환자의 피부 아래) 이식되도록 구성될 수 있다. 도 2는 임플란트 유닛(110)이 대상자의 혀(130)의 근육과 관련된 신경의 조절을 위하여 이식되도록 구성될 수 있음을 도시한 것이다. 대상자의 혀(130)의 근육과 연관된 신경을 조절하는 것은 근육 수축을 유발할 자극을 포함할 수 있다. 추가적인 구현예에서, 임플란트 유닛은 조절하기를 원할 수 있는 임의의 신경과 함께 배치되도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 후두 신경, 대후두 신경 및/또는 삼차 신경의 조절은 편두통으로부터 유래한 것과 같은, 두부 내의 통각을 치료하는 데 유용할 수 있다. 신동맥(즉, 신장 신경) 상의 부교감 신경 섬유 및 신동맥 주위의 부교감 신경 섬유, 미주 신경 및/또는 설인 신경의 조절은 고혈압을 치료하는 데 유용할 수 있다. 추가적으로, 운동 뉴런, 감각 뉴런, 교감 뉴런 및 부교감 뉴런을 포함하는, 말초 신경계의 (척추 및 뇌 모두의) 임의의 신경은 원하는 효과를 달성하기 위하여 조절될 수 있다.
임플란트 유닛(110)은 환자의 신체 내로의 이식에 적합한 임의의 물질로 형성될 수 있다. 일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 가요성의 생체 적합성 물질을 포함하는 가요성 캐리어(161)(도 4)를 포함할 수 있다. 이러한 물질은, 예를 들어, 실리콘, 폴리이미드, 페닐트리메톡시실란(PTMS), 폴리메틸 메타크릴레이트(PMMA), 파릴렌 C, 폴리이미드, 액체 폴리이미드, 적층 폴리이미드, 블랙 에폭시, 폴리에테르 에테르 케톤(PEEK), 액정 폴리머(LCP), 캡톤(Kapton) 등을 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 도전성 물질, 예를 들어 금, 백금, 티타늄, 또는 임의의 기타 생체 적합성 도전성 물질 또는 물질들의 조합과 같은, 도전성 물질을 포함하는 회로부를 더 포함할 수 있다. 또한, 임플란트 유닛(110) 및 가요성 캐리어(161)는 환자의 피부 밑에 이식되기에 적합한 두께로 제작될 수 있다. 임플란트(110)는 약 4 mm 미만 또는 약 2 mm 미만의 두께를 가질 수 있다.
임플란트 유닛 내에 포함될 수 있거나, 그렇지 않으면 임플란트 유닛과 연관될 수 있는 기타 구성요소들을 도 3에 도시하였다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110)은 가요성 캐리어(161) 상에 설치되거나 가요성 캐리어(161)와 통합된 2차 안테나(152)를 포함할 수 있다. 1차 안테나와 마찬가지로, 2차 안테나는 신호를 보내고/보내거나 받도록 구성될 수 있는, 당업자에게 공지된 임의의 적절한 안테나를 포함할 수 있다. 2차 안테나는 임의의 적절한 크기, 형상 및/또는 구성을 포함할 수 있다. 이러한 크기, 형상 및/또는 구성은 환자의 체격, 임플란트 유닛의 배치 위치, 신경을 조절하는 데 필요한 에너지의 양 등에 의해 결정될 수 있다. 1차 안테나는 신호를 보내고/보내거나 받도록 구성될 수 있는, 당업자에게 공지된 임의의 적절한 안테나를 포함할 수 있다. 적절한 안테나로는 롱-와이어 안테나, 패치 안테나, 나선형 안테나 등을 포함할 수 있으나, 이에 한정되지 않는다. 일부 구현예에서, 예를 들어, 2차 안테나(152)는 원형 형상(도 10 또한 참조) 또는 타원형 형상을 가지는 코일 안테나를 포함할 수 있다. 그러한 코일 안테나는 임의의 적절한 도전성 물질로 제조될 수 있고, 도전성 코일들의 임의의 적절한 배열(예를 들어, 직경, 코일의 수, 코일의 레이아웃 등)를 포함하도록 구성될 수 있다. 2차 안테나(152)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 5 mm 내지 30 mm 사이의 지름을 가질 수 있고, 원형 또는 타원형일 수 있다. 2차 안테나(152)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 임의의 수, 예를 들어, 4개, 15개, 20개, 30개, 또는 50개의 권취를 가질 수 있다. 2차 안테나(152)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 0.01 mm 내지 1 mm 사이의 와이어 지름을 가질 수 있다. 이러한 안테나 매개변수는 오로지 예시적인 것으로, 적절한 결과를 달성하기 위하여 주어진 범위를 초과하거나 그 미만으로 조정될 수 있다.
도 4a 및 4b는 기타 구현예에서 임의의 조합으로 발견될 수 있는 특징들을 포함하는, 외부 유닛(120)의 예시적인 구현예를 도시한 것이다. 도 4a는 외부 유닛(120)의 측면도를 도시한 것으로서, 캐리어(1201) 및 전자 하우징(1202)을 나타낸다.
캐리어(1201)는, 예를 들어 기계적 수단의 접착제들을 통해, 대상자의 피부에 부착하도록 구성되는 피부 패치를 포함할 수 있다. 캐리어(1201)는 가요성이거나 견고할 수 있거나, 가요성 부분들과 견고한 부분들을 가질 수 있다. 캐리어(1201)는 1차 안테나(150), 예를 들어, 도 5a 및 도 5b에 도시된 것과 같은, 이중층 크로스오버 안테나(1101)를 포함할 수 있다. 캐리어(1201)는 또한 종이 배터리, 박막 배터리, 또는 실질적으로 평평하고/평평하거나 가요성의 배터리의 기타 유형과 같은 전력원(140)을 포함할 수 있다. 캐리어(1201)는 또한 임의의 기타 유형의 배터리 또는 전력원을 포함할 수 있다. 캐리어(1201)는 또한 전자 하우징(1202)에 캐리어(1201)를 선택적으로 또는 제거 가능하게 연결하도록 구성된 커넥터(1203)를 포함할 수 있다. 커넥터(1203)는 캐리어(1201)로부터 확장 또는 돌출될 수 있다. 커넥터(1203)는 전자 하우징(1202)의 리세스(1204)에 의해 수용되도록 구성될 수 있다. 커넥터(1203)는 실질적으로 오목한 형상(concave feature)을 사용하지 않고 전자 하우징(1204)에의 선택적인 연결을 제공하도록 구성된, 비 파우치(non-pouch) 커넥터로서 구성될 수 있다. 커넥터(1203)는 예를 들어, 페그를 포함할 수 있고, 가요성 팔들을 가질 수 있다. 커넥터(1203)는 마그네틱 연결, 벨크로 연결 및/또는 스냅 돔(snap dome) 연결을 더 포함할 수 있다. 또한, 커넥터(1203)는 캐리어(1201)에 대한 특정 높이, 축 위치 및/또는 축 방향에 전자 하우징(1202)을 위치시키도록 구성된, 위치결정 특징을 포함할 수 있다. 커넥터(1203)의 위치결정 특징은 페그, 링, 박스, 타원, 범프 등을 더 포함할 수 있다. 커넥터(1203)는 캐리어(1201) 상에 센터링(centering)될 수 있거나, 소정의 양만큼 센터로부터 오프셋(offset)될 수 있거나, 캐리어(1201)의 임의의 기타 적합한 위치에 제공될 수 있다. 복수의 커넥터들(1203)이 캐리어(1201) 상에 제공될 수 있다. 커넥터(1203)는, 전자 하우징(1202)으로부터의 제거가 커넥터(1203)의 파손을 초래하도록 구성될 수 있다. 이러한 특징은 캐리어(1201)의 재사용을 방지하기 위해 바람직할 수 있으며, 캐리어(1201)의 재사용은 지속적인 사용을 통해 일부 효능을 상실시킬 수 있다.
1차 안테나(150)와 대상자의 피부 사이의 직접적인 접촉은 1차 안테나(150)의 전기적 성질의 변경을 가져올 수 있다. 이는 두 가지 효과 때문일 수 있다. 먼저, 대상자의 피부는 저항성 용적 전도체로, 1차 안테나(150)와 피부 사이에 직접적인 접촉을 생성하면, 피부가 1차 안테나를 포함하는 전기 회로의 일부분이 되는 현상을 초래할 수 있다. 따라서, 1차 안테나(150)가 활성화될 때, 전류가 피부를 통해 흘러, 1차 안테나(150)의 전기적 성질을 바꿀 수 있다. 둘째, 대상자가 땀을 흘릴 때, 발생된 수분 또한 저항성 전도체로 작용할 수 있어, 이전에는 존재하지 않았던 전기적 경로를 생성할 수 있다. 이러한 효과는 1차 안테나(150)와 피부 사이에 직접적인 접촉이 없을 때, 예를 들어, 접착제 층이 1차 안테나(150)와 피부 사이에 개재될 때에도 발생할 수 있다. 많은 접착제들이 전기적으로 절연성이지 않고, 대상자의 피부로부터 수분을 흡수할 수 있으므로, 이러한 효과들은 안테나와 피부 사이에 직접적인 접촉 없이도 발생할 수 있다. 일부 구현예에서, 프로세서(144)는, 1차 안테나(150)의 변경된 성질들을 검출하고, 임플란트 유닛(110)으로의 전송을 위한 조절 및 하위 조절 제어 신호들을 생성할 때 이들을 고려하도록 구성될 수 있다.
일부 구현예에서, 캐리어(1201)는 위에 기술된 효과들을 해소(예를 들어, 감소시키거나 제거)하기 위하여 도 6a 내지 도 6b 및 도 22에 도시된 바와 같이(일정한 비례로 확대 축소하여 그려지지 않음), 버퍼 안테나를 포함할 수 있다. 도 6a는 바닥에서 본 캐리어(1201)의 일 구현예를 도시한 것이다. 도 6b는 캐리어(1201)의 일 구현예를 단면으로 도시한 것이다. 캐리어(1201)는 대상자의 피부로부터 안테나를 분리하기 위한 하나 이상의 구조체를 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 캐리어(1201)는 대상자의 피부와 안테나 사이에 에어 갭(2160)을 제공하는 버퍼층(2150)을 포함할 수 있다. 캐리어(1201)는 또한 최상층(2130) 및 최상 중심부(2140)를 포함할 수 있다.
도 6a 내지 도 6b에 도시된 바와 같이, 캐리어(1201)가 사용될 때, 버퍼층(2150)은 안테나와 대상자의 피부 사이에 존재하도록, 가요성 캐리어 상의 제자리에 배치될 수 있다. 버퍼층(2150)은 안테나(150)와 대상자의 피부 사이에 에어 갭(2160)을 제공하거나 만드는 임의의 적절한 물질 또는 구조를 포함할 수 있다. 본 설명에 사용된 바와 같이, 에어 갭(2160)은 고체 물질로 충전되지 않은, 대상자의 피부와 안테나(150) 사이의 임의의 공간, 영역, 또는 부분을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 버퍼층(2150)은 단일층을 포함할 수 있다. 다른 구현예에서, 버퍼층(2150)은 다수의 하위층(예를 들어, 둘, 셋 이상의 하위층)을 포함할 수 있다. 또 다른 구현예에서, 버퍼층(2150)은 대상자의 피부로부터 안테나(150)를 이동시키기 위하여, 캐리어(1201)와 연관된 하나 이상의 구조체들의 연장부를 포함할 수 있다.
제공된 에어 갭(2160)은 버퍼층(2150)과 연관된 다양한 구조체들과 인접할 수 있거나, 버퍼층(2150)과 연관된 다양한 구조체 내에 또는 그 사이에 존재할 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 에어 갭(2160)은 버퍼층(2150)에 의해 대상자의 피부와 안테나(150) 사이에 생성된 공기가 충전된 용적을 포함하는, 도 6b에 나타난 에어 갭(2160)과 같은, 공간 또는 부분이 없거나 상대적으로 없는 구조체들을 포함할 수 있다. 다른 구현예에서, 에어 갭(2160)은 버퍼층(2150)과 연관된 구조들 내에 또는 그 사이에 형성될 수 있다. 예를 들어, 에어 갭(2160)은 개방 또는 폐쇄 셀 발포체, 섬유질 매트, 직물, 패브릭, 다공판 물질, 메쉬, 또는 물질 또는 구조의 경계 내에 공간을 가지고 있는 임의의 기타 물질 또는 구조를 포함하는, 하나 이상의 다공성 물질에 의해 형성될 수 있다. 나아가, 버퍼층(2150)은 유전체 물질, 소수성의 폐쇄된 셀 발포체, 개방 셀 발포체, 코튼 및 기타 천연 섬유, 다공성 셀룰로오스 기반의 물질, 합성 섬유 및 에어 갭(2160)을 만들기에 적합한 임의의 기타 물질 또는 구조를 포함할 수 있다.
에어 갭(2160)은 공기만을 함유할 필요는 없다. 오히려, 기타 물질, 유체, 또는 기체가 에어 갭(2160) 내에 제공될 수 있다. 예를 들어, 일부 사례에서, 에어 갭(2160)은 이산화탄소, 질소, 아르곤, 또는 임의의 적합한 기체 또는 물질을 포함할 수 있다.
도 6a 및 도 6b는 본 개시와 일치하는, 예시적인 버퍼층(2150)을 포함하는 캐리어(1201)의 도식적 묘사를 제공한다. 도 6a 및 도 6b에 나타난 구조에서, 에어 갭(2160)은 다수의 하위층들을 가지고 있는 버퍼층(2150)에 의해 제공된다. 특히, 버퍼층(2150)은 분리 하위층(2110)과 접착제 하위층(2120)을 포함할 수 있다. 버퍼층(2150)에 포함될 수 있거나 포함되지 않을 수 있는 분리 하위층(2110)은 대상자의 피부 표면으로부터 안테나(150)를 고립시키거나 그렇지 않으면 분리하기 위한 임의의 구조를 포함할 수 있다. 도 6a 및 도 6b에 나타난 구현예에서, 에어 갭(2160)은 접착제 하위층(2120)의 패터닝을 통해 만들어질 수 있다. 예를 들어, 나타난 바와 같이, 접착제 하위층(2120)은 분리 하위층(2110)의 둘레 주변에 배치될 수 있고, 에어 갭(2160)은 접착제 하위층(2120)의 중간에 있는 부분에 만들어질 수 있다. 물론, 접착제 하위층(2120)의 기타 구성 또한 가능할 수 있다. 예를 들어, 에어 갭(2160)은 예를 들어, 접착제 줄무늬, 점, 메쉬 등을 포함하는, 접착제 하위층(2120)과 연관된 임의의 패턴의 특징들 사이에 형성될 수 있다. 예를 들어, 접착제 하위층(2120)은 일련의 별도의 접착제 점들 또는 선들, 메쉬 패턴의 접착제 물질, 또는 에어 갭(2160)을 만들기에 적합한 임의의 기타 패턴을 포함할 수 있다.
한편, 일부 구현예에서, 에어 갭(2160)은 접착제 하위층(2120)에 의해, 또는 버퍼층(2150)의 임의의 기타 하위층에 의해 만들어질 수 있고, 다른 구현예에서는, 에어 갭(2160)이 분리 하위층(2110)에 의해 만들어질 수 있다. 그러한 구현예에서, 분리 하위층(2110)은 에어 갭(2160)을 제공하기 위하여 다양한 패턴들(예를 들어, 구멍, 메쉬, 섬, 범프, 기둥 등)을 포함하도록 제조될 수 있다. 분리 하위층(2110)은 또한 다양한 유형의 물질들로 형성될 수 있다. 예를 들어, 분리 하위층(2110)은 개방 또는 폐쇄 셀 발포체, 패브릭, 종이, 다공판 물질, 또는 그 내부에 에어 갭 또는 공간을 제공하기에 적합한 임의의 기타 물질을 포함할 수 있다. 분리 하위층(2110)은 유전체 물질과 같은, 절연성 물질로 형성될 수 있다.
일부 구현예에서, 버퍼층(2150)은 캐리어(1201)와 연관된 또 다른 층(예를 들어, 최상층(2130))의 연장부들로 형성될 수 있다. 예를 들어, 최상층(2130)은 사용시, 안테나(150)가 대상자의 피부 위의 위치에 자리 잡도록, 안테나(150) 아래로 연장되는 다리 또는 연장부를 포함할 수 있다.
에어 갭(2160)은 임의의 적절한 규모를 가질 수 있다. 일부 구현예에서, 에어 갭(2160)은 높이가 250 미크론 내지 1mm 사이일 수 있다. 다른 구현예에서, 에어 갭(2160)은 높이가 1 mm 내지 5 mm 사이일 수 있다.
도 6a 및 도 6b에 도시된 바와 같이, 버퍼 안테나는 대상자의 피부 및/또는 땀으로부터 1차 안테나(150)를 전기적으로 절연시키고/절연시키거나 고립시키도록 작용할 수 있어, 따라서 대상자의 피부 및/또는 땀과의 접촉으로부터 발생할 수 있는 안테나의 전기적 성질의 변경을 제거하거나 감소시킬 수 있다. 버퍼 안테나는 버퍼층(2110)과 창 부분(2150) 내에 배치된 에어 갭(2160) 중 어느 하나 또는 둘 다와 함께 구축될 수 있다.
일부 구현예에서, 캐리어(1201)는 캐리어의 크기를 바꾸기 위하여, 도 7에 나타난 바와 같이, 제거 가능한 탭과 함께 제공될 수 있다. 캐리어(1201)의 사용자는 체격과 체형이 상당히 다르다. 일부 사용자는 더 큰 목 및/또는 턱 면적을 가질 수 있고, 일부는 더 작은 면적을 가질 수 있다. 일부 사용자는 치료 기간에 편안함을 유지하기 위하여 더 많은 접착제 면적을 필요로 할 수 있다. 다양한 선호를 수용하기 위하여, 캐리어(1201)는 어느 한 말단에 제거 가능한 탭(2220)과 함께 제공될 수 있는데, 이때, 이러한 탭들은 그것들이 캐리어(1201)에 연결되는, 구멍이 난 분리 부분과 함께 제공된다. 증가된 접촉제 면적을 원하는 사용자는 탭을 그대로 둘 수 있는 반면, 더 좁은 접착제 면적을 원하는 사용자는 그것들을 제거하기 위하여 구멍이 난 분리 부분을 따라 탭(2220)들을 떼어낼 수 있다. 대안적인 구현예에서, 탭(2220)은 사용자의 엄지손가락을 수용할 수 있는 크기와 형상으로 이루어질 수 있다. 또 다른 구현예에서, 사용자의 엄지손가락을 수용할 수 있도록 크기와 형상이 이루이진, 제거 불가능한 탭이 제공될 수 있다. 일부 구현예에서, 제거 가능한 탭(2220)은 캐리어(1201)를 부착하는 동안 사용되고 이후에는 제거되도록, 접착제 없이 제공될 수 있다. 비 접착식의 제거 가능한 탭(2220)은 사용자가 우발적으로 캐리어(1201)가 손가락에 달라붙지 않은 채로 캐리어(1201)를 가지고 있게 할 수 있다.
이제 도 4a 및 도 4b로 돌아가서, 전자 하우징(1202)은 도 4a에 측면도로, 도 4b에 저면도로 도시되어 있다. 전자 하우징(1202)은 적합한 임의의 방식으로 전자 하우징(1202) 내부에 배열될 수 있는 전자 부분(1205)을 포함할 수 있다. 전자 부분(1205)은 아래에서 더 논의되는, 외부 유닛(120)의 다양한 구성요소들을 포함할 수 있다. 예를 들어, 전자 부분(1205)은 외부 유닛(120), 배터리와 같은 전력원(140), 1차 안테나(152) 및 전기 회로(170)와 관련된 적어도 하나의 프로세서(144)의 임의의 조합을 포함할 수 있다. 또한, 전자 부분(1205)은 본 설명에서 외부 유닛(120)과 관련하여 기술된 임의의 기타 구성요소들을 포함할 수 있다. 또한, 당업자는 추가적인 구성요소들을 인식할 수 있다.
전자 하우징(1202)은 커넥터(1203)를 수용하도록 구성된 리세스(1204)를 포함할 수 있다. 전자 하우징(1202)은 적어도 하나의 전기 커넥터(1210, 1211, 1212)를 포함할 수 있다. 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212)은 도 4b에 나타난 바와 같이 전기 컨택트(contact)들의 쌍들로 배열될 수 있거나, 임의의 다른 수의 전기 컨택트들로 배열될 수 있다. 각 전기 커넥터(1210, 1211, 1212)의 전기 컨택트들의 쌍은 하우징(1202)의 내부에서 서로 전기적으로 연속하여 연결될 수 있으며, 그 결과 전기 컨택트들의 쌍이 회로에 대한 단일의 연결 지점을 나타낸다. 이러한 구성에서는, 한 쌍 내의 전기 컨택트들 중 하나가 연결될 것이 필요할 뿐이다. 따라서, 전기 커넥터들(1210, 1211 및 1212)은 많은 전기 컨택트들을 포함할 수 있다. 또한, 각 전기 커넥터(1210, 1211, 1212)의 전기 컨택트들은 회로의 양쪽 말단, 예를 들어 배터리 충전 회로의 양극 및 음극 말단들을 나타낼 수 있다. 예시적인 구현예에서, 도 4b에 나타난 바와 같이, 전기 커넥터들(1210, 1211 및 1212)은 전자 하우징(1202)의 축 방향과 독립적인, 노출된 전기 컨택트 부분(1108)이 있는 전기 컨택트를 유지하도록 구성된다. 따라서, 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212) 중 임의의 것 또는 전부와 노출된 전기 컨택트 부분(1108) 사이의 연결이 이루어질 수 있고, 캐리어(1201) 및 하우징(1202)의 상대적인 축 위치와 관계없이 유지될 수 있다. 따라서, 커넥터(1203)가 리세스(1204)에 의해 수용될 때, 하우징(1202)은, 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212) 중 적어도 하나와 노출된 전기 컨택트 부분(1108) 사이에서 전기 컨택트를 방해하지 않고, 캐리어(1201)에 대해 회전할 수 있다. 축 방향 독립성은, 예를 들어, 원형의 노출된 전기 컨택트 부분들(1108) 및 상응하는 노출된 전기 컨택트 부분(1108)의 반경과 대략 동일한 반경으로 리세스(1204)의 중심으로부터 등거리에 배치된 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212)의 컨택트들의 각 쌍을 이용하는 것을 통해 달성될 수 있다. 이러한 방식으로, 노출된 전기 컨택트 부분(1108)이 불연속적인 원을 포함하더라도, 전기 커넥터들(1210, 1211 및 1212)의 적어도 하나의 전기 컨택트는 접촉을 할 수 있다. 도 4b에서, 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212)은 직사각형의 전기 컨택트들의 쌍들로서 도시되어 있다. 그러나 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212)은 임의의 수의 컨택트들을 포함할 수 있거나, 연속적 또는 불연속적인 원들로서 구성될 수 있거나, 임의의 기타 적절한 형상 또는 구성을 가질 수 있다.
하나의 예시적인 구현예는 다음과 같이 작동할 수 있다. 도 4b에 나타난 바와 같이, 캐리어(1201)가 노출된 전기 컨택트 부분들(1108)을 포함하는 것보다 전자 하우징(1202)은 더 많은 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212)을 포함할 수 있다. 도시된 구현예에서, 전자 하우징(1202)은 세 개의 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212)을 포함하는 한편, 이중층 크로스오버 안테나(1101)는 두 개의 노출된 전기 컨택트 부분(1108)을 포함한다. 그러한 구현예에서, 두 개의 전기 커넥터들(1211 및 1212)은 연속하여 전기적으로 연결된 전기 컨택트들로 구성될 수 있는데, 그 결과, 각 커넥터는 상이한 노출된 전기 컨택트 부분(1108)과 접촉하며, 여기서, 노출된 전기 컨택트 부분들(1108)은 이중층 크로스오버 안테나(1101)의 양 말단을 나타낸다. 따라서, 안테나(1101)는 전자 부분(1205) 내에 함유된 전기적 구성요소들에 전기적으로 연결될 수 있다. 이러한 구성으로 캐리어(1201)에 연결될 때, 전기 커넥터들(1210)은 임의의 전극들과 접촉하지 않을 수 있다. 이러한 구현예에서, 전자 하우징(1202)이 치료를 위해 사용되고 있지 않을 때, 전자 부분(1205) 내에 함유된 배터리를 충전하기 위하여, 전기 커넥터들(1210)은 배터리 충전 회로의 양 말단으로 작용하도록 보존될 수 있다. 배터리 충전기 유닛은 비 파우치 커넥터(1203)와 유사하게 파손되기 쉽지 않은 커넥터와 함께 제공될 수 있고, 리세스(1204)와 맞물리도록 구성될 수 있다. 리세스(1204)와 맞물릴 때, 배터리 충전 유닛의 전극 컨택트들은 전자 부분(1205) 내에 함유된 배터리를 충전하기 위하여 전기 커넥터들(1210)과 접촉할 수 있다.
본 개시와 일관된 추가적인 구현예에서, 활성기 칩은 전자 하우징(1202)을 포함할 수 있다. 프로세서(144)는 전기 커넥터들(1210, 1211, 1212) 중 적어도 하나가 캐리어(1201)에 포함된 노출된 전기 컨택트 부분들(1108)과 접촉할 때 활성화되도록 구성될 수 있다. 이러한 방식으로, 전자 하우징(1202)은 충전되고, 활성화 전에 수일 동안 휴면 상태로 남아있을 수 있다. 전자 하우징(1202)을 캐리어(1201)에 간단히 연결하는 것(그리고 전기 커넥터(1210, 1211, 1212)와 전극 부분(1108) 사이에 접촉을 유도하는 것)은 프로세서의 활성화를 유발한다. 활성화 시, 프로세서(144)는 (피부 위에 캐리어를 배치한 후 프로세서를 교정하기 위한) 교정 모드, (사용자가 피부 위에 캐리어를 적절히 배치하도록 도와주는) 배치 모드 및/또는 (치료 세션을 시작하는) 치료 모드와 같은, 특정 작동 모드로 진입하도록 구성될 수 있다. 프로세서(144)의 다양한 모드들은 개시기, 종료기, 또는 도중의 어느 시점에서 대기 기간을 포함할 수 있다. 예를 들어, 배치 모드는 도중에 대상자가 잠들 수 있는 기간을 제공하기 위하여 모드 종료기에 대기 기간을 포함할 수 있다. 치료 모드는 모드의 개시기에 비슷한 대기 기간을 포함할 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 프로세서(144)는 시스템 활동 사이에 원하는 일시적인 간격을 제공하기 위하여 기술된 모드들로부터 분리된 대기 기간을 제공하도록 구성될 수 있다.
일부 구현예에서, 하우징(1202)은 사용자와 통신하기 위한 특징들을 포함할 수 있다. 예를 들어, 하나 이상의 LED 조명 및/또는 하나 이상의 오디오 장치가 제공될 수 있다. LED 및 오디오 장치들은 낮은 배터리 경고, 활성의 표시, 오동작 경보, 연결성 표시(예를 들어, 캐리어(1201) 상의 전기적 구성요소들과의 연결) 같은 다양한 정보들을 사용자에게 통고하고자 제공될 수 있다.
본 개시와 일관된 또 다른 구현예는 가요성 전자 하우징(1802)을 포함할 수 있다. 도 8a 내지 도 8f는 가요성 전자 하우징(1802)을 포함하는 구현예를 도시한 것이다. 가요성 전자 하우징(1802)의 활용은 전자 하우징 구성요소의 크기 및 형상에 대하여 이점을 제공할 수 있다. 전자 하우징은 전자 회로부 및 배터리와 같은, 내부에 함유된 다양한 구성요소들을 수용할 정도로 충분히 커야 한다. 사용자를 위해 더욱 편안한 경험을 생성하기 위해, 증가된 측면 치수와 감소된 수직 치수를 나타내는 가요성 전자 하우징(1802) 내에 필수적인 구성요소들을 수용하는 것이 유익할 수 있다. 또한, 편평한 가요성 전자 하우징(1802)은 수면 기간에 이부자리에서 그 모서리들을 붙잡을 가능성이 작을 수 있다. 추가적으로, 측면 치수를 증가시킬 때, 착용자의 신체 윤곽에 더 잘 맞추기 위하여, 하우징이 가요성인 것이 바람직할 수 있다. 가요성 전자 하우징(1802)은 프로세서(144)를 수용하는 가요성 회로판(1803)과 같은 가요성 구성요소들의 이용을 통해 달성될 수 있다. 가요성 전자 하우징(1802)은 높이가 10 내지 50 mm 사이일 수 있고, 높이 치수보다 측면 치수가 적어도 3배 더 넓을 수 있다. 일 구현예에서, 가요성 전자 하우징(1802)은 높이가 14 mm이며, 40 mm와 50 mm의 타원 지름을 가진, 타원형 형상일 수 있다.
가요성 전자 하우징(1802)은 전자 하우징(1202)에 대해 위에 기술된 바와 같은 동일한 기능성 및 구성요소들 전부, 예를 들어, 배터리(1804), 전기 커넥터들(1805, 미도시) 및 리세스(1806)를 더 포함할 수 있다. 가요성 전자 하우징(1802)은 또한 1차 안테나를 함유하도록 구성될 수 있다. 리세스(1806)는 캐리어(1201)의 비 파우치 커넥터(1203)와 맞물리도록 구성된 연결 부분일 수 있다. 일부 구현예는 복수의 리세스들(1806), 예를 들어, 도 8b에 나타난 바와 같이, 하우징의 모서리 가까이에 위치된 두 개 또는 네 개의 리세스들, 또는 도 8c에 나타난 바와 같이, 중심에 위치한 리세스 및 하우징의 모서리 가까이에 위치된 복수의 리세스를 포함할 수 있다. 가요성 전자 하우징(1802)의 가요성은 하우징이 커넥터(1203)와 캐리어(1201)를 통해 고정될 때, 환자의 신체의 윤곽에 더 잘 맞게 할 수 있다. 가요성 전자 하우징(1802)은 전자 커넥터들(1805)이 위치한 중심에 견고한 부분(1807)을 포함할 수 있다. 견고한 부분(1807)은 실질적으로 비가요적일 수 있다. 견고한 부분(1807)은 전기 커넥터들(1805)이 캐리어(1201)의 노출된 전기 컨택트 부분들(1108)과 접촉을 유지함을 확실히 할 수 있다. 또한, 견고한 부분(1807)은 견고한 배터리(1804), 또는 견고해야 하는 하우징 내의 임의의 다른 구성요소를 수용할 수 있다. 일부 구현예에서, 배터리(1804)는 견고한 부분(1807)의 견고성을 확실하게 하는 구조를 제공할 수 있다. 가요성 하우징(1802) 내의 구성요소들의 임의의 조합은 필요에 따라 가요적이고/가요적이거나 견고할 수 있다.
가요성 전자 하우징(1802)은, 전자 커넥터들(1805) 및 노출된 전기 컨택트 부분들(1108)로부터 떨어진 부분에 있는 캐리어(1201)와 반드시 접촉을 유지할 필요는 없다. 예를 들어, 캐리어(1201)가 대상자의 신체의 윤곽에 맞게 이루어지고, 가요성 전자 하우징(1802)으로부터 떨어져 구부러질 경우, 전기적 통신은 예를 들어, 도 8e에 도시된 바와 같이, 견고한 부분(1807)을 통해 유지될 수 있다. 일부 구현예에서, 가요성 하우징(1802)의 각 말단은 평평한 면으로부터 60도 만큼 구부러지도록 구성될 수 있다. 견고한 부분(1807)을 포함하는 구현예에서, 구부러짐은 견고한 부분(1807)의 바로 바깥 부분에서 시작할 수 있다. 도 8f는 α 각으로 굽은, 구부러진 말단이 있는 견고한 부분(1807)을 포함하는 가요성 하우징(1802)을 도시한 것이다.
가요성 하우징(1802)은 예를 들어, 실리콘, PMMA, PEEK, 폴리프로필렌 및 폴리스티렌과 같은, 임의의 적절한 가요성 물질로 구축될 수 있다. 가요성 하우징(1802)은 상층부 및 바닥부로부터 구축될 수 있는데, 구성요소들은 상층부를 바닥부까지 밀봉하기 전에 내부에 위치된다. 또한, 가요성 하우징(1802)은 오버몰딩 기법을 통해 구축될 수 있는데, 이때, 가요성 물질은 필요한 내부 구성요소들 위로, 그리고 그 주변에 몰딩된다. 가요성 하우징(1802)은 예를 들어, 색을 제공하기 위한 미립자 물질들 또는 페라이트 물질들을 포함하기 위하여, 첨가제로 제조될 수 있는데, 이는 가요성 하우징(1802) 내에 함유된 1차 안테나에 의해 생성된 라디오 주파수 신호를 반사하고/반사하거나 흡수할 수 있다. 가요성 하우징(1802) 내의 페라이트 첨가제는 1차 안테나의 효율을 증가시킬 수 있고/있거나, 라디오 주파수 신호를 반사 및/또는 흡수하여 과도한 외부 전송을 감소시킬 수 있다.
본 개시와 일관된 일부 구현예에서, 캐리어(1201)과 전자 하우징 사이의 전기적 통신은 도 8d에 도시된 바와 같이, 돌출된 비 파우치 커넥터(1811) 상에 위치한 전기 컨택트들(1810)을 통해 이루어질 수 있다. 전기 컨택트들(1810)은 비 파우치 커넥터(1811) 상에 환형으로 배치되고, 상이한 높이로 위치될 수 있다. 그러한 구현예에서, 전자 하우징의 연결 부분은 이러한 방식으로 구성된 전기 컨택트들을 수용하도록 구성될 수 있다.
위에 기술된 여러 구현예에서, 외부 유닛(120)은 전자 하우징 및 하우징이 해제 가능하게 연결될 수 있는 접착제 캐리어를 포함한다. 제공된 구현예는 오로지 설명을 위한 것으로, 기술된 임의의 구성요소들의 배치 또는 위치를 제한하고자 한 것이 아니다. 하우징 또는 캐리어 위의 다양한 구성요소들의 위치를 포함하는 추가적인 구현예는 본 발명의 범위를 벗어나지 않고 실현될 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 필요한 회로 구성요소 일부 또는 전부는 캐리어 상에 프린트될 수 있다. 일부 구현예에서, 1차 안테나는 하우징 내에 함유될 수 있다. 일부 구현예에서, 종이 배터리와 같은 가요성 배터리가, 하우징 내에 함유된 배터리를 교체하거나 보충하기 위하여 캐리어 상에 포함될 수 있다.
일부 구현예에서, 외부 제어 유닛(120)이 원격 모니터링 및 제어를 위해 구성될 수 있다. 그러한 구현예에서, 전자 하우징(1202)은, 위에 논의된 임의의 요소들 또는 모든 요소들 이외에도, 통신 인터페이스(145)와 메모리 유닛(143)을 포함할 수 있다. 통신 인터페이스(145)는 송신 및 수신 모두를 위해 구성된 송수신기, 송신기-수신기, 송신기만, 그리고 수신기만을 포함할 수 있다. 프로세서(144)는 메모리 유닛(143)으로부터 검색되고/검색되거나 저장될 수 있는 정보를 송신 및/또는 수신하고자 제어 유닛으로부터 먼 위치와 통신하기 위하여 통신 인터페이스(145)를 활용하도록 구성될 수 있다.
프로세서(144)는 1차 안테나(150)로의 제어 신호의 인가를 유발하도록 구성될 수 있다. 나아가, 프로세서(144)는 대상자의 호흡을 나타내는 피드백 신호를 모니터링하도록 구성될 수 있다. 그러한 피드백 신호는 2차 안테나(152)와의 무선 상호 작용을 통하여 1차 안테나(150) 상에서 발달된, 커플링된 피드백 신호를 포함할 수 있다. 커플링된 피드백 신호에 관한 더욱 상세한 내용은 아래에 제공된다. 그런 다음, 프로세서(144)는 메모리에 제어 신호와 커플링된 피드백 신호 양자와 관련된 정보 또는 이들에 대한 정보를 저장할 수 있고, 원격 위치로 저장된 정보를 전송하기 위하여 통신 인터페이스(145)를 활용할 수 있다. 또한, 프로세서(144)는 외부 유닛에 대한 정보, 예를 들어, 배터리 소모 및 에너지 소비에 대한 정보를 저장할 수 있다. 또한, 프로세서(144)는 제어 신호, 피드백 신호 및/또는 외부 유닛에 대하여 수집된 정보를 먼저 정보를 기억장치로 입력하지 않고 전송하도록 구성될 수 있다. 그러한 구현예에서, 프로세서(144)는 그 정보가 수신됨에 따라 통신 인터페이스(145)를 통해 수집된 정보의 전달을 유발할 수 있다. 따라서, 일부 구현예에서, 외부 유닛(120)은 메모리가 필요하지 않을 수 있다.
일부 구현예에서, 프로세서(144)는 이전에 기술된 바와 같이, 근전도 검사 전극, 서미스터, 가속도계, 마이크로폰, 압전센서 등과 같은, 대안적인 수단에 의해 제공된 피드백 신호를 모니터링하도록 구성될 수 있다. 이러한 수단들 각각은 대상자의 호흡을 나타낼 수 있는 피드백 신호를 제공할 수 있다. 예를 들어, 서미스터는 호흡을 나타낼 수 있는, 대상자의 호기, 흡기, 또는 대상자의 피부의 온도에 관한 신호를 제공할 수 있다. 근전도 검사 전극은 근육 수축 검출을 기초로 한 호흡을 나타내는 피드백 신호를 제공할 수 있다. 가속도계는 가슴 또는 턱과 같이 대상자 신체의 일부분이 움직이는 곳에서의 속력 또는 속도를 측정함으로써 호흡을 나타내는 신호를 제공할 수 있다. 마이크로폰은 예를 들어, 호흡 패턴과 일치하는 음향 변화를 검출함으로써, 피드백 신호를 제공하는 데 이용될 수 있다. 마지막으로, 압전센서는, 예를 들어, 근육 움직임을 측정하는 데에 이용될 수 있다.
제어 신호 및 피드백 신호와 관련된 정보 또는 제어 신호 및 피드백 신호에 대한 정보는 환자의 치료법에 대한 정보를 포함할 수 있다. 제어 신호에 대한 정보는 프로세서에 의해 유발된 제어 신호 전송의 전체 이력 또는 이의 임의의 일부분을 포함할 수 있다. 피드백 신호에 대한 정보는 1차 안테나(150) 상에서 발달된 커플링된 피드백 신호의 이력과 같이, 측정된 피드백 신호의 전체 이력 또는 이의 임의의 일부분을 포함할 수 있다. 피드백 신호와 관련된 정보는 제어 유닛의 사용 기간, 제어 유닛의 에너지 소비, 혀 움직임, 수면 장애 호흡 발병, 예를 들어, 수면 무호흡증의 발병, 호흡 저하 및/또는 코골이, 제어 유닛의 배터리 소모에 대한 정보, 그리고 조절 신호에 대한 혀 움직임에 대한 정보를 포함할 수 있다. 이와 함께, 수집된 정보는 환자의 치료 세션의 전체 이력을 나타낼 수 있다. 제어 신호 정보 및 피드백 신호 정보는 후속적인 데이터 처리가 각 신호의 어떤 부분들이 동시에 발생했는지를 결정할 수 있다는 점을 확실히 하기 위하여 동기화된 방식으로 저장될 수 있다. 제어 신호에 포함될 수 있는 정보와 피드백 신호 정보의 몇 가지 예는 아래에 기술된다. 그러나 위에 언급된 바와 같이, 메모리는 제어 신호 전송 및 피드백 신호에 대한 완전한 정보를 저장할 수 있다. 따라서, 이러한 신호들의 임의의 일부분의 전송 또는 그것들을 기술하는 임의의 데이터의 저장 및/또는 송신 또한 고려된다.
일부 구현예에서, 제어 신호에 대한 정보는 정보 요약, 예를 들어, 제어 신호가 신경 조절을 유도하는 데 활용된 횟수 또는 주파수를 포함할 수 있다. 제어 신호에 대한 정보는 조절 및 하위 조절 수준에서, 제어 신호의 강도, 지속시간 및 기타 설명적인 매개변수들을 포함할 수 있다. 먼 위치와의 통신 중에 전송되고 수신된 정보는 커플링된 피드백 신호에 대한 정보를 포함할 수 있다. 피드백 신호에 대한 정보는 환자의 혀 움직임 또는 동작을 나타내는 정보 및 수면 장애 호흡 이벤트의 빈도 및 지속시간을 나타내는 정보를 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 저장된 정보는 제어 신호 정보와 피드백 신호 정보를 조합하는 정보, 예를 들어, 신경 조절 신호에 대한 환자 반응을 설명하는 정보일 수 있다.
저장된 정보는 통신 인터페이스(145)를 통해 제어 유닛(120)으로부터 먼 위치로 전송될 수 있다. 통신 인터페이스(145)는 정보를 보내고 받도록 구성된 송수신기를 포함할 수 있다. 이러한 송수신기는 당해 분야에 공지된 다양한 전송 방법, 예를 들어, 와이파이, 블루투스, 라디오, RFID, 스마트칩 또는 기타 근거리 자기장 통신 장치 및 정보를 무선으로 전송할 수 있는 임의의 기타 방법을 활용할 수 있다. 또한, 통신 인터페이스(145) 또는 송수신기는 유선 전기 연결을 통해 저장된 정보를 송신하도록 구성될 수 있다. 송신된 정보는 원격 위치에 의해 수신될 수 있다. 송신된 정보의 수신에 적합한 원격 위치는 중계국으로 기능할 수 있거나, 최종 목적지일 수 있다. 최종 목적지는, 예를 들어, 집중형 서버 위치를 포함할 수 있다. 외부 유닛(120)은 중계국 장치로 저장된 정보를 송신할 수 있고, 중계국 장치는 그 다음으로 정보를 또 다른 중계국 장치 또는 최종 목적지로 송신할 수 있다. 예를 들어, 중계국 장치는 환자의 모바일 장치, 스마트폰, 가정용 컴퓨터 및/또는 전용 중계 유닛을 포함할 수 있다. 전용 중계 유닛은 예를 들어, 통신 인터페이스(145)가 몇 인치 또는 피트를 초과하는 신호를 송신하기에는 충분히 강력하지 않거나 크지 않은 환경에서 신호를 가로질러 신호의 송신을 허용하기 위하여, 환자의 베개 아래에 놓인 안테나를 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 전용 중계 유닛은 통신 인터페이스(145)에 의해 송신된 정보를 수신하도록 구성된, 도 9와 관련하여 아래에 더욱 상세히 기술된, 의료 장치 콘솔을 포함할 수 있다. 이러한 중계국 장치는 송신된 정보를 수신할 수 있고, 그것을 예를 들어, 임의의 공지된 통신 기법을 통해, 최종 목적지까지 송신하기 전에 저장할 수 있다. 예를 들어, 중계국은 매일 밤을 기준으로 외부 유닛으로부터 정보를 수신할 수 있지만, 매주 기준으로 최종 목적지와의 연결만을 설정할 수 있다. 또한, 중계국은 최종 목적지와의 연결을 설정하기 전에 수신된 정보에 대한 분석을 수행할 수 있다. 일부 구현예에서, 중계국 장치는 정보가 수신되자마자 또는 최종 목적지와의 연결이 설정될 수 있게 되자마자 수신된 정보를 중계할 수 있다.
일부 구현예에서, 외부 제어 유닛(120)은 프로그램이 가능하고 재프로그램 가능할 수 있다. 예를 들어, 위에 기술된 바와 같이, 외부 제어 유닛(120)과 함께 포함된 메모리는 제어 신호 및 커플링된 피드백 신호와 관련된 정보 또는 제어 신호 및 커플링된 피드백 신호에 대한 정보를 저장할 수 있고, 환자가 경험했던 치료에 대한 정보를 포함할 수 있다. 나아가, 외부 제어 유닛(120)과 함께 포함된 메모리는 대상자에 의해 나타난 수면 장애 호흡의 적어도 하나의 특징과 관련된 정보를 저장하도록 구성된 프로그램 가능하고/가능하거나 재프로그램 가능한 메모리일 수 있다. 프로세서(144)는 이러한 정보를 기초로 한 설하 신경 조절 제어 신호를 생성하기 위하여 수면 장애 호흡의 적어도 하나의 특징과 관련된 정보를 활용할 수 있다. 즉, 프로세서(144)는 환자의 수면 장애 호흡 특징들에 대한 정보를 기초로 한 조절 매개변수들을 결정할 수 있다. 일부 구현예에서, 그러한 정보는 예를 들어, EKG, EEG, EMG, 호흡 모니터, 혈액 산소 모니터, 온도 모니터, 두뇌 활동성 모니터, 카메라, 가속도계, 근전도 검사 장비 및 환자의 수면을 모니터링하는 데 유용한 임의의 기타 장비와 같은 수면 실험실 장비의 이용을 통해 의료진에 의해 결정될 수 있고, 메모리 내로 프로그램화될 수 있다. 일부 구현예에서, 그러한 정보는 제어 신호 및 커플링된 피드백 신호를 모니터링하여 프로세서(144)에 의해 결정될 수 있다.
위에 기술된 바와 같이, 외부 제어 유닛(120)은 환자의 수면 호흡 패턴에 대한, 수면 중에 환자에 시행된 임의의 치료법에 대한, 그리고 시행된 치료법에 대한 환자의 수면 호흡 패턴의 반응에 대한 정보의 기록, 저장, 수신 및 송신을 허용하는 구성요소들을 포함할 수 있다. 그러한 정보는 나중의 전송을 위해 저장될 수 있고, 수신되는 대로 또는 수신된 후에 곧 송신될 수 있고, 수신되어 나중에 사용하기 위하여 저장될 수 있고, 그리고/또는 수신되는 대로 또는 수신된 후에 곧 프로세서(144)에 의해 활용될 수 있다. 이러한 정보는 임플란트 유닛(110)으로 송신된 제어 신호와 그로부터 수신된 커플링된 피드백 신호의 모니터링을 통해 프로세서(144)에 의해 및/또는 프로세서(144)가 근전도 검사 전극, 압전 센서, 오디오 센서, 서미스터 및 가속도계와 같은 피드백을 수집하기 위한, 본 설명에 기술된 기타 수단을 통해 생성될 수 있다. 또한, 이러한 정보는 예를 들어, 수면 실험실에서, 의료진이 활용하는 다양한 장비를 통해 생성될 수 있다. 이러한 저장된 정보는, 예를 들어, 프로세서(144)에 의해, 또는 일반적인 컴퓨터상에서 운용하는 소프트웨어에 의해, 수집된 정보를 기반으로, 특정 환자에 특이적인 설하 신경 조절 제어 신호의 매개변수들을 결정하는 데에 활용될 수 있다. 외부 제어 유닛(120)의 외부에 의해 매개변수들이 결정되는 구현예에서, 그러한 매개변수들은 위에 기술된 바와 같이, 외부 제어 유닛(120)의 통신 인터페이스(145)에 의해 수신될 수 있다. 이러한 능력의 활용을 설명하는 일부 예들은 아래에 포함된다.
환자에 대한 초기 조절 매개변수들을 결정하기 위한 구현예에서, 위에 기술된 시스템은 다음과 같이 작동할 수 있다. 임플란트 유닛(110)을 수용하기 위한 외과 절차를 거친 후, 환자는 펄스 주파수, 진폭, 역 길이 등과 같은 초기 조절 제어 신호 매개변수들을 결정하기 위하여 수면 실험실을 방문할 수 있다. 조절 제어 신호 매개변수들은 도 17에 대하여 아래에 더욱 상세히 기술된, 펄스역 매개변수들을 포함할 수 있다. 의료진은 임플란트 유닛(110)이 효과적으로 기도 확장을 유발할 수 있음을 결정하기 위하여 설하 신경 조절 중에 깨어 있는 환자의 기도를 검사하고자 내시경을 이용할 수 있다. 그런 다음, 환자는 의료진이 모니터하는 동안 수면 실험실에서 수면을 취할 수 있다. 환자의 수면은 EKG, EEG, EMG, 호흡 모니터, 혈액 산소 모니터, 온도 모니터, 두뇌 활성도 모니터, 카메라, 근전도 검사 전극 및 임의의 기타 환자의 수면을 모니터링하는 데 유용한 장비와 같은, 수면 실험실에서 이용 가능한 다양한 도구들을 통해 모니터링될 수 있다. 이러한 모니터링 장비는 환자의 수면의 질을 결정하기 위하여, 그리고 수면 장애 호흡의 발병을 결정하기 위하여 이용될 수 있다. 또한, 의료진은 외부 유닛(120)의 이용을 통해 환자의 수면을 모니터할 수 있다. 또한, 프로세서(144)와 함께 통신 인터페이스(145)를 통한 무선 또는 유선 통신 셋업을 통해, 의료진은 외부 유닛(120)에 의해 수집된 정보, 예를 들어, 조절 및 하위 조절 제어 신호, 피드백 신호, 배터리 수준 등을 모니터할 수 있다. 또한, 통신 인터페이스(145)를 통해, 의료진은 프로세서(144)에 의해 생성된 조절 및 하위 조절 신호를 제어할 수 있다.
따라서, 의료진은, 수면 실험실 장비 및 외부 유닛(120)에 의해 수집된 정보를 통해, 수면 장애 호흡의 사례를 포함하는 환자의 수면 호흡 패턴을 모니터할 수 있고, 모니터된 정보에 대응하여, 수면 장애 호흡의 사례를 감소시키기 위하여 환자에게 전달되는 치료법을 최적화하고자 프로세서(144)의 프로그래밍을 업데이트할 수 있다. 즉, 프로세서(144)는 수집된 임의의 정보 또는 모든 정보를 기반으로, 최적의 조절을 유발하기 위하여 맞춤형의 제어 신호를 이용하고자 프로그램될 수 있다. 연속적인 조절 펄스역의 적용을 수반하는 구현예에서, 그러한 최적화는 주파수, 진폭 및 조절 펄스의 지속시간과 같은 매개변수들을 선택하는 것을 포함할 수 있다. 예를 들어, 수면 장애 호흡 발병의 높은 빈도수를 관찰하는 의료진은 수면 장애 호흡 발병이 숫자상으로 감소되거나 전부 중단될 때까지 조절 펄스역의 매개변수들을 조절할 수 있다. 따라서, 의료진은 필요 이상으로 자극하지 않고 수면 장애 호흡을 중단시키거나 최소화하기 위하여 설하 신경을 효과적으로 조절하도록 프로세서(144)를 프로그램할 수 있다.
일부 구현예에서, 조절 펄스역은 일정한 매개변수 값들로 프로그램되지 않을 수 있으나, 저녁 사이에 또는 치료 기간 중에 변화하도록 프로그램될 수 있다. 일정한 조절 신호는, 그것들이 진폭, 지속기간 및/또는 조절 펄스의 주파수에서 일정하든 간에, 시간이 지남에 따라 조절 신호에 대한 민감도 또는 반응의 감소를 초래할 수 있다. 예를 들어, 일정한 조절 신호에 대응하는 근육 수축은 시간이 지남에 따라 감소될 수 있다. 치료 기간에 걸쳐, 꾸준한 펄스역으로부터 발생하는 근육 수축은 감소될 수 있고, 이는 결과적으로 수면 장애 호흡 이벤트의 증가를 초래할 수 있다. 이러한 효과를 상쇄하기 위하여, 펄스역은 조절 제어 신호의 펄스역에 대한 복수의 소정의 변경을 통해 치료 기간 중에 역동적으로 수정될 수 있다. 예를 들어, 프로세서(144)는 예를 들어, 치료 기간에 걸쳐 조절 펄스의 진폭, 지속기간 및/또는 주파수를 증가, 감소, 또는 그렇지 않으면 변경하고자, 조절 펄스 역의 적어도 하나의 특징을 변경하도록 프로그램될 수 있다. 조절 제어 신호의 펄스역의 임의의 특징 또는 모든 특징은 치료 기간에 걸쳐 조절 효율을 증가시키기 위하여 변경될 수 있다. 위에 기술된 바와 같이, 의료진이 모니터한 치료 기간은 조절 제어 신호에 대한 변경의 최적 패턴을 결정하는 데에 활용될 수 있다.
수면 장애 호흡 전조 검출을 기초로 한 선택적인 조절을 수반하는 구현예에서, 그러한 최적화는 치료 기간에 걸쳐 시간이 흐름에 따라 달라지도록 선택될 수 있는 조절 매개변수들뿐만 아니라, 수면 장애 호흡 결정과 일치하는 피드백 매개변수 및 역치를 선택하는 것을 포함할 수 있다. 예를 들어, 의료진은 외부 유닛(120)에 의해 수집된 혀 움직임의 표시들을 수면 실험실 장비로부터의 수면 장애 호흡의 고유한 지표들과 비교할 수 있다. 그런 다음, 의료진은 관찰된 수면 장애 호흡 패턴을 검출 혀 움직임 패턴과 연관지을 수 있고, 혀 움직임 패턴들이 검출될 때 조절 제어 신호를 생성하도록 프로세서(144)를 프로그램할 수 있다.
일부 구현예에서, 위에 기술된 의료진의 조치는 이러한 업무 전용의 소프트웨어를 운용하는 컴퓨터로 수행될 수 있다. 컴퓨터 시스템은 환자의 수면 호흡 패턴을 모니터링하고, 이에 따라 프로세서(144)를 프로그램, 재프로그램 및/또는 프로세서(144)의 프로그래밍을 업데이트하도록 프로그램될 수 있다.
본 개시는 조절 매개변수들의 업데이트를 위한 몇 가지 추가적인 구현예를 고려한다. 일 구현예에서, 가정에서 이러한 수면 장애 호흡 치료 시스템을 활용하는 환자는 야간 데이터 수집을 기초로 하여 그들의 장비를 업데이트되게 할 수 있다. 위에 기술된 바와 같이, 외부 유닛(120)의 통신 인터페이스(145)는 정기적으로, 매달, 매주, 매일, 심지어 매시간 또는 끊임없이 중계국으로 또는 최종 목적지까지 직접적으로 정보를 송신할 수 있다. 일부 구현예에서, 외부 유닛(120)의 통신 인터페이스(145)는 특정 역치, 예를 들어, 수면 장애 호흡 발병의 횟수가 소정의 숫자를 초과할 경우를 기초로 한 정보를 송신하도록 구성될 수 있다. 원격 위치일 수 있는 최종 목적지에서, 예를 들어, 의료진의 근무처, 또는 환자 가정의 콘솔 장치에서, 수집된 정보는 위에 기술된 임의의 방법으로 분석되어, 새로운 조절 매개변수를 결정하고, 통신 인터페이스(145)를 통해 다시 환자의 외부 유닛(120)으로 전송되게 하는 데에 이용될 수 있다. 따라서, 환자의 수면은 정기적으로, 자동화된 소프트웨어 또는 의료진의 도움으로 모니터링될 수 있고, 이에 따라 환자의 치료법이 업데이트될 수 있다.
일부 구현예에서, 이러한 정보는 환자가 충전 장치에 외부 유닛(120)을 배치할 때, 중계국 장치 또는 최종 목적지까지 전달될 수 있다.
예를 들어, 도 9에 도시된, 의료 콘솔 장치는 환자의 외부 유닛(120)으로부터의 치료 정보를 수신하도록 구성된 전기적 인터페이스(955)와 함께 제공될 수 있다. 의료 콘솔 장치(950)는 치료 정보를 저장하기 위한 데이터 저장 유닛(956) 및 치료 정보를 분석하고 외부 유닛(120)에 대한 업데이트된 제어 매개변수를 결정하기 위한 적어도 하나의 처리장치(957)를 더 포함할 수 있다. 의료 콘솔 장치(950)는 전기적 인터페이스(955)에 의해 외부 유닛(120)의 통신 인터페이스(145)로 업데이트된 제어 매개변수들을 전송할 수 있다. 그러한 통신은 유선일 수 있거나, 와이파이, 블루투스, RFID 등과 같은 임의의 공지의 수단을 통한 무선 송신일 수 있다. 그런 다음, 이러한 정보는 콘솔에 의해 처리되어, 처리를 위해 최종 목적지까지 전송될 수 있다. 최종 목적지로의 전송은 예를 들어, 인터넷, 무선 연결, 이동전화 연결, 또는 임의의 기타 적절한 전송 수단에 의해 달성될 수 있다. 이러한 정보는 의료 콘솔 장치(950)에 의해, 또는 상이한 최종 목적지에 의해, 프로세서(144)에 대한 업데이트된 조절 매개변수들을 결정하는 데에 이용될 수 있다. 일부 구현예에서, 외부 유닛(120)은 일회용일 수 있다. 그러한 구현예에서, 프로세서(144)는 치료 전에 의료 콘솔 장치(950)로의 무선 또는 유선 연결을 통해 환자의 특정 치료 계획으로 프로그램될 수 있다. 일부 구현예에서, 의료 콘솔 장치는 동시에 몇 개의 일회용 외부 유닛들(120)로 조절 매개변수들을 전송하도록 구성될 수 있다. 일부 구현예에서, 외부 유닛(120)은 유선 또는 무선 방식으로, 전기적 인터페이스(955)에 의해 재충전될 수 있다. 일부 구현예에서, 의료 콘솔 장치(950)는 침상 용도를 위해 구성될 수 있고, 예를 들어, 일반적인 알람시계/라디오의 기능 전부를 포함할 수 있다.
일부 구현예에서, 외부 제어 유닛(120)에 의해 수집되고 전송된 정보는 환자의 수용 상태를 모니터링하는 데에 이용될 수 있다. 예를 들어, 배터리 소모, 조절 빈도 및 본 설명에서 논의된 임의의 기타 매개변수와 같은 정보를 모니터링함으로써, 의료진은 환자가 치료 계획을 수용하고 있는지를 결정할 수 있다. 의료진은 이러한 정보를 환자로 이어지게 하고, 필요한 경우 치료 계획을 변경하는 데에 이용할 수 있다. 일부 구현예에서, 외부 제어 유닛(120)에 의해 수집되고 전송된 정보는 시스템 효율을 모니터링하는 데에 이용될 수 있다. 예를 들어, 환자가 치료 기간 중에 자면서 스스로 얼마나 성공적인 치료인지를 결정하는 것은 어려울 수 있다. 본 설명에 기술된 장비 및 구성요소들은 환자 및/또는 그들의 의료진에게 치료의 효율성에 대한 정보를 제공하는 데에 이용될 수 있다. 또한, 그러한 정보는 특히, 임플란트 유닛(110)의 효율성을 결정하는 데에 이용될 수 있다. 예를 들어, 상응하는 조절 빈도의 증가 없이 야간 배터리 소모 수준이 증가한다면, 그것은 임플란트 유닛(110) 또는 이의 이식의 문제를 나타내는 것일 수 있다.
임플란트 유닛(110)은 복수의 필드 생성 임플란트 전극들(158a, 158b)을 추가적으로 포함할 수 있다. 이러한 전극들은, 전극들이 환자의 신체 내에 전기장을 생성하도록 구성될 수 있는 한, 임플란트 유닛 상에서 임의의 적합한 형상 및/또는 배향을 포함할 수 있다. 또한, 임플란트 전극들(158a 및 158b)은 임의의 적합한 도전성 물질(예를 들어, 구리, 은, 금, 백금, 이리듐, 백금-이리듐, 백금-금, 도전성 폴리머 등) 또는 도전성(및/또는 귀금속) 물질들의 조합을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 예를 들어, 전극들은 짧은 선 전극, 원형 전극 및/또는 전극들의 원형 쌍을 포함할 수 있다. 도 10에 나타난 바와 같이, 전극들(158a 및 158b)은 긴 팔(162)의 제1 연장부(162a)의 말단에 위치될 수 있다. 그러나 전극들은 임플란트 유닛(110)의 임의의 부분에 위치될 수 있다. 추가적으로, 임플란트 유닛(110)은 예를 들어, 도 11a에 도시된 바와 같이, 긴 팔(162)의 예를 들어 제1 연장부(162a) 및 제2 연장부(162b) 양자 중의 일 말단 위에서, 복수의 위치에 자리잡은 전극들을 포함할 수 있다. 긴 팔(162)의 두 연장부 위에 전극들을 위치시키는 것은 아래에서 더욱 논의되는 바와 같이, 양측 설하 신경 자극을 허용할 수 있다. 임플란트 전극은 약 200 나노미터 내지 1 밀리미터 사이의 두께를 가질 수 있다. 양극 및 음극 전극 쌍은 약 0.2 mm 내지 25 mm의 거리로 이격될 수 있다. 추가적인 구현예에서, 양극 및 음극 전극 쌍은 약 1 mm 내지 10 mm, 또는 4 mm 내지 7 mm 사이의 거리로 이격될 수 있다. 인접한 양극들 또는 인접한 음극들은 0.001 mm 이하만큼 짧은 거리, 또는 25 mm 이상만큼 먼 거리로 이격될 수 있다. 일부 구현예에서, 인접한 양극들 또는 인접한 음극들은 약 0.2 mm 내지 1 mm 사이의 거리로 이격될 수 있다.
도 10은 임플란트 유닛(110)의 예시적인 구성의 개략도를 제공한다. 도 10에 도시된 바와 같이, 일 구현예에서, 필드 생성 전극들(158a 및 158b)은 4개의 원형 전극으로 이루어진 두 개 세트를 포함할 수 있으며, 양극을 제공하는 전극들 한 세트 및 음극을 제공하는 전극들 나머지 세트와 함께 가요성 캐리어(161) 상에 제공될 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 환자의 신체 내로 임플란트 유닛(110)의 이식을 용이하게 하는 하나 이상의 구조적 요소들을 포함할 수 있다. 이러한 요소들은, 예를 들어, 긴 팔들, 봉합 홀(suture hole)들, 고분자 외과 메쉬(polymeric surgical mesh), 생물학적 접착제, 조직에 고정되도록 돌출된 가요성 캐리어의 스파이크(spike)들, 동일한 목적을 위한 추가적인 생체 적합성 물질의 스파이크들 등을 포함할 수 있는데, 이는 환자의 신체 내의 원하는 방향으로 임플란트 유닛(110)의 정렬을 용이하게 하고, 신체 내에 임플란트 유닛(110)을 고정시키기 위한 부착 지점들을 제공한다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 제1 연장부(162a) 및, 선택적으로 제2 연장부(162b)를 가지고 있는 긴 팔(162)을 포함할 수 있다. 연장부들(162a 및 162b)은 특정 근육(예를 들어, 이설근), 환자 신체 내의 신경, 또는 신경 위의 신체 내 표면에 대하여 임플란트 유닛(110)으로 배향하는 것을 도울 수 있다. 예를 들어, 제1 및 제2 연장부들(162a, 162b)은 임플란트 유닛이 환자의 피부 아래의 연조직 또는 경조직(예를 들어, 신경, 뼈, 또는 근육 등)의 주위에 적어도 부분적으로 부합할 수 있도록 구성될 수 있다. 나아가, 임플란트 유닛(110)은 가요성 캐리어(161) 상의 임의의 위치에 위치되는 하나 이상의 봉합 홀들(160)을 더 포함할 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 봉합 홀들(160)은 긴 팔(162)의 제2 연장부(162b) 상에 및/또는 긴 팔(162)의 제1 연장부(162a) 상에 배치될 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 다양한 형상들로 구성될 수 있다. 추가적으로 또는 대안적으로, 임플란트 유닛(110)은 도 12와 관련하여 아래에서 더욱 상세히 기술된, 의료용 메쉬(1050) 또는 기타 구멍이 난 물질을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 임플란트 유닛은 도 10에 도시된 바와 같이 실질적으로 나타날 수 있다. 다른 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 제2 연장부(162b)와 같이 도시된 구조들이 결여될 수 있거나, 또는 상이한 방향들에서 추가적인 또는 상이한 구조들을 가질 수 있다. 추가적으로, 임플란트 유닛(110)은 도 10에 나타난 날개형(winged) 형상에 대한 대안으로, 일반적으로 삼각형, 원형, 또는 사각형 형상으로 형성될 수 있다. 일부 구현예에서, (예를 들어, 도 10에 나타난 바와 같은) 임플란트 유닛(110)의 형상은 조절될 특정 신경에 대한 임플란트 유닛(110)의 배향을 용이하게 할 수 있다. 따라서, 기타 고르거나 고르지 않은 형상들이 신체의 상이한 부분들에서의 이식을 용이하게 하기 위하여 채택될 수 있다.
도 10에 도시된 바와 같이, 2차 안테나(152) 및 전극들(158a, 158b)은 가요성 캐리어(161) 상에 설치되거나 이와 통합될 수 있다. 다양한 회로 구성요소들 및 연결 와이어들은 임플란트 전극들(158a 및 158b)과 2차 안테나를 연결하는 데에 사용될 수 있다. 환자의 신체 내 환경으로부터 안테나, 전극들 및 이식 가능한 회로 구성요소들을 보호하기 위하여, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 유닛(110)을 캡슐화하는 보호 코팅을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 보호 코팅은 가요성 물질로 제작되어 가요성 캐리어(161)에 따라 휘게 할 수 있다. 또한, 보호 코팅의 캡슐화 물질은 습기 침투를 방지하고 부식에 대해 보호할 수 있다. 일부 구현예에서, 보호 코팅은 상이한 물질들, 또는 상이한 층들 내의 물질들의 조합을 포함하여, 복수의 층들을 포함할 수 있다.
본 개시의 일부 구현예에서, 이식된 유닛의 캡슐화 구조는 두 개 층을 포함할 수 있다. 예를 들어, 제1층은 기판 위에 배열된 이식 가능한 회로의 적어도 일부분 위에 배치될 수 있고, 제2층은 제1층 위로 배치될 수 있다. 일부 구현예에서, 제1층은 이식 가능한 회로 위에 직접적으로 배치될 수 있으나, 다른 구현예에서는, 제1층은 제1층과 이식 가능한 회로 사이의 중간 물질 위에 배치될 수 있다. 일부 구현예에서, 제1층은 수분 장벽을 제공할 수 있고, 제2층은 임플란트 유닛을 위하여 기계적인 보호(예를 들어, 스크래칭, 충격, 굽힘 등에 의해 유발될 수 있는 물리적 손상으로부터의 적어도 일부 보호)를 제공할 수 있다. 본 설명에 사용된 용어 "캡슐화" 및 "캡슐화하다"는 구성요소의 완전하거나 부분적인 차폐를 지칭할 수 있다. 일부 구현예에서, 구성요소는 기판, 이식 가능한 회로, 안테나, 전극, 이의 임의의 부분들 등을 지칭할 수 있다. 본 설명에 사용된 용어 "층"은 표면을 덮거나, 위에 놓이는 부분 또는 세그먼트를 형성하는 물질의 두께를 지칭할 수 있다. 층 두께는 층마다 상이할 수 있고, 덮는 물질 및 층 형성 방법에 따라 달라질 수 있다. 예를 들어, 화학적 증기에 의해 배치된 층은 다른 방법들을 통해 배치된 층보다 더 얇을 수 있다.
또한, 기타 구성들이 이용될 수 있다. 예를 들어, 또 다른 수분 장벽이 외부의 기계적 보호층 위에 형성될 수 있다. 그러한 구현예에서, 제1 수분 장벽층(예를 들어, 파릴렌)은 이식 가능한 회로 위에(예를 들어, 그 위에 직접적으로 또는 중간 층과 함께) 배치될 수 있고, 기계적 보호층(예를 들어, 실리콘)은 제1 수분 장벽 위에 형성될 수 있고, 제2 수분 장벽(예를 들어, 파릴렌)은 기계적 보호층 위에 배치될 수 있다.
도 11a는 본 개시의 예시적인 구현예에 따른 임플란트 유닛(110)의 대안적인 구현예의 사시도이다. 도 11a에 도시된 바와 같이, 임플란트 유닛(110)은 예를 들어, 제1 연장부(162a) 및 제2 연장부(162b)의 말단에 위치된, 복수의 전극들을 포함할 수 있다. 도 11a는 임플란트 전극들(158a 및 15b)이 짧은 선 전극들을 포함하는 구현예를 도시하고 있다.
도 11b는 본 개시의 예시적인 구현예에 다른 임플란트 유닛(810)의 또 다른 대안적인 구현예를 도시한 것이다. 임플란트 유닛(810)은, 회로부(880)가 2차 안테나(852)와 수직 배열로 위치되도록 구성된다. 임플란트 유닛(810)은 제1 연장부(162a) 및 제2 연장부(162b)를 포함할 수 있는데, 이때, 연장부들 중 하나 또는 둘 다는 전극들(158a 및 158b)을 수용한다.
도 12는 캡슐화된 임플란트 유닛(110)의 또 다른 예시적인 구현예를 도시한 것이다. 예시적인 구현예들은 추가적인 특징들뿐만 아니라, 도 10에 도시된 특징들 일부 또는 전부를 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110)의 보호 코팅은 1차 캡슐(1021)을 포함할 수 있다. 1차 캡슐(1021)은 임플란트 유닛(110)을 캡슐화할 수 있고, 임플란트 유닛(110)을 위해 기계적인 보호를 제공할 수 있다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110)의 구성요소들은 부서지기 쉬울 수 있어, 이식 전에 임플란트 유닛(110)을 다뤄야 하는 필요성은 임플란트 유닛(110)의 구성요소들을 위해 추가적인 보호를 요구할 수 있는데, 1차 캡슐(1021)은 그러한 보호를 제공할 수 있다. 1차 캡슐(1021)은 임플란트 유닛(110)의 구성요소들 전부 또는 일부를 캡슐화할 수 있다. 예를 들어, 1차 캡슐(1021)은 안테나(152), 가요성 캐리어(161) 및 이식 가능한 회로(180)를 캡슐화할 수 있다. 1차 캡슐은 전극들(158a, 158b) 일부 또는 전부를 노출되게 둘 수 있어, 그것들이 1차 캡슐의 물질에 의해 방해받지 않는 신경을 조절하기 위한 에너지를 전달할 수 있게 한다. 대안적인 구현예에서, 구성요소들의 상이한 조합들이 캡슐화되거나 노출될 수 있다.
1차 캡슐(1021)은, 임플란트 유닛(110)이 캡슐화 후에 가요성을 유지하도록 하는 물질 및 두께로 제조될 수 있다. 1차 캡슐(1021)은 실리콘, 또는 폴리이미드, 페닐트리메톡시실란(PTMS), 폴리메틸메타크릴레이트(PMMA), 파릴렌 C, 액체 폴리이미드, 적층 폴리이미드, 폴리이미드, 캡톤, 블랙 에폭시, 폴리에테르 케톤(PEEK), 액정 폴리머(LCP), 또는 임의의 기타 적절한 생체 적합성 코팅과 같은, 임의의 적합한 생체 적합성 물질을 포함할 수 있다.
일부 구현예에서, 임플란트(110)에 포함된 회로부 구성요소들 중 전부 또는 일부는 도 13a 내지 도 13b에 도시된 바와 같이 견고한 하우징에 수용될 수 있다. 견고한 하우징(1305)은 임플란트(110)의 구성요소들에 추가적인 기계적 및 환경적 보호를 제공할 수 있다. 견고한 하우징은 임플란트(110)의 구성요소들을 이식 중의 물리적 외상으로부터, 또는 이식 부위에서의 조직 움직임에 의해 유발된 물리적 외상으로부터 보호할 수 있다. 또한, 견고한 하우징은 신체 내의 부식성 환경으로부터 추가적인 환경적 보호를 제공할 수 있다. 나아가, 견고한 하우징의 이용은 임플란트 유닛(110)의 제조 공정을 단순화할 수 있다.
도 13a 내지 도 13b는 견고한 하우징이 있는 임플란트 유닛(110)을 포함하는 구현예를 도시한 것이다. 도 13a 내지 도 13b에 나타난 바와 같이, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 유닛(110)의 구성요소들 전부, 예를 들어, 조절 전극들(158a, 158b), 2차 안테나(152), 가요성 캐리어(161), 연장부 암들(162a, 162b)뿐만 아니라, 회로부(180) 및 본 설명에 기술된 임의의 기타 구성요소를 포함할 수 있다. 이들 구성요소 중 일부, 또는 전부, 예를 들어, 회로부(180)는 견고한 하우징(1305) 내부에 포함될 수 있다.
견고한 하우징(130)은 예를 들어, 세라믹, 유리 및/또는 티타늄으로 구축될 수 있고, 세라믹 클램셀을 포함할 수 있다. 견고한 하우징(130)은 예를 들어, 금 또는 티타늄과 같은 생체 적합성 금속으로 웰딩 마감되거나, 임의의 기타 적합한 방법으로 마감될 수 있다. 또한, 그러한 하우징은 세라믹 바닥부(1306) 및 티타늄 또는 세라믹 상단부(1307)를 포함할 수 있다. 견고한 하우징(1305)은 가요성 캐리어(161) 상의 회로부와 접촉하기 위하여 하나 이상의 도전성 피드스루들(1308)을 포함할 수 있다. 하우징 내부에는, 도전성 피드스루들(1308)이 회로부(180)에 솔더링, 웰딩 또는 접착될 수 있거나, 전통적인 솔더링 기법을 통해 임의의 기타 내부 구성요소에 솔더링될 수 있다. 도전성 피드스루(1308)는 금, 백금, 또는 임의의 기타 적절한 도전성 물질을 포함할 수 있다. 일 구현예에서, 견고한 하우징(1305)은 조절 전극들(158a, 158b) 및 2차 안테나에 대해 양적 연결 및 음적 연결을 포함하는 네 개의 피드스루들(1308)을 포함할 수 있다. 물론, 임의의 적절한 수의 피드스루들(1308)이 제공될 수 있다.
견고한 하우징(1308)은 붕괴 제어형 칩 연결(controlled collapse chip connection) 또는 C4 제작을 통해 가요성 캐리어(161)에 설치될 수 있다. 이러한 기법을 이용하여, 견고한 하우징(1308)의 표면 너머로 연장되는, 각 도전성 피드스루(1308)의 바깥 부분들(1309)은 가요성 캐리어(161) 상의 솔더 범프들과 정렬될 수 있다. 솔더 범프들은 다음으로 가요성 캐리어(161)의 전기 트레이스들에 연결될 수 있다. 일단 정렬되면, 솔더는 리플로우되어, 가요성 캐리어(161)의 전기 트레이스들과 견고한 하우징(1305)의 내부 구성요소들 사이에 피드스루들(1308)에 의해 전기적 연결을 생성한다. 일단 전기적 연결이 이루어지면, 비도전성 또는 절연성의 접착제(1310)가 솔더링된 연결 내 그리고 그 주변의, 견고한 하우징과 가요성 캐리어 사이의 간극을 채우는 데에 이용될 수 있다. 절연성 접착제(1310)는, 견고한 하우징(1305)이 가요성 캐리어(161)로부터 분리되지 않음을 확실히 하기 위한 기계적인 보호뿐만 아니라, 피드스루들(1308)이 서로에 대해 단락시키지 않음을 확실히 하기 위한 전기적 보호를 제공할 수 있다.
일단 가요성 캐리어(161)에 설치되면, 견고한 하우징(1305)과 가요성 캐리어(161)는 위에 기술된 다중층 캡슐화 구조를 통해 함께 캡슐화될 수 있다.
이제 도 12로 돌아가면, 캡슐화된 외과 메쉬(1050) 또한 도시되어 있다. 외과 메쉬(1050)는, 이식하는 동안 임플란트 유닛(110)을 제자리에 봉합할 때, 외과의가 이용할 더 큰 목표 면적을 제공할 수 있다. 전체 외과 메쉬(1050)는 1차 캡슐(1021)에 의해 캡슐화될 수 있어, 외과의가 임플란트 유닛(110)의 본래의 상태를 훼손하지 않고, 바늘이 메쉬의 임의의 부분을 통과시킬 수 있게 할 수 있다. 외과 메쉬(1050)는 추가적으로 봉합 홀들(160)을 덮는 데 이용될 수 있어, 외과의에게 더 큰 목표 면적을 제공할 수 있는 더 큰 봉합 홀들(160)을 허용할 수 있다. 또한, 외과 메쉬(1050)는 주변 조직이 임플란트 유닛(110)과 접착되도록 촉진할 수 있다. 일부 구현예에서, 외과의는 외과 봉합 바늘을 임플란트 유닛(110)의 긴 팔(162)의 일 연장부(162a) 상에 위치한 봉합 홀들(160) 사이로, 대상자의 조직 사이로, 그리고 임플란트 유닛(110)의 긴 팔(162)의 제2 연장부(162b) 상에 제공된 외과 메쉬(1050) 사이로 통과시킬 수 있다. 이러한 구현예에서, 봉합 바늘이 조직을 통과한 후에 그것을 정확하게 위치시키는 것을 더 어려울 것이므로, 외과 메쉬(1050)에 의해 제공된 더 큰 목표 면적은 봉합 과정을 촉진할 수 있다. 이식 및 봉합 절차는 아래에서 더욱 상세히 기술되는 전달 도구의 사용을 통해 더 촉진될 수 있다.
도 2 및 도 3으로 돌아가서, 외부 유닛(120)은 임플란트 유닛(110)과 통신하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 1차 신호는, 예를 들어, 프로세서(144), 신호원(142) 및 증폭기(146)를 사용하여, 1차 안테나(150)에서 생성될 수 있다. 더욱 구체적으로는, 일 구현예에서, 전력원(140)은 전력을 프로세서(144) 및 신호원(142) 중 하나 또는 둘 모두에 제공하도록 구성될 수 있다. 프로세서(144)는 신호원(142)이 신호(예를 들어, RF 에너지 신호)를 생성하게 하도록 구성될 수 있다. 신호원(142)은 생성된 신호를 증폭기(146)로 출력하도록 구성될 수 있으며, 증폭기(146)는 신호원(142)에 의하여 생성된 신호를 증폭할 수 있다. 증폭의 양, 따라서 신호의 진폭은, 예를 들어 프로세서(144)에 의하여 제어될 수 있다. 프로세서(144)가 증폭기(146)로 하여금 신호에 적용시키도록 하는, 이득 또는 증폭의 양은 1차 안테나(150)의 형상, 크기 및/또는 구성, 환자의 체격, 환자 내의 임플란트 유닛(110)의 위치, 2차 안테나(152)의 형상, 크기 및/또는 구성, 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 정도(아래에서 더 논의됨), 임플란트 전극들(158a, 158b)에 의하여 생성될 전기장의 원하는 크기 등을 포함하나 이에 한정되지 않는, 다양한 인자들에 의존할 수 있다. 증폭기(146)는 증폭된 신호를 1차 안테나(150)로 출력할 수 있다.
외부 유닛(120)은 1차 안테나 상의 1차 신호를 임플란트 유닛(110)의 2차 안테나(152)로 통신할 수 있다. 이러한 통신은 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링으로부터 기인할 수 있다. 이러한 1차 안테나 및 2차 안테나의 커플링은, 1차 안테나에 인가된 신호에 대응하여 2차 안테나 상에 신호를 야기하는, 1차 안테나와 2차 안테나 사이의 임의의 상호 작용을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 1차 안테나와 2차 안테나 사이의 커플링은 용량성 커플링, 유도식 커플링, 무선주파수 커플링 등 및 이의 임의의 조합을 포함할 수 있다.
1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링은 1차 안테나의 2차 안테나에 대한 상대적인 근접성에 의존할 수 있다. 즉, 일부 구현예에서, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 효율 또는 정도는 1차 안테나의 2차 안테나로의 근접성에 의존할 수 있다. 1차 안테나와 2차 안테나의 근접성은 동축 오프셋(예를 들어, 1차 안테나와 2차 안테나의 중앙 축들이 상호 정렬될 때, 1차 안테나와 2차 안테나 사이의 거리), 측방향 오프셋(예를 들어, 1차 안테나의 중앙 축과 2차 안테나의 중앙 축 사이의 거리) 및/또는 각도 오프셋(예를 들어, 1차 안테나와 2차 안테나의 중앙 축들 사이의 각도 차이)의 측면에서 표현될 수 있다. 일부 구현예에서, 커플링의 이론적 최대 효율은 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이에서 이들의 동축 오프셋, 측방향 오프셋 모두, 그리고 각도 오프셋이 제로일 경우에 존재할 수 있다. 동축 오프셋, 측방향 오프셋 및 각도 오프셋 중 임의의 것을 증가시키는 것은 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 효율 또는 정도를 감소시키는 효과를 가질 수 있다.
1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 결과로서, 1차 신호가 1차 안테나(150)에 존재할 때 2차 신호가 2차 안테나(152)에서 발생할 수 있다. 이러한 커플링은 유도식/자기식 커플링, RF 커플링/송신, 용량성 커플링, 또는 1차 안테나(150)에서 생성된 1차 신호에 대응하여 2차 신호가 2차 안테나(152)에서 생성될 수 있는 임의의 기타 메커니즘을 포함할 수 있다. 커플링은 1차 안테나와 2차 안테나 사이의 임의의 상호 작용을 지칭할 수 있다. 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 이외에도, 임플란트 유닛(110)과 연관된 회로 구성성분들 또한 2차 안테나(152) 상의 2차 신호에 영향을 미칠 수 있다. 따라서, 2차 안테나(152) 상의 2차 신호는 출처와 무관하게 2차 안테나(152) 상에 존재하는 임의의 그리고 모든 신호와 신호 구성성분들을 지칭할 수 있다.
1차 안테나(150) 상의 1차 신호의 존재의 존재가 2차 안테나(152)에서 2차 신호를 야기하거나 유도할 수 있는 반면, 두 안테나들 사이의 커플링은 또한 2차 안테나(152) 상에 존재하는 2차 신호의 결과로서, 1차 안테나(150) 상에 커플링된 신호 또는 신호 구성성분들로 이어질 수 있다. 2차 안테나(152) 상의 2차 신호에 의하여 유도된 1차 안테나(150) 상의 신호는 1차 커플링된 신호 구성성분으로 지칭될 수 있다. 1차 신호는 출처와 무관하게 1차 안테나(150) 상에 존재하는 임의의 그리고 모든 신호 또는 신호 구성성분들을 지칭할 수 있고, 1차 커플링된 신호 구성성분은 2차 안테나(152) 상에 존재하는 신호들과의 커플링의 결과로서 1차 안테나 상에 발생하는 임의의 신호 또는 신호 구성성분을 지칭할 수 있다. 따라서, 일부 구현예에서, 1차 커플링된 신호 구성성분은 1차 안테나(150) 상의 1차 신호에 기여할 수 있다.
임플란트 유닛(110)은 외부 유닛(120)에 응답하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 1차 코일(150) 상에 생성된 1차 신호는 2차 안테나(152) 상에 2차 신호를 유발할 수 있고, 이는 다음으로 임플란트 유닛(110)에 의한 하나 이상의 반응을 유발할 수 있다. 일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)의 반응은 임플란트 전극들(158a 및 158b) 사이의 전기장의 생성을 포함할 수 있다.
도 14는 외부 유닛(120)에 포함될 수 있는 회로부(170) 및 임플란트 유닛(110) 내에 포함될 수 있는 회로부(180)를 도시한 것이다. 회로부(170) 및 회로부(180) 중 어느 하나 또는 양쪽 모두에, 추가적인, 상이한, 또는 더 적은 회로 구성성분들이 포함될 수 있다. 도 14에 나타난 바와 같이, 2차 안테나(152)는 임플란트 전극들(158a, 158b)과의 전기적 통신을 하도록 배열될 수 있다. 일부 구현예에서, 2차 안테나(152)를 임플란트 전극들(158a 및 158b)과 연결하는 회로부는 2차 안테나(152) 상의 2차 신호의 존재하에 임플란트 전극들(158a 및 158b)에 전압 전위를 유발할 수 있다. 이러한 전압 전위는 필드 유도 신호라 지칭될 수 있는데, 이것은 이러한 전압 전위가 임플란트 전극들(158a 및 158b) 사이에 전기장을 생성할 수 있기 때문이다. 더 넓게 보자면, 필드 유도 신호는 임플란트 유닛과 연관된 전극에 인가되며 임의의 신호(예를 들어, 전압 전위)로서, 전극들 사이에 전기장이 생성되게 할 수 있는 임의의 신호를 포함할 수 있다.
필드 유도 신호는 회로부(180)에 의한 2차 신호의 컨디셔닝의 결과로서 생성될 수 있다. 도 6에 나타난 바와 같이, 외부 유닛(120)의 회로부(170)는 2차 안테나(152) 상에 AC 2차 신호를 유발할 수 있는 AC 1차 신호를 1차 안테나(150) 상에 생성하도록 구성될 수 있다. 그러나 특정 구현예에서, (예를 들어, 신경의 조절을 위한 단방향성 전기장을 생성하기 위하여) DC 필드 유도 신호를 임플란트 전극(158a 및 158b)에서 제공하는 것이 이로울 수 있다. 2차 안테나(152) 상의 AC 2차 신호를 DC 필드 유도 신호로 변환하기 위하여, 임플란트 유닛(110) 내의 회로부(180)는 AC-DC 컨버터를 포함할 수 있다. AC-DC 컨버터는 당업자에게 공지된 임의의 적합한 컨버터를 포함할 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서 AC-DC 컨버터는, 예를 들어, 다이오드(156) 및 적합한 커패시터 및 저항기를 포함하는 정류 회로 구성요소를 포함할 수 있다. 대안적인 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 전극(158a 및 158b)에서 AC 필드 유도 신호를 제공하기 위하여, AC-AC 컨버터를 포함하거나 어떠한 컨버터도 포함하지 않을 수 있다.
위에 언급된 바와 같이, 필드 유도 신호는 전기장을 임플란트 전극(158a 및 158b) 사이에 생성하도록 구성될 수 있다. 일부 사례에서, 필드 유도 신호로부터 기인하는, 생성된 전기장의 규모 및/또는 지속기간은 전극(158a 및 158b) 근방에서 하나 이상의 신경을 조절하기에 충분할 수 있다. 이러한 사례에서, 필드 유도 신호는 조절 신호라 지칭될 수 있다. 다른 경우에서, 필드 유도 신호의 규모 및/또는 지속기간은 신경 조절을 가져오지 않는 전기장을 생성할 수 있다. 이러한 사례에서는, 필드 유도 신호는 하위 조절 신호라 지칭될 수 있다.
다양한 유형의 필드 유도 신호는 조절 신호를 구성할 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 조절 신호는 적당한 진폭 및 적당한 지속기간을 포함할 수 있는 반면에, 다른 구현예에서, 조절 신호는 더 높은 진폭 및 더 짧은 지속기간을 포함할 수 있다. 전극(158a, 158b)을 가로지르는 필드 유도 신호의 다양한 진폭 및/또는 지속기간은 조절 신호를 초래할 수 있고, 필드 유도 신호가 조절 신호의 수준까지 상승하는지는 여러 인자(예를 들어, 자극될 특정 신경으로부터의 거리, 신경이 분기되었는지 여부, 신경에 대하여 유도된 전기장의 배향, 전극과 신경 사이에 존재하는 조직의 유형 등)에 의존할 수 있다.
일부 구현예에서, 전극들(158a 및 158b)은 전극들과 하나 이상의 신경 사이로 중간 조직(111)이 침투하도록 구성되는 전기장을 생성할 수 있다. 중간 조직(111)은 근육 조직, 뼈, 결합 조직, 지방 조직, 기관 조직, 또는 이의 임의의 조합을 포함할 수 있다. 예를 들어, 폐쇄성 수면 무호흡증을 앓는 대상자의 경우, 중간 조직은 이설근을 포함할 수 있다.
이제, 도 15a, 도 15b, 도 15c 및 도 16에 대하여 중간 조직을 침투하도록 구성되는 전기장의 생성을 논의한다. 필드 유도 신호에 대응하여, 임플란트 전극(158a 및 158b)은, 일반적으로 조절될 하나 이상의 신경들의 세로 방향으로 연장되는 전기력선이 있는 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다. 일부 구현예에서, 임플란트 전극(158a 및 158b)은 그러한 전기장의 생성을 촉진하기 위하여 신경의 세로 방향을 따라 서로로부터 이격될 수 있다. 또한, 전기장은 조절될 신경의 적어도 일부 부분의 세로 방향에 대해 실질적으로 평행한 방향으로 연장되도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 실질적으로 평행한 전기장은 신경과 비교하여 가로 방향보다는 세로 방향으로 더 연장되는 전기력선을 포함할 수 있다. 전기장을 이런 식으로 방위에 맞추는 것은 신경 또는 조직으로 전류의 흐름을 용이하게 할 수 있어, 조절을 유도하는 활동 전위를 이끌어낼 가능성을 증가시킨다.
도 15a는 신경(210)의 세로 방향에 대해 실질적으로 평행한 전기력선(220)을 가지고 있는 전기장 생성을 촉진하고자 신경(210)의 세로 방향을 따라 서로로부터 이격된 한 쌍의 전극들(158a, 158b)을 도시한 것이다. 도 15a에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 선 전극으로 도시되어 있지만, 실질적으로 평행한 전기장의 생성은 다른 유형의 전극들, 예를 들어, 일련의 점 전극들의 이용을 통해 달성될 수 있다. 신경(210)의 세로 방향으로 연장되는 전기력선(220)을 가지고 있는 전기장 활용은 신경 조절을 달성하는 데에 필요한 에너지의 양을 감소시키는 역할을 할 수 있다.
자연적으로 기능하는 뉴런들은 그것들의 길이를 따라 활동 전위를 전송함으로써 기능한다. 구조적으로, 뉴런들은 길이를 따라 뉴런의 내부와 외부 사이의 원형질 막을 가로질러 전압 전위 기울기를 유지하도록 작용하는 다중 이온 채널을 포함한다. 이온 채널은 원형질 막 한 쪽의 양으로 하전된 나트륨 이온과 원형질 막 다른 쪽의 음으로 하전된 칼륨 이온 사이에서 적절한 균형을 유지함으로써 작동한다. 이온 채널 근처에 생성된 충분히 높은 전압 전위차는 이온 채널의 막 역치 전위를 초과할 수 있다. 그러면 이온 채널은 활성화하도록 유도되어, 원형질 막을 가로질러 나트륨 이온과 칼륨 이온들을 펌핑하여 활성화된 이온 채널의 부근에서 자리를 바꿀 수 있다. 이는, 결과적으로, 이온 채널의 부근에서 전위차를 더 변경하며, 이는 이웃하는 이온 채널을 활성화하는 역할을 할 수 있다. 인접한 이온 채널들의 연쇄적인 활성화는 뉴런의 길이를 따라 활동 전위를 전파하는 역할을 할 수 있다. 나아가, 개별 뉴런에서의 이온 채널의 활성화는, 함께 묶여 신경 조직을 형성하는, 이웃하는 뉴런들에서 이온 채널의 활성화를 유도할 수 있다. 그러나 단일 뉴런에서 단일 이온 채널의 활성화는 활동 전위의 전파를 허용하는 데 필요한 이웃하는 이온 채널들의 연쇄적인 활성화를 유도하기에는 충분하지 않을 수 있다. 따라서, 신경 말단들의 작용과 같은 자연적인 수단을 통해 또는 전기장의 인가와 같은 인위적인 수단을 통해 유발된, 초기 전위차에 의해 모집될 수 있는 인근에서 이온 채널들이 더 많을수록, 활동 전위의 전파가 일어날 가능성이 클 수 있다. 이러한 신경의 길이를 따라 활동 전위의 전파를 인위적으로 유도하는 과정은 자극 또는 상향 조절이라 지칭할 수 있다.
또한, 뉴런들은 일정한 또는 실질적으로 일정한 전압 전위차의 인가를 통해 자연적으로 기능하는 것이 방지될 수 있다. 활성화 후, 각 이온 채널은 원형질 막을 가로질러 다시 초기 상태로 나트륨과 칼륨 농도를 "리셋(reset)"하는 동안, 불응기를 겪는다. 나트륨과 칼륨 농도를 리셋하면 막 역치 전위는 초기 상태로 되돌아간다. 이온 채널이 원형질 막을 가로질러 나트륨과 칼륨의 적절한 농도를 회복할 때까지, 막 역치 전위는 상승된 채로 남아있을 것이어서, 이온 채널의 활성화를 유발하기 위하여 더 높은 전압 전위를 필요로 할 것이다. 막 역치 전위가 충분히 높은 수준으로 유지된다면, 이웃하는 이온 채널에 의해 전파된 활동 전위는 막 역치 전위를 뛰어넘어 이온 채널을 활성화하기에 충분히 큰 전압 전위차를 생성하지 않을 수 있다. 따라서, 특정 이온 채널 부근에서 충분한 전압 전위차를 유지함으로써, 그 이온 채널은 추가적인 신호 전달을 차단하는 역할을 할 수 있다. 또한, 막 역치 전위는 이온 채널의 초기 활성화를 유발하지 않고도 상승될 수 있다. 이온 채널(또는 복수의 이온 채널들)이 막 역치 전위를 뛰어넘기에는 충분히 높지 않은, 상승된 전압 전위차의 지배를 받는다면, 그것은 시간이 지남에 따라 막 역치 전위를 상승시키는 역할을 할 수 있어, 적절히 이온 농도를 회복하도록 허용되지 않은 이온 채널과 비슷한 효과를 나타낼 수 있다. 따라서, 이온 채널은, 실제로 초기 활동 전위가 전파되게 하지 않고, 장애물로 구성될 수 있다. 이러한 방법은 예를 들어, 통증 신호의 전파가 달갑지 않은 경우인 통증 관리에서, 가치가 있을 수 있다. 자극에 대하여 위에 기술된 바와 같이, 장애물로 기능하도록 구성될 수 있는, 구역 내의 이온 채널의 수가 많을수록, 신경의 길이를 따라 전파되는 활동 전위는, 이웃하는, 차단되지 않은 채널을 여행하기보다는, 구성된 이온 채널에 의해 차단될 가능성이 더 크다.
전압 전위차에 의해 구성된 이온 채널의 수는 적어도 두 가지 방법으로 증가될 수 있다. 먼저, 국부 영역에서 더 큰 전압 전위차를 활용하여 더 많은 이온 채널을 구성할 수 있다. 둘째, 전압 전위차에 의해 영향받는 영역을 확장시킴으로써 더 많은 이온 채널을 구성할 수 있다.
도 15a로 돌아가서, 신경(210)의 세로 방향에 실질적으로 평행한 방향으로 흐르는 전기력선(220) 때문에, 신경(210)의 대부분이 전기장을 접할 수 있음을 볼 수 있다. 따라서, 더 큰 전압 전위차를 이용하지 않고도 신경(210)을 구성하는 신경들로부터 더 많은 이온 채널들이 구성될 수 있다. 이런 식으로, 신경(210)의 조절은 더 낮은 전류 및 더 적은 전력 사용으로 달성될 수 있다. 도 15b는 전극들(158a 및 158)이 여전히 서로로부터 신경(210)의 적어도 일부분의 세로 방향으로 이격되어 있는 구현예를 도시한 것이다. 신경(210)의 상당한 부분은 전기장의 내부에 남아있다. 도 15c는 전극들(158a 및 158b)이 서로로부터 신경(210)의 가로 방향으로 이격되어 있는 상황을 도시한 것이다. 이러한 도해에서, 신경(210)의 상당히 더 적은 부분이 전기력선(220)에 의해 영향받을 것임을 볼 수 있다.
도 16은 생성된 전기장의 형상에 미치는 전극 배열의 잠재적인 영향을 도시한 것이다. 윗줄의 전극 배열, 예를 들어, A, B 및 C는 일정한 크기의 전극들 사이의 거리가 조정될 때, 전기장 형상에 미치는 영향을 도시한 것이다. 아랫줄의 전극 배열, 예를 들어, D, E 및 F는 일정한 거리의 전극들의 크기가 조정될 때, 전기장 형상에 미치는 영향을 도시한 것이다.
본 개시와 일치하는 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 근육 또는 기타 조직 내에 박힌 신경을 조절하기 위하여, 근육 또는 기타 조직의 표면 위에 배치될 수 있다. 따라서, 조직이 조절 전극들(158a, 158b)과 조절될 신경 사이에 개재될 수 있다. 조절 전극들(158a, 158b)은 조절될 신경으로부터 이격될 수 있다. 조절 전극들(158a, 158b)의 구조 및 배열은 전극들로부터 일정 거리 떨어져 있는 신경의 조절이 달성될 수 있을지를 결정하는 데 중요한 역할을 할 수 있다.
전극 배열 A, B 및 C는 일정한 크기의 조절 전극들(158a, 158b)이 더 멀리 이동될 때, 전극들에 의해 촉진된 전기장의 깊이가 증가함을 보여준다. 주어진 배열에 대한 전기장의 강도는 전기장 내의 위치에 따라 상당히 달라질 수 있다. 그러나 조절 전극들(158a 및 158b) 사이에 일정한 수준의 전류가 지나가면, 배열 C의 더 큰 전기장 영역은 배열 A의 더 작은 전기장 영역보다 더 낮은 전체 전류 밀도를 나타낼 수 있다. 더 낮은 전류 밀도는, 결과적으로, 배열 A에 의해 촉진된 전기장보다 배열 C에 의해 촉진된 전기장에서, 서로로부터 등거리로 이격된 두 지점들 사이의 더 낮은 전압 전위차를 나타낸다. 따라서, 서로로부터 더 멀리 조절 전극들(158a 및 158b)을 이동하면 전기장의 깊이를 증가시키지만, 그것은 또한 전기장의 강도를 감소시킨다. 조절 전극들(158a, 158b)로부터 이격된 신경을 조절하기 위하여, 신경의 깊이에서 신경의 막 역치 전위를 뛰어넘기에 (그리고 그에 의해 그것을 조절하기에) 충분한 강도의 전기장을 촉진시키기 위한 전극들 사이의 거리를 선택할 수 있다. 조절 전극들(158a, 158b)이 너무 가깝게 있으면, 전기장은 그 내부에 위치한 신경을 조절하기 위하여 그 조직 내로 충분히 깊게 확장되지 않을 수 있다. 조절 전극들(158a, 158b)이 너무 멀리 떨어져 있으면, 전기장은 적절한 깊이에서 신경을 조절하기에는 너무 약할 수 있다.
조절 전극들(158a, 158b) 사이의 적절한 거리는 이식 위치 및 자극될 신경에 따라 달라질 수 있다. 예를 들어, 조절 지점(901)은 배열 A, B 및 C 각각에서 조절 전극들(158a, 158b)의 중심으로부터 등거리의 동일한 깊이에 위치한다. 도면들은 이러한 예에서, 배열 B가 조절 지점(901)에서 가능한 최고의 전류 밀도, 따라서 전압 전위를 달성할 가능성이 큼을 도시한다. 배열 A의 전기장은 충분히 깊게 확장되지 않을 수 있고, 배열 C의 전기장은 그 깊이에서 너무 약할 수 있다.
일부 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 약 0.2 mm 내지 25 mm의 거리쯤으로 이격될 수 있다. 추가적인 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 약 1 mm 내지 10 mm, 또는 4 mm와 7 mm 사이의 거리로 이격될 수 있다. 다른 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 대략 6 mm와 7 mm 사이로 이격될 수 있다.
전극 배열 D, E 및 F는 일정한 거리의 조절 전극들(158a, 158b)이 크기가 변할 때, 전극들에 의해 촉진된 전기장의 형상이 변화함을 보여준다. 일정한 수준의 전류가 조절 전극들(158a 및 158b) 사이로 지나가면, 배열 D의 더 작은 전극들이 배열 E 및 F보다 더 깊은 전기장을 촉진할 수 있지만, 그 효과는 전극들 사이의 변화에 비해 덜 크다. 위에 언급된 바와 같이, 촉진된 전기장은 두루 균일한 강도를 나타내지 않아, 배열 D, E 및 F의 각각의 전기장 내의 외견상으로 비슷한 위치에서의 전압 전위는 상당히 달라질 수 있다. 따라서, 적절한 크기의 조절 전극들(158a, 158b)은 이식 위치 및 자극될 신경에 따라 다를 수 있다.
일부 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 대략 0.01 mm2 및 80 mm2 사이의 표면적을 가질 수 있다. 추가적인 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 대략 0.1 mm2 및 4 mm2 사이의 표면적을 가질 수 있다. 다른 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 대략 0.25 mm2 및 0.35 mm2 사이의 표면적을 가질 수 있다.
일부 구현예에서, 조절 전극들(158a, 158b)은, 전극들이 캐리어(161)의 한쪽면 상에 노출되도록 배치될 수 있다. 그러한 구현예에서, 전기장은 노출된 전기 컨택트들이 있는 캐리어(161)쪽 위에서만 생성된다. 그러한 배열은 신경 조절을 달성하는 데 필요한 에너지의 양을 감소시키는 역할을 할 수 있는데, 전체 전기장이 신경과 동일한 쪽의 캐리어 상에 생성되어, 조절될 신경으로부터 떨어져 있는 조직을 통해 여행하는 전류가 거의 또는 전혀 낭비되지 않기 때문이다. 또한, 그러한 배열은 조절을 더욱 선택적이 되도록 하는 역할을 할 수 있다. 즉, 조절될 신경이 있는 캐리어의 한쪽에 전기장을 생성함으로써, 조직의 다른 영역에 (예를 들어, 조절될 신경으로부터 캐리어의 다른 쪽 상에) 위치한 신경들은 우연히 조절되는 것이 방지될 수 있다.
위에 논의된 바와 같이, 조절될 신경의 세로 방향에 대해 실질적으로 평행한 방향으로 연장되는 전기력선을 가지고 있는 전기장의 활용은 조절의 전력 요건을 낮추는 역할을 할 수 있다. 이러한 전력 요건의 감소는 조절 전극들(158a, 158b) 사이를 통과한 1.6 mA 미만의 전류, 1.4 mA 미만의 전류, 1.2 mA 미만의 전류, 1 mA 미만의 전류, 0.8 mA 미만의 전류, 0.6 mA 미만의 전류, 0.4 mA 미만의 전류 및 심지어 0.2 mA 미만의 전류를 이용하는 신경의 조절을 허용할 수 있다.
필요한 전류 흐름 감소는 임플란트 유닛(110)과 외부 유닛(120)의 배열에 추가적인 영향을 미칠 수 있다. 예를 들어, 감소된 전류 요건은, 임플란트 유닛(110)과 함께 이식될 배터리 또는 커패시터와 같은 전력 저장 유닛에 대한 요건 없이, 임플란트 유닛(110)이 신경을 조절하는 것을 가능하게 할 수 있다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110)은 2차 안테나(152)를 통해 수신된 에너지만을 이용하여 신경을 조절할 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 신경 조절을 위하여 조절 전극들(158a 및 158b)로 실질적으로 모든 수신된 에너지를 보내는 통과지점(pass through)으로서 작용하도록 구성될 수 있다. 실질적으로 모든 수신된 에너지는 임플란트 유닛(110)의 내부 구성요소들로 소멸되지 않거나 그렇지 않으면 상실되지 않은 에너지의 부분을 지칭할 수 있다. 마지막으로, 필요한 전류의 감소는 외부 유닛(120)에 의해 필요한 에너지의 양을 감소시키는 역할도 할 수 있다. 외부 유닛(120)은 240 mAh 미만, 120 mAh 미만, 심지어 60 mAh 미만의 용량을 나타내는 배터리를 활용함으로써, 1시간 내지 10시간 지속되는 전체 치료 세션에 대해 성공적으로 작동하도록 구성될 수 있다.
위에 논의된 바와 같이, 평행한 전기장의 활용은 임플란트 유닛(110)이 신경을 비접촉 방식으로 조절하는 것을 가능하게 할 수 있다. 비접촉 신경조절은 조절될 신경 또는 근육과의 접촉을 요구하는 조절 기법과 비교하여, 시간이 지남에 따라 이식된 임플란트 유닛(110)의 효능을 증가시킬 수 있다. 시간이 지나면서, 이식 가능한 장치들은 신체 내에서 움직일 수 있다. 따라서, 신경 조절을 개시하기 위하여 신경 접촉을 요구하는 이식 가능한 장치는 장치가 신체 내에서 움직이고, 조절될 신경과의 접촉을 상실함에 따라 효능을 상실할 수 있다. 그에 반해, 비접촉 조절을 활용하는 임플란트 유닛(110)은 초기 이식 위치에 비해 또 다른 위치를 향해, 또 다른 위치로부터 멀리, 또는 또 다른 위치로 움직이더라도 여전히 신경을 효과적으로 조절할 수 있다. 추가적으로, 조직 성장 및/또는 섬유증이 이식 가능한 장치 주변에 발달할 수 있다. 이러한 성장은 접촉 조절을 위해 설계된 장치와 조절될 신경 사이의 접촉을 느슨하게 하거나 심지어 제거하는 역할을 할 수 있다. 그와 반대로, 비접촉 조절을 활용하는 임플란트 유닛(110)은, 추가적인 조직이 그것과 조절될 신경 사이에 형성되면, 계속적으로 신경을 효과적으로 조절할 수 있다.
평행한 전기장 이용을 통해 가능해진 또 다른 특징은 극도로 작은 지름의 신경을 조절할 수 있는 능력이다. 신경의 지름이 감소함에 따라, 신경의 전기 저항은 증가하여, 활동 전위를 유도하는 데 필요한 전압을 상승시킨다. 위에 기술된 바와 같이, 평행 전기장의 활용은 신경을 가로지르는 더 큰 전압 전위의 인가를 허용한다. 이는, 결과적으로, 더 작은 지름의 신경들의 조절을 허용할 수 있어, 활동 전위를 유도하기 위해서는 더 큰 전압 전위를 요구한다. 신경들은 신경간으로부터 뻗어나가므로, 전형적으로 말단 섬유, 즉, 말단부에서 감소된 지름을 가지고 있다. 이러한 더 좁은 말단 섬유들을 조절하는 것은 더욱 선택적인 조절을 허용할 수 있다. 더 큰 신경간은 전형적으로 몇몇 상이한 근육들을 지배할 수 있는 많은 신경 섬유들을 수반하며, 따라서 신경간의 조절 유도는 의도하지 않은 신경 섬유들의 조절, 그에 따른 의도하지 않은 근육들의 지배 및 수축을 유발할 수 있다. 말단 섬유들의 선택적인 조절은 그러한 의도하지 않은 근육 활성을 방지할 수 있다. 일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 2 mm 미만, 1 mm 미만, 500 미크론 미만, 200 미크론 미만, 100 미크론 미만, 50 미크론 미만 및 심지어 25 미크론 미만의 지름을 가지고 있는 신경들을 조절하도록 구성될 수 있다.
신호를 유도하는 전기장이 (신경 조절을 유발할 수 있는 전기장을 초래하는) 조절 신호 또는 (신경 조절을 유발하도록 의도하지 않은 전기장을 초래하는) 하위 조절 신호를 구성하는지는 외부 유닛(120)의 프로세서(144)에 의해 궁극적으로 제어될 수 있다. 예를 들어, 어떤 상황에서는, 프로세서(144)가 신경 조절이 적절함을 결정할 수 있다. 이러한 상황하에서, 프로세서(144)는 신호원(144)과 증폭기(146)가 1차 안테나(150) 상에 조절 제어 신호(즉, 그에 따른 2차 안테나(152) 상의 2차 신호가 임플란트 전극들(158a 및 158b)에서 조절 신호를 제공하도록 선택된 규모 및/또는 지속시간을 가지고 있는 신호)를 생성하게 할 수 있다.
프로세서(144)는 외부 유닛(120)으로부터 임플란트 유닛(110)까지 전송되는 에너지의 양을 제한하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 환자 및/또는 임플란트와 관련된 다중 인자들을 고려할 수 있는 역치 에너지 제한과 연관이 있을 수 있다. 예를 들어, 일부 사례에서, 환자의 어떤 신경들은 신경 및/또는 주변 조직들을 손상시키는 위험을 최소화하는 에너지의 소정의 최대량만을 받아들여야 한다. 추가적으로, 임플란트 유닛(110)의 회로부(180)는, 임플란트 유닛(110)의 실질적인 역치 에너지 제한의 원인이 될 수 있는 최대 작동 전압 또는 전력 수준을 가지고 있는 구성요소들을 포함할 수 있다. 프로세서(144)는, 1차 안테나(150)에 인가될 1차 신호의 규모 및/또는 지속시간을 설정할 때 그러한 제한을 처리하도록 구성될 수 있다.
임플란트 유닛(110)에 전달될 수 있는 전력의 상한을 결정하는 것 이외에도, 프로세서(144)는 적어도 부분적으로는, 전달된 전력의 효능을 기초로 한, 더 낮은 전력 역치도 결정할 수 있다. 더 낮은 전력 역치는 신경 조절을 가능하게 하는 전력의 최소량을 기초로 하여 계산될 수 있다(예를 들어, 더 낮은 전력 역치를 초과하는 전력 수준을 가지고 있는 신호는 조절 신호를 구성할 수 있지만, 더 낮은 전력 역치 미만의 전력 수준을 가지고 있는 신호는 하위 조절 신호를 구성할 수 있다).
또한, 더 낮은 전력 역치는 대안적인 방법으로 측정되거나 제공될 수 있다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110) 내의 적절한 회로부 또는 센서들은 더 낮은 전력 역치를 측정할 수 있다. 더 낮은 전력 역치는 추가적인 외부 장치에 의해 계산되거나 감지될 수 있고, 이어서 프로세서(144)로, 또는 임플란트 유닛(110)으로 프로그램될 수 있다. 대안적으로, 임플란트 유닛(110)은 전극들에서 적어도 이러한 더 낮은 전력 역치의 신호들을 생성하고자 특별히 선택된 회로부(180)와 함께 구축될 수 있다. 또 다른 구현예에서, 외부 유닛(120)의 안테나는 소정의 더 낮은 전력 역치에 상응하는 신호를 수용 또는 생성하도록 조정될 수 있다. 더 낮은 전력 역치는 환자마다 다를 수 있고, 예를 들어, 특정 환자의 신경 섬유의 조절 특징, 이식 후 임플란트 유닛(110)과 외부 유닛(120)의 거리 및 임플란트 유닛 구성요소들(예를 들어, 안테나 및 임플란트 전극들)의 크기 및 배열 등과 같은 다수의 인자들을 고려할 수 있다.
또한, 프로세서(144)는 하위 조절 제어 신호들의 1차 안테나(150)로의 인가를 유발하도록 구성될 수 있다. 그러한 하위 조절 제어 신호들은 전극들(158a, 158b)에서 하위 조절 신호를 초래하는 진폭 및/또는 지속시간을 포함할 수 있다. 그러한 하위 조절 제어 신호들이 신경 조절을 초래하지 않을 수 있지만, 그러한 하위 조절 제어 신호들은 신경 조절 시스템의 피드백 기반 제어를 가능하게 할 수 있다. 즉, 일부 구현예에서, 프로세서(144)는 하위 조절 제어 신호의 1차 안테나(150)로의 인가를 유발하도록 구성될 수 있다. 이러한 신호는 2차 안테나(152) 상에 2차 신호를 유도할 수 있으며, 이는 결국 1차 안테나(150) 상에 1차 커플링된 신호 구성요소를 유도한다.
1차 안테나(150) 상에 유도된 1차 커플링된 신호 구성요소를 분석하기 위하여, 외부 유닛(120)은 피드백 회로(148)(예를 들어, 신호 분석기 또는 검출기 등)를 포함할 수 있는데, 피드백 회로(148)는 1차 안테나(150) 및 프로세서(144)와 직접적으로 또는 간접적으로 통신하여 위치될 수 있다. 하위 조절 제어 신호들은 임의의 원하는 주기성으로 1차 안테나(150)로 인가될 수 있다. 일부 구현예에서, 이러한 하위 조절 제어 신호들은 5초당 1회(또는 그 이상)의 비율로 1차 안테나(150)로 인가될 수 있다. 다른 구현예에서, 하위 조절 제어 신호들은 더욱 자주(예를 들어, 2초당 1회, 1초당 1회, 1 밀리 초당 1회, 1 나노 초당 1회, 또는 1초당 복수 회) 인가될 수 있다. 나아가, 1차 안테나(150)로 조절 제어 신호들이 인가되자마자, 그러한 조절 제어 신호들 또한 1차 안테나(150) 상에 1차 커플링된 신호 구성요소의 생성을 초래할 수 있으므로, 피드백 또한 수신될 수 있음을 주목해야 한다.
1차 커플링된 신호 구성요소는 피드백 회로(148)에 의해 프로세서(144)로 피드될 수 있고, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 결정하는 근거로 이용될 수 있다. 커플링의 정도는 두 안테나들 사이의 에너지 전송의 유효성 결정을 가능하게 할 수 있다. 또한, 프로세서(144)는 임플란트 유닛(110)으로의 전력 전달을 조절하는 데에 이러한 결정된 커플링 정도를 이용할 수 있다.
프로세서(144)는 결정된 커플링 정도를 기반으로 임플란트 유닛(110)으로의 전력 전송 방법을 결정하기 위한 임의의 적절한 논리로 구성될 수 있다. 예를 들어, 1차 커플링된 신호 구성요소가 바탕선 커플링 수준으로부터 커플링 정도가 바뀌었음을 나타내는 경우, 프로세서(144)는 2차 안테나(152)가 1차 안테나(150)에 대해 (동축 오프셋으로, 측방향 오프셋으로, 또는 각도 오프셋으로, 또는 임의의 조합으로) 이동하였음을 결정할 수 있다. 그러한 이동은, 예를 들어, 임플란트 유닛(110) 및 임플란트 유닛(110)이 그 이식 위치를 기초로 하여 연관된 조직의 움직임과 연관지어질 수 있다. 따라서, 그러한 상황에서, 프로세서(144)는 환자 신체 내에서 신경의 조절이 적절함을 결정할 수 있다. 더욱 상세하게는, 커플링의 변화라는 표시에 대응하여, 프로세서(144)는, 일부 구현예에서, 예를 들어, 임플란트 전극들(158a, 158b)에서 조절 신호를 생성하여 환자의 신경의 조절을 유발하기 위하여, 1차 안테나(150)로의 조절 제어 신호의 인가를 유발할 수 있다.
수면 호흡 장애의 치료를 위한 구현예에서, 임플란트 유닛(110)의 움직임은 혀의 움직임과 연관지어질 수 있으며, 혀의 움직임은 코골이, 수면 무호흡 이벤트의 발병 또는 수면 무호흡 전조를 나타낼 수 있다. 이러한 병태들 각각은 이벤트를 경감시키거나 방지하기 위하여 환자의 이설근 자극을 필요로 할 수 있다. 그러한 자극은 근육의 수축 및 환자의 기도로부터 떨어진 환자의 혀의 움직임을 초래할 수 있다.
편두통을 포함하는 두통의 치료를 위한 구현예에서, 프로세서(144)는 예를 들어, 사용자로부터의 신호를 기초로 한 조절 제어 신호, 또는 두통과 연관된 감각 뉴런(예를 들어, 대후두 신경 또는 삼차 신경)에서 검출된 수준의 신경 활성을 생성하도록 구성될 수 있다. 프로세서에 의해 생성되고 1차 안테나(150)로 인가된 조절 제어 신호는 예를 들어, 환자의 감각 신경의 억제 또는 차단을 유발하기 위하여, 임플란트 전극들(158a, 158b)에서 조절 신호를 생성할 수 있다. 그러한 억제 또는 차단은 환자를 위해 통각을 감소시키거나 제거할 수 있다.
고혈압 치료를 위한 구현예에서, 프로세서(144)는, 예를 들어, 사전에 프로그램된 지시 및/또는 혈압을 나타내는 임플란트로부터의 신호를 기초로 한, 조절 제어 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 프로세서에 의해 생성되고, 1차 안테나로 인가된 조절 제어 신호는 예를 들어, 요건에 따라, 환자의 신경의 억제 또는 자극을 유발하기 위하여, 임플란트 전극들(158a, 158b)에서 조절 신호를 생성할 수 있다. 예를 들어, 경동맥 또는 경정맥 동맥(즉, 경동맥 압력 수용체 근처에) 위치된 신경조절기는 뇌에 혈압을 낮추도록 신호를 보내기 위하여, 전극에서 자극 신호를 유도하도록 조정된 조절 제어 신호를 수신하여, 경동맥 압력 수용체와 연관된 설인 신경이 증가된 속도로 자극되게 할 수 있다. 이러한 설인 신경의 비슷한 조절은 환자의 목의, 또는 환자의 귀 뒤의, 피하 위치에 이식된 신경조절기로 달성될 수 있다. 신동맥에 위치된 신경조절기는 전극에서 억제 또는 차단 신호를 유발하도록 조정된 조절 제어 신호를 수신하여, 신장 신경으로부터 신장으로 전달된 혈압을 상승시키는 신호를 억제할 수 있다.
조절 제어 신호들은 자극 제어 신호들을 포함할 수 있고, 하위 조절 제어 신호들은 하위 자극 제어 신호들을 포함할 수 있다. 자극 제어 신호들은 전극들(158a, 158b)에서 자극 신호를 초래하는, 임의의 진폭, 펄스 지속시간, 또는 주파수 조합을 가질 수 있다. 일부 구현예에서(예를 들어, 약 6.5-13.6 MHz의 주파수에서), 자극 제어 신호들은 약 50 마이크로 초를 초과하는 펄스 지속시간 및/또는 0.5 amps, 또는 0.1 amps 내지 1 amp 사이, 또는 0.05 amps 내지 3 amps 사이의 진폭을 포함할 수 있다. 하위 자극 제어 신호들은 약 500 미만, 또는 약 200 나노 초의 펄스 지속시간 및/또는 약 1 amp, 0.5 amps, 0.1 amps, 0.05 amps, 또는 0.01 amps 미만의 진폭을 가질 수 있다. 물론, 제공된 예시적인 가이드라인보다 높거나 낮은 값들의 다양한 조합이 신경 자극을 초래할 수 있거나, 초래하지 않을 수 있으므로, 이런 값들은 오로지 일반적인 기준을 제공하고자 한 것이다.
일부 구현예에서, 자극 제어 신호들은 펄스역을 포함할 수 있으며, 이때, 각각의 펄스는 복수의 하위 펄스들을 포함한다. 도 17은 예시적인 조절 펄스역의 조성을 묘사한 것이다. 이러한 펄스역(1010)은 복수의 조절 펄스들(1020)을 포함할 수 있는데, 이때, 각각의 조절 펄스(1020)는 복수의 조절 하위 펄스들(1030)을 포함할 수 있다. 도 10은 도시에 적절한 규모의 예시만을 위한 것으로, 아래에서 더욱 상세히 논의되는, 조절 펄스역의 가능한 다양한 구현예들 전부를 포괄하고자 한 것은 아니다. 다음과 같이, 교류 신호(예를 들어, 약 6.5-13.6 MHz 사이의 주파수에서)가 펄스역(1010)을 생성하는 데 이용될 수 있다. 교류 신호가 켜져 있는 동안, 하위 펄스(1030)는 50-250 마이크로 초 사이의 펄스 지속시간, 또는 1 마이크로 초 및 3 밀리 초 사이의 펄스 지속시간을 가질 수 있다. 예를 들어, 10 MHz의 교류 신호의 200 마이크로 초 하위 펄스(1030)는 대략 2000주기를 포함할 것이다. 하위 펄스들(1030)이 25 내지 100 Hz 사이의 주기로 발생하는 동안, 각각의 조절 펄스(1020)는, 결국, 100 내지 500 밀리 초 사이의 펄스 지속기간(1040)을 가질 수 있다. 따라서, 조절 펄스(1020)는 약 2.5 내지 50개 사이의 조절 하위 펄스들(1030)을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 조절 펄스(1020)는 약 5 내지 15 사이의 조절 하위 펄스들(1030)을 포함할 수 있다. 예를 들어, 50 Hz 조절 하위 펄스들(1030)의 200 밀리 초 조절 펄스(1020)는 대략 10개의 조절 하위 펄스들(1030)을 포함할 것이다. 마지막으로, 조절 펄스역(1010)에서, 각각의 조절 펄스(1020)는 0.2 내지 2초 사이의 일시적인 간격(1050)으로 그 다음 것으로부터 분리될 수 있다. 예를 들어, 각각이 그 다음 것으로부터 1.3초의 일시적인 간격(1050)으로 분리된, 200 밀리 초 펄스 지속시간(1040)의 조절 펄스들(1020)의 펄스역(1010)에서, 새로운 조절 펄스(1020)는 1.5초마다 나타날 것이다. 또한, 조절 펄스들(1020)의 빈도는 대상자의 생리적 이벤트에 따라 예정될 수 있다. 예를 들어, 조절 펄스들(1020)은 4회, 8회, 또는 16회와 같이, 임의의 여러 호흡 빈도 가운데 선택된 빈도로 발생할 수 있다. 또 다른 예에서, 조절 펄스들(1020)은 일시적으로 이격되어, 근육 수축을 유발한 후 근육의 완전한 이완을 허용하지 않을 수 있다. 조절 펄스들(1020)의 펄스 지속시간(1040) 및 펄스역(1020)에서 조절 펄스들(1020) 사이의 일시적인 간격(1050)은 대부분의 조절 펄스들(1020)에 대해 유지될 수 있거나, 대상자의 필요에 따라 치료 세션의 과정에 걸쳐 달라질 수 있다. 또한, 그러한 변화들은 조절 하위 펄스 지속시간 및 일시적인 간격을 위해 시행될 수 있다.
펄스역(1010)은 외부 유닛(120)에 의해 생성된 바와 같이 1차 신호 펄스역을 묘사한다. 일부 구현예에서, 1차 신호는 임플란트 유닛(110)의 2차 안테나(152) 상에 2차 신호를 초래할 수 있다. 이 신호는 조절 전극들(158a, 158b)로의 전달을 위한 직류 신호로 전환될 수 있다. 이러한 상황에서, 조절 하위 펄스(1030)의 생성은 조절 하위 펄스(1030)로서 조절 전극들(158a, 158b)과 비슷한 지속시간의 방형파의 생성 및 전달을 초래할 수 있다.
수면 장애 호흡의 치료를 위한 구현예에서, 조절 펄스들(1020)과 조절 하위 펄스들(1030)은 신경 자극을 유발하도록 조정된 자극 펄스들 및 자극 하위 펄스들을 포함할 수 있다. 이 구현예의 펄스역(1010)은 예를 들어, 치료 세션 동안 계속 진행 중인 자극을 제공하는 데에 활용될 수 있다. 치료 세션 중, 계속 진행 중인 자극은 치료 세션의 적어도 70%, 적어도 80%, 적어도 90% 및 적어도 99% 동안 펄스역의 전송을 포함할 수 있다. 수면 장애 호흡의 맥락에서, 치료 세션은 대상자가 자고 있고, 수면 장애 호흡을 방지하기 위한 치료를 필요로 하는 동안의 기간일 수 있다. 그러한 치료 세션은 약 3시간 내지 10시간 정도로 지속될 수 있다. 치료 세션은 대략 4,000 만큼 적은, 그리고 대략 120,000 만큼 많은 조절 펄스들(1020)을 포함할 수 있다. 일부 구현예에서, 펄스역(1010)은 적어도 5,000개, 적어도 10,000개 및 적어도 100,000개의 조절 펄스들(1020)을 포함할 수 있다. 본 개시의 신경 조절기가 적용되는 다른 병태의 맥락에서, 치료 세션은 치료되는 병태의 지속기간에 따라 길이가 달라질 수 있다.
프로세서(144)는, 피드백 회로(148)를 통해 수신된 1차 커플링된 신호 구성요소의 하나 이상의 양태를 모니터링함으로써, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 결정하도록 구성될 수 있다. 일부 구현예에서, 프로세서(144)는, 1차 커플링된 신호 구성요소, 전류 수준, 또는 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도에 의존할 수 있는 임의의 기타 속성과 연관된 전압 수준을 모니터링함으로써, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 결정할 수 있다. 예를 들어, 1차 안테나(150)에 인가된 주기적인 하위 조절 신호들에 대응하여, 프로세서(144)는 1차 커플링된 신호 구성요소와 연관된 바탕선 전압 수준 또는 전류 수준을 결정할 수 있다. 바탕선 전압 수준은, 예를 들어, 수면 무호흡 이벤트 또는 이의 전조가 일어나지 않을 때, 예를 들어, 정상적인 호흡 중에, 환자의 혀의 움직임의 범위와 연관이 있을 수 있다. 환자의 혀가 수면 무호흡 이벤트 또는 이의 전조와 연관된 위치를 향해 움직임에 따라, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 동축, 측방향, 또는 각도 오프셋이 변할 수 있다. 그 결과, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도가 변할 수 있고, 1차 안테나(150) 상의 1차 커플링된 신호 구성요소의 전압 수준 또는 전류 수준 또한 변할 수 있다. 프로세서(144)는 전압 수준, 전류 수준, 또는 1차 커플링된 신호 구성요소와 연관된 기타 전기적 특징이 소정의 양으로 변화하거나 소정의 절대값에 도달할 때, 수면 무호흡 이벤트 또는 이의 전조를 인식하도록 구성될 수 있다.
도 18은 이러한 원리를 더욱 상세하게 설명하는 그래프를 제공한다. 하나의 코일이 라디오 주파수(RF) 구동 신호를 수신하는 2코일 시스템에 대해, 그래프(200)는 수신하는 코일에서의 유도 전류의 변화 속도를 코일들 사이의 동축 거리의 함수로 나타낸다. 다양한 코일 지름 및 초기 변위에 대해, 그래프(200)는 서로 가깝게 또는 더 멀리 움직이는, 코일들 사이의 추가적인 변위에 대한 유도 전류의 민감도를 도시한다. 그것은 또한, 2차 코일이 1차의, 드라이브 코일로부터 움직임에 따라, 전체적으로, 2차 코일에서의 유도 전류가 감소할 것임을 나타낸다. 즉, mA/mm 단위의 유도 전류의 변화 속도는 일관되게 마이너스이다. 코일들 사이의 추가적인 변위에 대한 유도 전류의 민감도는 거리에 따라 다르다. 예를 들어, 10 mm의 분리 거리에서, 14 mm 코일에서 추가적인 변위의 함수로서 전류 변화 속도는 대략 -6 mA/mm이다. 코일의 변위가 대략 22 mm라면, 추가적인 변위에 대한 유도 전류의 변화 속도는 대략 -11 mA/mm이고, 이는 유도 전류의 변화 속도에 있어서 국부 극대점에 해당한다. 22 mm 이상 분리 거리의 증가는 계속하여 2차 코일에서의 유도 전류의 감소를 초래하지만, 변화 속도는 감소한다. 예를 들어, 약 30 mm의 분리 거리에서, 14 mm 코일은 약 -8 mA/mm의 추가적인 변위에 응하여 유도 전류의 변화 속도를 경험한다. 이러한 유형의 정보로, 프로세서(144)는 1차 안테나(150) 상의 1차 커플링된 신호 구성요소와 연관된 전류의 규모 및/또는 규모의 변화 속도를 관찰함으로써, 임의의 주어진 시간에서, 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 특정 정도를 결정할 수 있다.
프로세서(144)는 1차 커플링된 신호 구성요소의 다른 양태들을 모니터링함으로써 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 결정하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 잔여 신호, 또는 반향 신호가 모니터링될 수 있다. 도 14에 나타난 바와 같이, 임플란트 유닛(110) 내의 회로부(180)은 인덕터, 커패시터 및 저항기를 포함할 수 있고, 따라서 LRC 회로를 구성할 수 있다. 위에서 더욱 상세히 기술된 바와 같이, 외부 유닛(120)이 조절(또는 하위 조절) 제어 신호를 전달할 때, 상응하는 신호가 2차 안테나(152) 상에 발달된다. 2차 안테나(152) 상에 발달된 신호는 전류가 임플란트 유닛(110)의 회로부(180)에서 흐르게 하여, LRC 회로를 여자한다. 여자시, LRC 회로는 L(인덕턴스), R(저항) 및 C(회로에서의 정전용량 값) 값들에 관련된, 공진 주파수에서 진동할 수 있다. 프로세서(144)가 제어 신호 생성을 중단할 때, 전류가 소멸됨에 따라 일정 시간의 기간 동안 1차 안테나(150) 상에서 진동하는 신호와 2차 안테나(152) 상에서 진동하는 신호 양자는 쇠퇴할 수 있다. 2차 안테나(152) 상의 진동하는 신호가 쇠퇴함에 따라, 1차 안테나(150)에 의해 수신된 커플링된 피드백 신호도 쇠퇴한다. 따라서, 임플란트 유닛(110)의 회로부(180)에서의 쇠퇴하는 신호는 외부 유닛(120)의 프로세서(144)에 의해 모니터링될 수 있다. 1차 안테나(150)에서 생성된 제어 신호가 임플란트 유닛(110)에서의 신호보다 더 빠르게 소멸할 수 있도록 외부 유닛(120)의 회로부(170)를 구성함으로써 이러한 모니터링은 더 촉진될 수 있다. 이러한 잔여 신호를 모니터링하고, 잔여 신호의 값들을 예상하기 위하여 그것을 비교하는 것은 프로세서(144)에 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도의 지표를 제공할 수 있다.
또한, 임플란트 유닛(110)에서 쇠퇴하는 진동 신호를 모니터링하는 것은 임플란트 유닛(110)의 성능에 대한 프로세서(144) 정보를 제공할 수 있다. 프로세서(144)는 제어 신호의 매개변수들을 검출된 쇠퇴하는 임플란트 신호의 매개변수들과 비교하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 쇠퇴하는 신호의 진폭은 임플란트 유닛(110)에 남아있는 에너지의 양에 비례한다. 제어 신호로 전달된 에너지의 양을 임플란트에 남아있는 에너지의 양과 비교함으로써, 프로세서(144)는 임플란트에서의 전력 소비의 수준을 결정할 수 있다. 나아가, 임플란트에서 전력 소비의 수준을 검출된 혀 움직임의 양과 비교함으로써, 프로세서(144)는 전송된 조절 신호의 효과 수준을 결정할 수 있다. 임플란트 유닛(110)에서 잔여, 또는 반향 신호를 모니터링하는 것은 몇몇 상이한 특징들의 구현을 가능하게 할 수 있다. 따라서, 프로세서(144)는 임플란트 유닛(110)에서 전력 소비, 임플란트 유닛(110)에 의한 조직으로의 전류 전달, 임플란트 유닛(110)으로의 에너지 전달, 임플란트 유닛(110)의 기능성 및 잔여 신호 분석을 통해 결정할 수 있는 기타 매개변수들을 포함하는 정보를 결정할 수 있다.
프로세서(144)는 진단 모드에서 잔여 임플란트 신호를 모니터링하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 제어 신호의 전달 후, 프로세서(144)가 임플란트 유닛(110)에서 어떠한 잔여 신호도 검출하지 못한다면, 그것은 임플란트 유닛(110)이 임의의 유형의 전달을 받아들일 수 없고, 기능하지 않는다고 결정할 수 있다. 그러한 경우에, 프로세서(144)는 사용자에게 임플란트 유닛(110)이 적절히 기능하지 않는다는 표시를 포함하는 반응을 초래할 수 있다. 그러한 표시는 예를 들어, 들을 수 있거나 볼 수 있는 알람의 형태일 수 있다. 또 다른 가능성 있는 오동작에 있어서, 프로세서(144)가 임플란트에서 예상보다 높은 잔여 신호를 검출한다면, 그것은 임플란트 유닛이 전달된 제어 신호를 수신하고 있지만, 전송된 에너지가 적절한 속도로 전극들(158a, 158b)에 의해 조직으로 이송되지 않고 있다고 결정할 수 있다.
또한, 프로세서(144)는 조절 전극들에 의해 인가될 원하는 목표 전류 수준(예를 들어, 1 mA)의 인가를 포함하는 치료 프로토콜을 구현하도록 구성될 수 있다. 조절 제어 신호가 일정한 진폭의 신호를 전달하더라도, 전달된 전류는 안정적으로 유지되지 않을 수 있다. 1차 안테나(150)에 의해 검출된, 커플링된 피드백 신호는, 조절 제어 신호 각각을 인가하는 동안, 임플란트가 안정적인 1 mA 전류를 전달하고 있음을 확실히 하는, 임플란트 유닛의 피드백 제어를 위한 기초로 이용될 수 있다. 프로세서(144)는, 임플란트에서 잔여 신호를 분석함으로써, 조절 제어 신호를 인가하는 동안 전달된 전류의 양을 결정할 수 있다. 그런 다음, 프로세서(144)는 전달된 전류에 대해 결정된 정보를 기초로 한 조절 제어 신호의 진폭을 증가시키거나 감소시킬 수 있다. 따라서, 반향 신호의 관찰된 진폭이 목표 전류 수준이 달성되었음을 나타낼 때까지 1차 안테나(150)로 인가된 조절 제어 신호가 조정될 수 있다.
일부 구현예에서, 프로세서(144)는 치료 기간 중에 검출된 효과를 기초로 한 치료 프로토콜을 변경하도록 구성될 수 있다. 위에 기술된 바와 같이, 프로세서(144)는 잔여 신호 분석을 통해 전극들(158a, 158b)을 통해 조직으로 전달된 전류의 양, 전력, 또는 에너지를 결정하도록 구성될 수 있다. 프로세서(144)는 조절 제어 신호의 결과로서 검출된 혀 움직임의 양을, 궁극적으로 조직으로 전달된 전력의 양과 관련짓도록 구성될 수 있다. 따라서, 프로세서(144)는 신호 전송의 효과를 전송된 전력의 양 또는 에너지와 비교하기보다는(프로세서(144)는 이를 하도록 구성될 수 있다), 신호 전송의 효과를 전달된 전력의 양과 비교할 수 있다. 조절 효과를 전달된 전력과 비교함으로써, 프로세서(144)는 조절 신호를 더욱 정확하게 최적화할 수 있다.
위에서 논의된 잔여 신호 피드백 방법은 본 개시의 임의의 몇몇 다른 구현예들에 적절히 적용될 수 있다. 예를 들어, 잔여 신호 피드백 분석을 통해 수집된 정보는 메모리 유닛(143)에 저장된 정보에 포함될 수 있으며, 외부 유닛(120)의 통신 인터페이스(145)를 통해 중계국 또는 최종 목적지로 전송될 수 있다. 또 다른 예에서, 위에 기술된 잔여 신호 피드백 분석은 혀 움직임 및 혀 진동을 검출하는 방법 내로 통합될 수 있다.
일부 구현예에서, 초기에 검출된 커플링 정도는 환자가 외부 유닛(120)을 피부에 부착할 때 바탕선 범위를 설정할 수 있다. 아마도, 환자가 깨어있는 동안, 혀는 환자의 기도를 막고 있지 않고, 자연스러운 범위에서 환자의 호흡과 함께 움직이는데, 여기서 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링은 바탕선 범위 내에 있을 수 있다. 바탕선 커플링 범위는 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 최대 커플링을 아우를 수 있다. 바탕선 커플링 범위는 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 최대 커플링 수준을 포함하지 않는 범위도 아우를 수 있다. 따라서, 초기에 결정된 커플링은 비수면 무호흡 병태를 타당하게 대표할 수 있고, 프로세서(144)에 의해 1차 안테나(150)와 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 결정하는 데 있어서 바탕선으로서 이용될 수 있다.
환자가 외부 유닛(120)을 착용할 때, 커플링의 전류 값을 결정하기 위하여 프로세서(144)는 1차 신호 진폭의 범위에 걸쳐 주기적으로 스캔할 수 있다. 주기적인 스캔이 바탕선 커플링과 상이한 커플링 정도의 결정을 가져온다면, 프로세서(144)는 바탕선 초기 상태로부터 변화가 있었다고 결정할 수 있다.
커플링의 정도 값을 주기적으로 결정함으로써, 프로세서(144)는 제자리에서(in situ), 궁극적으로 신경 조절을 초래할, 조절 제어 신호에 대한 적합한 매개변수 값을 결정하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 정도를 결정함으로써, 프로세서(144)는, 결정된 커플링의 정도에 비례하거나 그렇지 않으면 그에 관련된 조절 신호를 전극(158a, 158b)에서 제공할 수 있는, 조절 제어 신호의 특징(예를 들어, 진폭, 펄스 지속시간, 주파수 등)을 선택하도록 구성될 수 있다. 일부 구현예에서, 프로세서(144)는 조절 제어 신호 매개변수 값을 커플링의 정도와 연관짓는 룩업(lookup) 테이블, 또는 메모리에 저장된 다른 데이터에 액세스할 수 있다. 이러한 방식으로, 프로세서(144)는 관찰된 커플링의 정도에 대응하여 인가된 조절 제어 신호를 조절할 수 있다.
추가적으로 또는 대안적으로, 프로세서(144)는 조절 도중에 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링의 정도를 결정하도록 구성될 수 있다. 혀, 또는 임플란트가 위치하는 곳 또는 위치하는 곳 근처의 기타 구조, 그리고 따라서 임플란트 유닛(110)은 조절의 결과로서 이동할 수 있다. 따라서, 커플링의 정도는 조절 도중에 변화될 수 있다. 프로세서(144)는 조절 제어 신호의 특징을 커플링의 변화하는 정도에 따라서 동적으로 조절하기 위하여, 커플링의 정도가 조절 도중에 변화할 때 이를 결정하도록 구성될 수 있다. 이러한 조정은 프로세서(144)가 임플란트 유닛(110)이 조절 이벤트 전반에 걸쳐 적합한 조절 신호를 전극(158a, 158b)에서 제공하게 하는 것을 가능하게 할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(144)는 일정한 조절 신호를 유지하거나 또는 조절 신호가 환자 요구에 따라서 제어된 방식으로 감소되도록 하기 위하여, 커플링의 변화하는 정도에 따라 1차 신호를 변경할 수 있다.
더욱 상세하게는, 프로세서(144)의 반응은 결정된 커플링 정도와 관련지어질 수 있다. 프로세서(144)가 1차 안테나(150) 및 2차 안테나 사이의 커플링 정도가 소정의 커플링 역치 아래로 약간 떨어졌다고 결정하는 경우(예를 들어, 코골이 중에 또는 혀의 작은 진동 또는 다른 수면 무호흡 이벤트 전조 도중에), 프로세서(144)는 작은 반응만이 필요하다고 결정할 수 있다. 따라서, 프로세서(144)는 상대적으로 작은 반응(예를 들어, 신경의 짧은 자극, 작은 근육 수축 등)을 가져올 조절 제어 신호 매개변수를 선택할 수 있다. 그러나 프로세서(144)가 커플링 정도가 소정의 커플링 역치 아래로 상당히 떨어졌다고 결정하는 경우(예를 들어, 혀가 수면 무호흡 이벤트를 유발할 정도로 이동한 경우), 프로세서(144)는 더 큰 반응이 요구된다고 결정할 수 있다. 그 결과, 프로세서(144)는 더 큰 반응을 가져올 조절 제어 신호 매개변수를 선택할 수 있다. 일부 구현예에서, 원하는 수준의 반응을 유발하기에 충분한 전력만이 임플란트 유닛(110)으로 전송될 수 있다. 즉, 프로세서(144)는 결정된 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 기초로 계량된 반응을 유발하도록 구성될 수 있다. 결정된 커플링 정도가 감소함에 따라, 프로세서(144)는 증가하는 양의 전력 전송을 유발할 수 있다. 이러한 접근법은 외부 유닛(120)의 배터리 수명을 보존할 수 있고, 회로부(170) 및 회로부(180)를 보호할 수 있으며, 검출된 병태의 유형(예를 들어, 수면 무호흡증, 코골이, 혀 움직임 등)을 다루는 데 있어서 효과를 증가시킬 수 있고, 환자에게 더 쾌적하게 할 수 있다.
일부 구현예에서, 프로세서(144)는 원하는 반응 수준을 가져오는 조절 제어 신호 매개변수를 선택하기 위하여 반복적 프로세스를 이용할 수 있다. 예를 들어, 조절 제어 신호가 생성되어야 한다고 결정할 때, 프로세서(144)는 소정의 매개변수 값들의 세트를 기초로 한, 초기 조절 제어 신호의 생성을 유발할 수 있다. 만일 피드백 회로(148)로부터의 피드백이 신경이 조절되었음을 표시한다면(예를 들어, 커플링 정도의 증가가 관찰된다면), 프로세서(144)는 하위 조절 제어 신호를 유출함으로써 모니터링 모드로 복귀할 수 있다. 반면, 만일 피드백이 의도했던 신경 조절이 의도했던 조절 제어 신호의 결과로서 발생되지 않았거나 또는 신경 조절이 일어났지만 원하는 결과를 오직 부분적으로만 제공했다고 제안한다면(예를 들어, 혀의 움직임이 기도로부터 부분적으로만 이루어졌다면), 프로세서(144)는 조절 제어 신호와 연관된 하나 이상의 매개변수 값(예를 들어, 진폭, 펄스 지속시간 등)을 변경할 수 있다.
어떠한 신경 조절도 일어나지 않았다면, 피드백이 신경 조절이 발생되었다고 표시할 때까지 프로세서(144)는 조절 제어 신호의 하나 이상의 매개변수들을 주기적으로 증가시킬 수 있다. 신경 조절이 일어났지만, 원하는 결과를 생산하지 못한 경우, 프로세서(144)는 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 재평가하고, 원하는 결과를 달성하도록 표적화된 조절 제어 신호에 대한 새로운 매개변수들을 선택할 수 있다. 예를 들어, 신경의 자극이 혀가 환자의 기도로부터 부분적으로만 움직이게 한다면, 추가적 자극이 바람직할 수 있다. 그러나 혀가 기도로부터 움직였기 때문에, 임플란트 유닛(110)은 외부 유닛(120)에 더 근접할 수 있고, 따라서 커플링 정도는 증가했을 수 있다. 그 결과, 혀를 원하는 위치까지의 나머지 거리만큼 이동시키는 것은, 혀의 마지막 자극-유도된 움직임 이전에 제공되었던 것보다 더 적은 양의 전력을 임플란트 유닛(110)으로 전송하는 것을 필요로 할 수 있다. 따라서, 새롭게 결정된 커플링 정도를 기초로, 프로세서(144)는, 원하는 위치까지 남은 거리를 혀를 움직이는 데 목적을 두는, 자극 제어 신호에 대한 새로운 매개변수들을 선택할 수 있다.
하나의 작동 모드에서, 프로세서(144)는 신경 조절이 달성될 때까지 매개변수 값들 범위에 걸쳐 스윕(sweep)하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 인가된 하위 조절 제어 신호가 신경 조절이 적합하다는 것을 표시하는 피드백을 초래하는 상황에서, 프로세서(144)는 마지막 인가된 하위 조절 제어 신호를 조절 제어 신호 생성을 위한 출발점으로 이용할 수 있다. 1차 안테나(150)에 인가된 신호와 연관된 진폭 및/또는 펄스 지속시간(또는 기타 매개변수)은, 피드백이 신경 조절이 발생했다고 표시할 때까지, 소정의 양으로 그리고 소정의 속도로, 반복적으로 증가될 수 있다.
프로세서(144)는 결정된 1차 안테나(150) 및 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 기초로 하여 다양한 생리적 데이터를 결정 또는 유도하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 구현예에서, 커플링 정도는 외부 유닛(120) 및 임플란트 유닛(110) 사이의 거리를 표시할 수 있는데, 프로세서(144)는 이를 외부 유닛(120)의 위치 또는 환자의 혀의 상대적인 위치를 결정하는 데 이용할 수 있다. 또한, 커플링 정도를 모니터링하면, 환자의 혀가 이동하고 있는지 또는 진동하고 있는지(예를 들어, 환자가 코를 고는 중인지), 혀가 얼마나 많이 이동 또는 진동하는 중인지, 혀의 움직임의 방향, 혀의 움직임 속도 등과 같은 생리적 데이터를 제공할 수 있다.
임의의 이러한 결정된 생리적 데이터에 대응하여, 프로세서(144)는 결정된 생리적 데이터를 기초로 하여 임플란트 유닛(110)으로의 전력 전달을 조절할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(144)는 결정된 생리적 데이터와 관련 있는 특정 상태를 다루기 위한, 특정 조절 제어 신호 또는 일련의 조절 제어 신호에 대한 매개변수들을 선택할 수 있다. 예를 들어, 생리적 데이터가 혀가 진동하는 중이라고 표시한다면, 프로세서(144)는 수면 무호흡 이벤트가 발생할 가능성이 있다고 결정할 수 있고, 전력을 특정 상황을 처리하도록 선택된 양으로 임플란트 유닛(110)으로 전달함으로써 반응을 나타낼 수 있다. 만일 혀가 환자의 기도를 차단하는(또는 환자의 기도를 부분적으로 차단하는) 위치에 있지만, 생리적 데이터는 혀가 기도로부터 멀리 움직이고 있다고 표시한다면, 프로세서(144)는 전력을 전달하지 않기를 선택하고, 혀가 스스로 막지는 않는지를 결정하기를 기다릴 수 있다. 대안적으로는, 프로세서(144)는 소량의 전력을 임플란트 유닛(110)으로 전달하여(예를 들어, 특히 결정된 이동 속도가 혀가 환자의 기도로부터 멀리 이동 중임을 표시하는 경우), 혀가 환자의 기도로부터 계속하여 멀리 이동하도록 하거나, 기도로부터의 그 진행을 가속화하도록 장려할 수 있다.
코골이 치료를 위한 구현예에서, 프로세서(144)는 대상자의 호흡 패턴을 기초로 하여 달라지는 피드백 신호를 기초로 하여 대상자가 코를 골 때를 결정하도록 구성될 수 있다. 이러한 피드백 신호는, 예를 들어, 2차 안테나로 전송된 하위 조절 신호의 결과로서 1차 안테나에 유도된 신호를 포함할 수 있다. 대상자가 코를 골고 있는지를 결정하기 위한 구현예에서, 혀 위치 이외에도, 커플링 정도를 통해 혀의 움직임이 검출될 수 있다. 혀의 속도, 혀의 변위 및 혀의 진동을 포함할 수 있는 혀의 움직임은 코골이를 나타낼 수 있다. 프로세서(144)는 혀의 움직임 패턴을 검출하고, 검출된 움직임 패턴을 코골이를 나타내는 공지된 패턴들과 비교하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 환자가 코를 골 때, 혀는 60-100 Hz 사이의 범위에서 진동할 수 있으며, 이러한 진동은 비슷한 주파수에서의 신호에 대한 커플링 신호를 모니터링함으로써 검출될 수 있다. 커플링 신호의 이러한 변화는 혀의 더 큰 움직임과 관련된 변화들과 비교하여 상대적으로 작을 수 있다. 따라서, 코골이 검출 방법은 낮은 진폭의 신호들을 확인하는 데에 최적화될 수 있다. 따라서 60-100 Hz 사이의 낮은 진폭의 신호는 코골이를 나타내는 혀 움직임 패턴을 구성할 수 있다. 추가적인 패턴 또한 검출될 수 있다.
또 다른 예시적인 피드백 신호는 코골이 상태에 대하여 외부 유닛(120)에 의해 획득된 신호를 포함할 수 있다. 예를 들어, 오디오 센서, 마이크로폰 및/또는 압전 장치들이 잠재적인 코골이 상태에 대한 데이터를 수집하기 위하여 외부 유닛(120) 내로 도입될 수 있다. 이러한 센서들은 공기 사이를 여행하는 소리 진동을 검출할 수 있고, 피부와 외부 유닛의 접촉 위치 근처에서 대상자의 신체의 진동을 검출할 수 있다. 또 다른 구현예에서, 피드백 신호는 서미스터 또는 기도 내의 온도를 측정하기 위하여 위치된 기타 온도 측정 장치에 의해 제공될 수 있다.
또 다른 구현예에서, 대상자의 호흡 패턴을 기초로 하여 달라지는 피드백 신호는 근전도 검사 전극들에 의해 제공될 수 있다. 근전도 검사 전극들은 근육에서의 전기적 활성을 검출할 수 있다. 이러한 전기적 활성의 해석은 근육 수축 및 근긴장에 대한 정보를 제공할 수 있다. 정상적인 호흡을 하는 동안, 얼굴, 턱, 목, 늑골 및 횡경막으로부터의 근육들이 차례차례 수축을 경험함에 따라 대상자들은 전형적으로 정상적인 호흡과 관련될 수 있는 근육 수축의 패턴을 나타낸다. 근전도 검사 전극들은 호흡하는 동안 근육 수축의 강도 및 패턴 모두를 측정하는 데에 이용될 수 있다.
또 다른 구현예에서, 외부 유닛(120) 위에 위치하거나 그렇지 않으면 외부 유닛(120)과 연관된 가속도계가 코골이를 검출하기 위한 피드백 신호로 활용될 수 있다. 목, 늑골 또는 횡경막 상에 위치된 가속도계는 외부 신체 움직임을 측정함으로써 대상자의 호흡 패턴을 검출할 수 있다. 가속도계로 검출된 호흡 패턴은 높아졌거나 그렇지 않으면 바뀐 노력을 나타내는 호흡 패턴과 같은, 정상적인 호흡 패턴으로부터의 일탈을 검출하기 위하여 분석될 수 있다.
추가적인 구현예에서, 복수의 피드백 신호들은 다양한 조합으로 코골이를 검출하는 데에 활용될 수 있다. 예를 들어, 프로세서(144)는, 코골이를 나타내는 혀 움직임 패턴이 검출될 때, 외부 유닛(120) 내로 도입된 센서들을 코골이 상태가 일어나고 있음을 확인하기 위하여 모니터하도록 구성될 수 있다. 또 다른 예에서, 프로세서(144)는 외부 유닛(120) 내의 센서들 및/또는 코골이 존재를 검출하기 위한 기도 온도 측정 장치를 활용하여, 코골이와 관련된 혀 움직임 패턴을 검출하고 기록하도록 구성될 수 있다. 이러한 방식으로, 프로세서(144)는 특정 사용자에 대하여 코를 고는 개인과 관련된 혀 움직임 패턴을 학습하도록 구성될 수 있다.
코골이는 높아지거나 그렇지 않으면 바뀐 호흡 노력과 관련지어질 수 있다. 이전에 기술된 피드백 방법들 중 임의의 방법 또는 전부는 높아지거나 그렇지 않으면 바뀐 호흡 노력을 결정하거나 검출하는 데에 이용될 수 있다. 그러한 높아지거나 그렇지 않으면 바뀐 호흡 노력의 검출은 프로세서(144)에 의해 코골이가 일어나고 있음을 결정하는 데에 이용될 수 있다.
코골이가 검출되면, 프로세서(144)는 임플란트 유닛(110)의 2차 안테나로 설하 신경 조절 제어 신호를 무선으로 전송하기 위하여 설하 신경 조절 제어 신호가 1차 안테나로 인가되도록 구성될 수 있다. 따라서, 코골이 검출에 대응하여, 프로세서는 설하 신경이 조절되게 할 수 있다. 설하 신경 조절은 이설근의 근육 수축을 유발할 수 있고, 이는 결과적으로 코골이 상태를 경감시킬 수 있다.
기술된 시나리오들은 오로지 예시적인 것이다. 프로세서(144)는 특이성이 있는 다양한 상이한 생리적 시나리오들을 처리할 수 있게 하는 소프트웨어 및/또는 논리와 함께 구성될 수 있다. 각각의 사례에서, 프로세서(144)는 적절한 양의 에너지로 혀와 관련된 신경을 조절하기 위하여 임플란트 유닛(110)에 전달될 에너지의 양을 결정하는 데에 생리적 데이터를 이용하도록 구성될 수 있다.
개시된 구현예는 임플란트 유닛으로의 전력의 전달을 조절하기 위한 방법과 함께 이용될 수 있다. 이러한 방법은 외부 유닛(120)과 연관된 1차 안테나(150) 및 환자의 신체 내에 이식된 임플란트 유닛(110)과 연관된 2차 안테나(152) 사이의 커플링 정도를 결정하는 것을 포함할 수 있다. 커플링 정도를 결정하는 것은 임플란트 유닛(110) 외부에 위치되고 외부 유닛(120)과 연관될 수 있는 프로세서(144)에 의하여 달성될 수 있다. 프로세서(144)는 결정된 커플링 정도를 기초로 하여 외부 유닛으로부터 임플란트 유닛으로의 전력의 전달을 조절하도록 구성될 수 있다.
이전에 논의된 바와 같이, 커플링 정도의 결정은 프로세서가 임플란트 유닛의 위치를 더 결정하는 것을 가능하게 할 수 있다. 임플란트 유닛의 움직임은 임플란트 유닛이 부착될 수 있는 신체 부분의 움직임에 상응할 수 있다. 이는 프로세서에 의하여 수신된 생리적 데이터라 간주될 수 있다. 이에 따라, 프로세서는 생리적 데이터를 기초로 하여 전력원으로부터 임플란트 유닛으로의 전력의 전달을 조절하도록 구성될 수 있다. 대안적인 구현예에서, 커플링 정도의 결정은 프로세서가 임플란트 유닛의 상태와 관련된 정보를 결정하게 할 수 있다. 이러한 상태는 위치뿐만 아니라, 임플란트 유닛의 내부 상태에 관한 정보를 포함할 수 있다. 프로세서는 임플란트 유닛의 상태에 따라, 상태 데이터를 기초로 하여 전력원으로부터 임플란트 유닛으로의 전력의 전달을 조절하도록 구성될 수 있다.
일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 상에 위치된 프로세서를 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110) 상에 위치된 프로세서는 외부 유닛과 연관된 적어도 하나의 프로세서에 대하여 설명된 프로세스들 전부 또는 일부를 수행할 수 있다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110)과 연관된 프로세서는 임플란트 제어기가 켜지게 하는 제어 신호를 수신하도록, 그리고 조절 신호가 신경을 조절하기 위하여 임플란트 전극으로 인가되도록 구성될 수 있다. 또한, 이러한 프로세서는 임플란트 유닛과 연관된 다양한 센서들을 모니터링하고, 이러한 정보를 다시 외부 유닛으로 전송하도록 구성될 수 있다. 프로세서 유닛을 위한 전력은 온보드 전력원에 의하여 공급되거나 외부 유닛으로부터의 전송을 통하여 수신될 수 있다.
다른 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은 자기 자신의 전력원 및 외부 상호작용 없이 임플란트 유닛(110)을 작동하도록 구성된 프로세서를 포함하여, 자급자족식일 수 있다. 예를 들어, 적합한 전력원으로, 임플란트 유닛(110)의 프로세서는 대상자의 신체 내의 상태를 (하나 이상의 센서들 또는 기타 수단을 통하여) 모니터링하여 그러한 상태들이 신경의 조절을 타당하게 만드는 때를 결정하고, 신경을 조절하기 위하여 전극으로 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 이러한 전력원은 움직임 또는 생물학적 기능을 기초로 한, 재생식일 수 있다. 또는 이러한 전력원은, 예를 들어 유도를 통한 것과 같이, 외부 위치로부터 주기적으로 재충전될 수 있다.
도 19는 임플란트 유닛(110)의 예시적인 이식 위치를 도시한 것이다. 도 19는 대상자의 턱의 아랫면의 피부를 통해 접근될 수 있는 이설근(1060) 부근에서의 이식 위치를 묘사한 것이다. 도 19는 설하 신경(즉, 뇌신경 XII)을 묘사한 것이다. 설하 신경(1051)은, 측방향 분기(1053) 및 내측 분기(1052)를 통하여, 혀의 근육 및 이설근(1060), 설골설근(1062), 악설골근(미도시) 및 이설골근(1061) 근육들을 포함하는 기타 혀 근육을 자극한다. 도 19에 도시되지 않은 악설골근 근육은 구강의 바닥을 형성하고, 이설근(1060)의 측면들 주위를 감싼다. 이설근(1060)의 수평 구획은 주로 내측 분기(1052)의 내측 말단 섬유들(1054)에 의하여 자극되고, 내측 분기(1052)는 말단 분기(1055)에서 측방향 분기(1053)로부터 갈라진다. 그 다음으로, 내측 분기(1052)의 원위 부분은 내측 말단 섬유들(1054)로 다양화한다. 이설근(1060)의 수평 구획의 수축은 대상자의 기도를 개방하거나 유지하는 역할을 할 수 있다. 기타 혀 근육들의 수축은 삼키기, 발음 및 기도의 개폐와 같은 기타 기능들을 보조할 수 있다. 설하 신경(1051)은 여러 혀 근육들을 다양화하기 때문에, OSA 치료를 위하여, 설하 신경(1051)의 조절을 설하 신경(1051)의 내측 분기(1052)까지, 또는 심지어 내측 말단 섬유들(1054)까지로 한정하는 것이 유리할 수 있다. 이러한 방식으로, 혀 움직임 및 기도 유지를 가장 중하게 담당하는 이설근이 신경조절을 유도하는 수축을 위하여 선택적으로 표적화될 수 있다. 대안적으로는, 이설근의 수평 구획이 선택적으로 표적화될 수 있다. 그러나 내측 말단 섬유들(1054)은 신경조절로 영향을 미치기에 어려울 수 있는데, 이는 내측 말단 섬유들이 이설근(1061)의 섬유 내에 위치되기 때문이다. 본 발명의 구현예는 아래에 더 논의되는 바와 같이 내측 말단 섬유들(1054)의 조절을 촉진한다.
일부 구현예에서, 적어도 한 쌍의 조절 전극들, 예컨대, 전극들(158a, 158b) 및 적어도 하나의 회로를 포함하는 임플란트 유닛(110)은 대상자의 턱의 아랫면의 피부를 통한 이식을 위하여 구성될 수 있다. 대상자의 턱 아랫면의 피부를 통해 이식될 때, 임플란트 유닛(110)은 대상자의 설하 신경(1051)의 내측 분기(1052)의 내측 말단 섬유들(1054)에 근접하게 위치될 수 있다. 예시적인 이식 위치(1070)를 도 19에 묘사하였다.
일부 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은, 설하 신경(1051)의 측방향 및 내측 분기들(1053, 1052)로의 말단 분기(1055)에 원위인 설하 신경(1051)의 단면으로 전기장을 인가하는 것을 통하여, 전극들(158a, 158b)이 대상자의 설하 신경의 적어도 일부분의 조절을 유발하도록 구성될 수 있다. 추가적 또는 대안적인 구현예에서, 임플란트 유닛(110)은, 조절 전극들(158a, 158b)로부터 연장되는 전기장이 설하 신경(1051)의 내측 분기(1052)의 내측 말단 섬유들(1054) 중 하나 이상을 조절할 수 있도록 위치될 수 있다. 따라서, 내측 분기(1053) 또는 내측 말단 섬유들(1054)은 이설근(1060)의 수축을 유발하기 위하여 조절될 수 있으며, 이는 환자의 기도를 개방하거나 유지하기에 충분할 수 있다. 임플란트 유닛(110)이 내측 말단 섬유들(1054)에 근접하여 위치될 때, 전기장은 대상자의 설하 신경(1051)의 측방향 분기의 조절이 실질적으로 일어나지 않게 하도록 구성될 수 있다. 이는 이설근(1060)의 선택적 조절 표적화를 제공하는 장점을 가질 수 있다.
위에서 언급된 바와 같이, 이설근(1060) 내에서의 위치 때문에, 설하 신경(1051)의 내측 말단 섬유들(1054)을 조절하는 것은 어려울 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 이설근(1060)의 표면 위의 위치에 대하여 구성될 수 있다. 임플란트 유닛(110)의 전극들(158a, 158b)은, 심지어 전극들(158a, 158b)이 신경의 섬유들과 접촉하지 않을 때에도 내측 말단 분기들(1054)의 조절을 유발하기에 충분한, 평행 전기장(1090)을 생성하도록 구성될 수 있다. 즉, 임플란트의 양극 및 음극은, 임플란트(110)와 연관된 회로 및 전극들(158a, 158b)에 의하여 에너지가 공급될 때, 전극(158a, 158b) 사이로 연장되는 전기장(1090)이 이러한 임플란트가 위치된 근육 조직을 관통하여 그 내부로 연장되는 일련의 실질적으로 평행한 아치들의 형태일 수 있도록 구성될 수 있다. 평행선 전극들의 쌍 또는 두 개의 일련의 원형 전극들이 적합한 평행 전기력선을 생성하기 위한 적합한 구성일 수 있다. 따라서, 적절하게 이식될 때, 임플란트 유닛(110)의 전극들은 평행 전기력선의 생성을 통하여, 무접촉 방식으로 신경을 조절할 수 있다.
나아가, 조절될 신경 섬유에 부분적으로 또는 실질적으로 평행하게 진행하는 평행 전기력선을 생성하기에 적합한 전극 구성에 의하여 조절 효과가 증가될 수 있다. 일부 구현예에서, 전기력선(1090) 및 조절될 신경 섬유들이 부분적으로 또는 실질적으로 평행하다면, 평행 전기력선에 의하여 유도된 전류는 신경 섬유에 더 큰 조절 효과를 나타낼 수 있다. 도 19의 삽도는 내측 말단 섬유들(1054)에 실질적으로 평행한 전기력선(1090)(쇄선으로 도시)을 생성하는 전극들(158a 및 158b)을 묘사한 것이다.
내측 말단 섬유들(1054)의 조절을 용이하게 하기 위하여, 임플란트 유닛(110)은 이식될 때, 전극들의 적절한 위치를 확실히 하도록 설계되거나 구성될 수 있다. 예시적인 이식을 도 20에 묘사하였다.
예를 들어, 임플란트의 가요성 캐리어(161)는, 임플란트의 가요성 캐리어(161)의 적어도 일부분이 이설근(1060) 및 이설골근 근육(1061) 사이의 위치에 배치되도록 구성될 수 있다. 또한, 가요성 캐리어(161)는 가요성 캐리어(161) 상에 배치된 전극들 중 적어도 한 쌍이 이설근(1060) 및 악설골근 근육 사이에 놓일 수 있도록 구성될 수 있다. 긴 팔(161)의 연장부(162a 및 162b) 중 어느 하나 또는 둘 다는 이설근의 윤곽에 맞도록 구성될 수 있다. 긴 팔(161)의 연장부(162a 및 162b) 중 어느 하나 또는 둘 다는 대상자의 턱의 아랫면으로부터 이설근(1060)의 윤곽을 따라 멀리 연장되도록 구성될 수 있다. 연장부 팔들(162a, 162b) 중 어느 하나 또는 둘 다는, 안테나(152)가 이설근(1060) 및 이설골근 근육(1061) 사이에 위치될 때, 이설근 주위를 감싸도록 구성될 수 있다. 이러한 구성에서, 안테나(152)는 도 20에 나타난 바와 같이, 대상자의 턱의 아랫면에 의하여 정의되는 평면과 실질적으로 평행한 평면 내에 위치될 수 있다.
가요성 캐리어(161)는, 이격된 전극들의 적어도 한 쌍이 대상자의 이설근 및 인접한 근육 사이의 공간 내에 위치될 수 있도록 구성될 수 있다. 가요성 캐리어(161)는 조절 전극들(158a, 158b)의 적어도 한 쌍이 이설근(1060)의 수평 구획(1065)에 인접한 이식을 위하여 구성되도록 구성될 수 있다. 이설근(1060)의 수평 구획(1065)은 도 20에 묘사되었는데, 이는 근육 섬유들이, 수직으로, 비스듬하게, 또는 가로 방향으로라기 보다는, 실질적으로 수평하게 진행하는 근육의 일부분이다. 이러한 위치에서, 설하 신경 섬유들은 이설근 섬유들 사이에서 그리고 이와 평행하게 진행한다. 이러한 위치에서, 임플란트 유닛(110)은 조절 전극들이 근육 섬유들, 그리고 이에 따라, 수평 구획 내의 설하 신경의 내측 말단 섬유들(1054)의 방향과 실질적으로 평행한 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다.
위에 기술된 바와 같이, 임플란트 유닛(110)은 연장부 팔(162)의 양 연장부(162a, 162b) 상에 전극들(158a, 158b)을 포함할 수 있다. 이러한 구성에서, 임플란트 유닛(110)은 양측 설하 신경 자극을 위해 구성될 수 있다. 위의 논의는 단일한 설하 신경(1051)에 초점을 맞추었다. 신체는 왼쪽과 오른쪽에 한 쌍의 설하 신경들(1051)을 함유하는데, 각각은 그 쪽의 근육들을 자극한다. 단일 설하 신경(1051)이 조절될 때, 그것은 조절된 설하 신경이 관련된 신체 쪽에 더 강한 근육 수축을 유발할 수 있다. 이는 혀의 비대칭적인 움직임을 초래할 수 있다. 임플란트 유닛(110)이 양측 자극을 위해 구성될 때, 임플란트 유닛(110)은 왼쪽 및 오른쪽 설하 신경(1051) 모두를 자극할 수 있으며, 이는 혀의 더욱 대칭적인 움직임 및 더욱 대칭적인 기도 확장을 유발한다. 도 11a 및 도 11b에 도시된 바와 같이, 가요성 캐리어(161)는 조절 전극들의 제1의 쌍이 대상자의 제1 측면의 제1 설하 신경을 조절하기 위하여 위치되고, 조절 전극들의 제2의 쌍이 대상자의 제2 측면의 제2 설하 신경을 조절하기 위하여 위치되도록, 조절되는 설하 신경에 근접한 이식을 위하여 그 규모와 형상이 정해질 수 있다.
양측 자극 프로토골은 다양한 조절 시퀀스들을 포함할 수 있다. 예를 들어, 조절 전극들의 양 쌍들은 대상자에서 더 강한 근육 반응을 제공하기 위하여 함께 활성화될 수 있다. 또 다른 예에서, 조절 전극들은 교대하는 시퀀스로, 첫 번째 것, 그리고 나머지로 활성화될 수 있다. 이러한 시퀀스는 치료 기간 동안 근육 또는 신경 피로를 감소시킬 수 있고, 뉴런 대상자에서 발생할 수 있는 일정한 조절 신호에 대한 민감도의 약화를 줄일 수 있다. 또 다른 예에서, 조절 전극들은 전기장의 극성 반전을 포함하는 교대 시퀀스에서 활성화될 수 있다. 이러한 구현예에서, 한 쌍의 전극들은 근육 수축을 유발하도록 구성된 극성을 가지고 있는, 신경근육을 조절하는 전기장으로 활성화될 수 있는 반면, 나머지 쌍의 전극들은 반전된 극성을 가지고 있는 전기장으로 활성화될 수 있다. 극성을 교대화함으로써, 단기간 신경 피로를 감소시키는 것이 가능할 수 있고, 장기간의 신경 손상을 최소화하거나 없애는 것이 가능할 수 있다. 일부 구성에서, 연장부(162a 및 162b)는 임플란트 유닛(110)의 가요성 캐리어(161)의 중심 부분으로부터 연장되는 긴 팔로 작용할 수 있다. 긴 팔들은 긴 팔들에 의해 형성된 만곡 내에 위치된, 자극될 신경, 예컨대, 설하 신경과 함께, 근육 주변에 개방된 말단의 만곡을 형성하도록 구성될 수 있다. 또한, 이러한 구성은 가요성 캐리어(161) 상에 또는 가요성 캐리어(161) 내에 위치된 보강 부분을 포함할 수 있다. 이러한 보강 부분은 가요성 캐리어(161)의 재료보다 더 딱딱한 물질을 포함할 수 있다. 보강 부분은 이설근과 같은, 대상자의 근육에 대해, 순응하는 가요성 캐리어(161)를 더 잘 수용하는 형상으로 미리 형성될 수 있다. 또한, 보강 부분은 이식 전에 외과의가 가요성 캐리어(161)의 만곡을 수정할 수 있도록 하기 위하여, 플라스틱 변형을 할 수 있다.
긴 팔들의 만곡의 지름은 자극될 신경의 지름보다 상당히, 예를 들어, 2배, 5배, 10배, 20배 이상 더 클 수 있다. 일부 구현예에서, 조절될 복수의 신경들, 예를 들어, 왼쪽 설하 신경과 오른쪽 설하 신경은, 긴 팔들에 의해 형성된 만곡의 호 내에 위치될 수 있다.
일부 구현예는 코골이 치료를 위한 장치를 포함할 수 있다. 이러한 장치는 대상자의 피부에 제거 가능한 부착을 위해 구성된 가요성 기판, 가요성 기판 위에 배치된 1차 안테나, 대상자의 호흡 패턴을 기초로 하여 달라지는 피드백 신호를 수신하도록 구성된 인터페이스 및 적어도 하나의 처리 장치를 포함할 수 있다. 이러한 처리 장치는 피드백 신호를 분석하고, 피드백 신호의 분석을 기초로 하여 대상자가 코를 골고 있는지를 결정하며, 코골이가 검출된다면, 대상자의 신체 내 위치를 위해 구성된 임플란트 유닛과 연관된 2차 안테나로 설하 신경 조절 제어 신호를 무선으로 전송하기 위하여, 1차 안테나로 인가될 설하 신경 조절 제어 신호를 유발하도록 구성될 수 있다. 인터페이스는 2차 안테나와의 커플링 정도를 기초로 하여 달라지는 피드백 신호를 1차 안테나로부터 수신하도록 구성될 수 있다. 커플링 정도는 혀 속도, 혀의 변위, 혀의 진동 중 적어도 하나를 포함하는 혀의 움직임을 나타낼 수 있다. 프로세서는 피드백 신호를 코골이를 검출하기 위한 소정의 코골이 신호와 비교하도록 구성될 수 있다. 이러한 장치는 피드백 신호를 제공하도록 구성된 코골이 센서를 더 포함할 수 있다. 코골이 센서는 오디오 센서, 압전 센서, 서미스터, 근전도 검사 전극 및 가속도계 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 프로세서는 커플링 정도를 기초로 한 혀 움직임 패턴을 검출하도록, 그리고 코골이 결정을 내리기 위하여 검출된 혀 움직임 패턴을 소정의 혀 움직임 패턴과 비교하도록 더 구성될 수 있다. 소정의 혀 움직임 패턴은 특정 사용자에 특이적일 수 있다. 코골이 검출은 호흡 노력의 수준에 의해 결정될 수 있다.
일부 구현예는 이식 가능한 장치를 포함할 수 있다. 이식 가능한 장치는 대상자에서 이식을 위해 구성된 가요성 캐리어, 캐리어와 연관된 적어도 한 쌍의 조절 전극들, 가요성 캐리어 상에 배치된 전기 신호를 수신하도록 구성된 안테나, 적어도 한 쌍의 조절 전극들에 안테나를 전기적으로 커플링하는 회로 및 세라믹 하우징을 포함할 수 있다. 안테나와 회로 중 적어도 하나는 세라믹 하우징 내에 위치할 수 있다. 이식 가능한 장치는 견고한 하우징을 캡슐화하는 실리콘층을 더 포함할 수 있다. 이식 가능한 장치는 실리콘층과 견고한 하우징 사이에 배치된 파릴렌층을 더 포함할 수 있다. 견고한 하우징은 복수의 전도성 피드스루를 포함할 수 있고, 이러한 피드스루들은 회로와 조절 전극들 사이에 전기적 커플링을 제공한다. 견고한 하우징은 세라믹, 유리 및 티타늄 중 적어도 하나를 포함할 수 있다.
일부 구현예는 제어 유닛을 포함할 수 있다. 이러한 제어 유닛은 통신 인터페이스, 메모리 및 적어도 하나의 처리 장치를 포함할 수 있다. 이러한 처리 장치는 대상자의 신체에 대해 외부의 유닛과 연관된 1차 안테나로 제어 신호를 인가하도록 구성될 수 있는데, 이때, 제어 신호의 인가는 1차 안테나로부터 대상자의 신체 내 위치를 위해 구성된 임플란트 유닛과 연관된 2차 안테나까지 조절 신호의 전송을 유발하고, 또한, 임플란트 유닛은 1차 안테나에 인가된 제어 신호에 대응하여 설하 신경을 조절하도록 구성된다. 이러한 처리 장치는 대상자의 호흡을 나타내는 피드백 신호를 모니터링하고, 피드백 신호와 연관된 정보를 메모리에 저장하며, 통신 인터페이스를 통해 저장된 정보를 제어 유닛으로부터 먼 위치로 전송하도록 더 구성될 수 있다. 이러한 처리 장치는 제어 유닛으로부터 먼 위치로부터 통신 인터페이스를 통해 전송되고 저장된 정보에 대응하여 생성된 업데이트 신호를 수신하도록, 그리고 업데이트 신호를 기초로 하여 1차 안테나로 업데이트된 제어 신호의 인가를 유발하도록 구성된다. 제어 유닛은 접착 패치에 해제 가능하게 전자적으로 커플링되도록 구성될 수 있다. 이러한 제어 신호는 피드백 신호를 기초로 하여 최적 조절을 유발하도록 맞춰질 수 있다. 피드백 신호와 연관된 정보는 혀 움직임에 대한 정보, 무호흡 발병에 대한 정보, 제어 유닛의 배터리 소모에 대한 정보, 조절 신호에 대응하는 혀 움직임에 대한 정보, 무호흡, 호흡 저하, 또는 코골이 발병에 대한 정보 및 근육 수축에 대한 정보 중 적어도 하나를 포함한다. 제어 유닛으로부터 먼 위치는 스마트폰 및, 와이파이 및 블루투스 중 적어도 하나가 가능한 머리맡 콘솔 중 적어도 하나를 포함한다. 통신 인터페이스는 와이파이 및 블루투스 및 RFID 중 적어도 하나가 가능할 수 있다. 통신 인터페이스는 유선 전자적 접속을 통해 전송할 수 있다. 업데이트 신호는 수면 기간 동안 주기적으로 수신될 수 있다. 업데이트 신호는 1일 1회 수신될 수 있다. 정보는 전송을 위한 소정의 역치를 통과해야 한다. 통신 인터페이스는 근접장 통신 장치를 포함할 수 있다. 피드백 신호는 2차 안테나와의 무선 상호 작용을 통해 1차 안테나 상에 발달된 신호일 수 있다. 피드백 신호는 근전도 검사 전극들에 의해 제공될 수 있다. 피드백 신호는 오디오 센서, 압전 센서, 서미스터 및 가속도계 중 적어도 하나에 의해 제공될 수 있다.
일부 구현예는 제어 유닛을 포함한다. 제어 유닛은 적어도 하나의 처리 장치, 적어도 하나의 처리 장치에 전기적으로 커플링된 회로 및 적어도 하나의 처리 장치 및 회로를 함유하도록 구성된 가요성 하우징을 포함할 수 있다. 가요성 하우징은 가요성 캐리어로부터 돌출되는 커넥터와 맞물리도록 구성된 적어도 하나의 연결 부분 및, 회로와 전기적으로 커플링되며, 연결 부분이 적어도 하나의 연결 부분과 맞물릴 때 가요성 캐리어 상의 노출된 전기 컨택트와 전기적 연결을 설정하도록 구성된 적어도 하나의 전기 컨택트를 포함할 수 있다. 제어 유닛은 가요성 하우징 내에 함유된 안테나를 더 포함할 수 있다. 제어 유닛은 가요성 하우징 내에 함유된 배터리를 더 포함할 수 있다. 처리 장치와 회로는 가요성 회로판 위에 제공될 수 있다. 가요성 하우징은 적어도 하나의 실질적으로 불가요성의 구성요소를 함유할 수 있다. 가요성 하우징은 실리콘을 포함할 수 있다. 견고한 부분으로부터 떨어져 있는 가요성 하우징의 말단은 대략 15-60도 구부러지도록 구성될 수 있다. 가요성 하우징은 미립자 물질 및 페라이트 물질 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 가요성 하우징은 페라이트 물질을 포함할 수 있는데, 페라이트 물질은 하우징 내에 함유된 안테나에 의해 전송된 라디오 주파수 신호를 반사한다. 페라이트 물질은 하우징 내에 함유된 안테나에 의해 전송된 라디오 주파수 신호를 흡수할 수 있다. 실리콘 하우징은 회로 주변으로 오버몰딩될 수 있다. 적어도 하나의 연결 부분은 두 개의 연결 부분들을 포함할 수 있다. 가요성 하우징은 높이 방향만큼 측면 방향으로 적어도 세 배 더 클 수 있다.
일부 구현예는 대상자의 신체 내의 위치를 위해 구성된 임플란트 유닛을 모니터링하기 위한 무선 피드백 장치를 포함할 수 있다. 이러한 장치는 대상자의 피부에 제거 가능하게 부착하기 위한 가요성 기판, 가요성 기판 상에 배치된 1차 안테나, 대상자의 신체 내에 위치되도록 구성된 임플란트 유닛과 연관된 2차 안테나와의 무선 상호 작용을 기초로 한 피드백 신호를 1차 안테나로부터 수신하도록 구성된 인터페이스 및 적어도 하나의 처리 장치를 포함할 수 있다. 정보는 전력 소비, 에너지 전달 및 임플란트 기능성 중 적어도 하나를 포함할 수 있다. 프로세서는 피드백 신호를 기초로 하여, 임플란트 상에서 진단 시험을 수행하도록 구성될 수 있다. 프로세서는 피드백 신호를 기초로 하여, 임플란트에서 정전류 전달을 달성하기 위하여 1차 안테나에 의해 전송된 1차 신호를 모니터링하도록 더 구성될 수 있다. 프로세서는 피드백 신호를 기초로 하여, 최적 치료 수준을 결정하도록 더 구성될 수 있다. 적어도 하나의 반응은 임플란트 유닛이 적절히 기능하고 있는지를 사용자에게 표시하는 것을 포함할 수 있다. 적어도 하나의 반응은 1차 신호의 적어도 하나의 속성에 대한 조정 및 조정된 1차 신호의 1차 안테나로의 인가를 포함할 수 있다. 적어도 하나의 속성은 1차 신호의 진폭을 포함할 수 있다. 적어도 하나의 반응은 1차 신호를 위한 조정된 전류 수준의 자동적 결정 및 1차 안테나로의 조정된 1차 신호의 인가를 포함할 수 있다.
일부 구현예는 대상자의 신체 내에 위치되도록 구성된 임플란트 유닛으로 전력을 무선으로 전송하기 위한 장치를 포함할 수 있다. 이러한 유닛은 대상자의 피부로 이러한 유닛을 부착하기 위하여 구성된 접착 뒷판(adhesive backing)을 포함하는 가요성 캐리어, 가요성 캐리어와 연관된 안테나로, 안테나로 인가된 신호에 대응하여 임플란트 유닛으로 전력을 무선 전송하도록 고안된 안테나 및 캐리어가 대상자의 피부에 부착될 때, 안테나와 대상자의 피부 사이에 있는 위치에서 가요성 캐리어 상에 배치되는 버퍼층으로, 이러한 버퍼층은 대상자의 피부와 안테나 사이에 에어 갭을 자리잡도록 구성되는 버퍼층을 포함할 수 있다. 이러한 버퍼층은 유전체 물질을 포함할 수 있다. 버퍼층은 안테나의 주변부 너머로 연장될 수 있다. 에어 갭은 적어도 250 미크론이고, 5 mm 이내일 수 있다. 버퍼층은 연장되는 접착성 하위층을 통해 에어 갭을 자리잡게 할 수 있다.
일부 구현예는 대상자의 신체 내로 이식하기 위한 임플란트 유닛을 포함할 수 있다. 이러한 임플란트 유닛은 신호를 수신하도록 구성된 안테나 및 조절될 적어도 하나의 신경 근처에서 대상자의 신체 내로 이식되도록 구성된 조절 전극들 중 적어도 한 쌍을 포함할 수 있다. 적어도 하나의 신경은 조절 위치에서 약 2 밀리미터 미만의 지름을 가질 수 있고, 이러한 적어도 한 쌍의 조절 전극들은 안테나에 의해 수신된 신호에 대응하여 인가된 전기적 신호를 수신하여, 적어도 하나의 신경으로부터 이격된 위치로부터 적어도 하나의 신경을 조절하기 위하여 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다. 적어도 하나의 신경은 적어도 하나의 신경의 말단에서 적어도 1 밀리미터 미만의 지름을 가질 수 있다. 조절 전극들은, 조직이 전극들과 적어도 하나의 신경 사이에 개재되는 위치로부터 적어도 하나의 신경을 조절하도록 구성될 수 있다. 조절 전극들은 조절될 적어도 하나의 신경의 세로 방향으로 이격될 수 있고, 세로 방향으로 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다.
일부 구현예는 대상자의 신체 내로의 이식을 위해 구성된 임플란트 유닛을 포함할 수 있다. 임플란트 유닛은 중심 부분 및 중심 부분으로부터 연장되는 두 개의 긴 팔을 포함하는 가요성 캐리어 유닛, 신호를 수신하도록 구성된, 중심 부분 상에 위치된 안테나, 두 개의 긴 팔의 제1 긴 팔 상에 배열된 적어도 한 쌍의 전극들을 포함할 수 있다. 적어도 한 쌍의 전극들은 제1 신경을 조절하도록 맞춰질 수 있다. 가요성 캐리어의 긴 팔들은 만곡의 아치 내의 자극될 신경과 함께 근육 주변에 개방된 말단의 만곡을 형성하도록 구성될 수 있다. 임플란트 유닛은 제2 신경을 조절하도록 구성된, 제2의 긴 팔 상에 위치된 제2의 전극들 쌍을 더 포함할 수 있다. 가요성 캐리어의 만곡은 자극될 신경의 지름의 적어도 5배의 지름을 포함할 수 있다. 제1 신경은 왼쪽 또는 오른쪽 설하 신경일 수 있고, 제2 신경은 왼쪽 또는 오른쪽 설하 신경의 나머지 하나이다. 임플란트 유닛은 보강 유닛을 포함할 수 있는데, 이때, 가요성 캐리어 유닛은 제1 물질로 형성되고, 보강 유닛은 제1 물질보다 더 견고한 제2 물질로 형성되며, 이때, 가요성 캐리어 유닛은 보강 유닛의 형상에 일치한다.
일부 구현예는 신경조절 장치를 포함할 수 있다. 신경조절 장치는 대상자 내에 이식을 위해 구성된 캐리어로서, 각각이 캐리어의 중심 부분으로부터 연장되는 제1 긴 팔 및 제2 긴 팔을 포함하는 캐리어를 포함할 수 있다. 이러한 장치는 제1 긴 팔 상에 배열된 제1의 조절 전극들 쌍, 제2 긴 팔 상에 배열된 제2의 조절 전극들 쌍을 더 포함할 수 있다. 이러한 캐리어는 제1의 조절 전극들 쌍이 대상자의 제1 측면 상의 제1 설하 신경을 조절하도록 위치되고, 제2의 조절 전극들 쌍이 대상자의 제2 측면 상의 제2 설하 신경을 조절하도록 위치되도록, 조절될 설하 신경의 근처에 이식을 위해 크기와 형상이 정해질 수 있다. 이러한 캐리어는 대상자의 이설근 상의 위치를 위해 구성될 수 있다. 제1의 조절 전극들 쌍 및 제2의 조절 전극들 쌍은 중간 조직을 통해 제1 설하 신경 및 제2 설하 신경을 조절하도록 구성될 수 있다. 이러한 장치는 안테나; 및 제1의 조절 전극들 쌍 및 제2의 조절 전극들 쌍에 전기적으로 커플링된 적어도 하나의 회로를 더 포함할 수 있는데, 이때, 안테나는 전송된 전기적 신호를 수신하도록 구성되고, 회로는 전기적 신호를 제1의 조절 전극들 쌍 및 제2의 조절 전극들 쌍으로 전송하도록 구성된다. 제1의 조절 전극들 쌍은 서로로부터 이격될 수 있고, 전기적 신호에 대응하여 제1 설하 신경의 세로 방향으로 연장되는 전기력성을 포함하는 전기장을 촉진하도록 구성될 수 있으며, 제2 조절 전극들 상은 서로로부터 이격될 수 있고, 전기적 신호에 대응하여 제2 설하 신경의 세로 방향으로 연장되는 전기력선을 포함하는 전기장을 촉진하도록 구성될 수 있다. 캐리어는 제1의 조절 전극들 쌍과 제2의 조절 전극들 쌍이 악설골근 근육의 표면과 이설근의 표면 사이에 놓일 수 있도록 크기와 형상이 정해질 수 있는데, 이때, 이러한 캐리어는 이설골근 근육의 표면과 이설근 표면 사이에 놓이도록 구성된 부분을 더 포함한다.
일부 구현예는 대상자의 신체 내에서의 배치를 위해 구성된 임플란트 유닛을 제어하기 위한 제어 유닛을 포함할 수 있는데, 이때, 임플란트 유닛은 적어도 제1의 조절 전극들 쌍 및 제2의 조절 전극들 쌍을 가지고 있고, 설하 신경의 양측 자극을 위해 구성된다. 제어 유닛은 설하 신경 조절 제어 신호의 생성을 유발하여 대상자의 신체에 대해 외부의 유닛과 연관된 1차 안테나로 인가되도록, 그리고 대상자의 신체에 위치된 임플란트 유닛 상에 포함된 2차 안테나로 설하 신경 조절 제어 신호를 무선 전송하기 위하여 1차 안테나로 설하 신경 조절 제어 신호의 인가를 유발하도록 구성된 적어도 하나의 처리 장치를 포함할 수 있다. 설하 신경 조절 제어 신호는 제1 전극들 쌍에서 제1 신경근육 조절 전기장의 생성을 유발하도록, 그리고 제2 전극들 쌍에서 제2 신경근육 조절 전기장의 생성을 유발하도록 구성될 수 있다. 설하 신경 조절 제어 신호는 제1 신경근육 조절 전기장 및 제2 신경근육 조절 전기장의 생성을 교차하는 시퀀스로 유발하도록 구성될 수 있다. 교차하는 시퀀스는 제1 신경근육 조절 전기장과 제2 신경근육 조절 전기장의 극성을 교대로 역전시키는 것을 포함할 수 있다.
본 개시의 기타 구현예들은 본 명세서 및 본 개시의 실시를 고려하는 것으로부터 당업자에게 명백해질 것이다.
본 개시는 특정 병태의 치료를 위해 이용되는 신경 조절 장치들의 예를 제공하나, 개시된 신경 조절 장치들의 사용은 개시된 예들에 한정되지 않는다. 신경 조절을 위한 본 발명의 구현예의 용도의 개시는 오직 예시적인 것으로 간주하여야 한다. 가장 넓은 의미에서, 본 발명은 신경 조절을 통한 임의의 생리적 상태의 치료와 연계하여 이용될 수 있다. 대안적인 구현예는 본 발명의 정신 및 범위로부터 벗어나지 않고 본 발명이 속하는 분야의 당업자에게 명백해질 것이다. 따라서, 본 발명의 범위는 전술한 설명이 아니라 첨부된 청구항에 의하여 정의된다.

Claims (5)

  1. 대상자의 신체의 외부의 위치로부터, 대상자의 신체 내의 위치에 대해 구성된, 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치로서,
    대상자의 피부에 제거 가능하게 부착하도록 구성된 가요성 기판;
    가요성 기판 위에 배치된 1차 안테나; 및
    적어도 하나의 처리 장치
    를 포함하고,
    상기 적어도 하나의 처리 장치는,
    임플란트 유닛 상의 2차 안테나에 조절 제어 신호를 무선으로 전송하여 1차 안테나로부터 2차 안테나까지 무선으로 전송된 에너지를 이용하여 적어도 하나의 신경의 조절을 유발하기 위하여, 조절 제어 신호의 생성 및 조절 제어 신호의 1차 안테나로의 인가를 유발하고,
    치료 기간 동안 상기 조절 제어 신호의 연속적인 인가에 걸쳐 조절 제어 신호 중 적어도 하나의 특징에 대해 복수의 미리결정된 변경을 유발하도록 구성된,
    신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 특징은 조절 제어 신호와 연관된 전류 수준을 포함하는 것인, 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 특징은 조절 제어 신호와 연관된 진폭을 포함하는 것인, 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 특징은 조절 제어 신호와 연관된 듀티 사이클을 포함하는 것인, 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 적어도 하나의 특징은 조절 제어 신호의 주파수를 포함하는 것인, 신경을 조절하는 임플란트 유닛의 작동을 제어하는 장치.
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