KR20160100900A - 임플란트 유닛 이송 도구 - Google Patents

임플란트 유닛 이송 도구 Download PDF

Info

Publication number
KR20160100900A
KR20160100900A KR1020167001271A KR20167001271A KR20160100900A KR 20160100900 A KR20160100900 A KR 20160100900A KR 1020167001271 A KR1020167001271 A KR 1020167001271A KR 20167001271 A KR20167001271 A KR 20167001271A KR 20160100900 A KR20160100900 A KR 20160100900A
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
implant unit
implant
antenna
signal
patient
Prior art date
Application number
KR1020167001271A
Other languages
English (en)
Inventor
아디 매쉬아취
잇직 매쉬아취
가이 시만
Original Assignee
아디 매쉬아취
잇직 매쉬아취
가이 시만
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 아디 매쉬아취, 잇직 매쉬아취, 가이 시만 filed Critical 아디 매쉬아취
Publication of KR20160100900A publication Critical patent/KR20160100900A/ko

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
    • A61N1/37217—Means for communicating with stimulators characterised by the communication link, e.g. acoustic or tactile
    • A61N1/37223—Circuits for electromagnetic coupling
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B17/00—Surgical instruments, devices or methods, e.g. tourniquets
    • A61B17/30—Surgical pincettes without pivotal connections
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/0002—Remote monitoring of patients using telemetry, e.g. transmission of vital signals via a communication network
    • A61B5/0031—Implanted circuitry
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/01—Measuring temperature of body parts ; Diagnostic temperature sensing, e.g. for malignant or inflamed tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/103—Detecting, measuring or recording devices for testing the shape, pattern, colour, size or movement of the body or parts thereof, for diagnostic purposes
    • A61B5/11—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb
    • A61B5/113—Measuring movement of the entire body or parts thereof, e.g. head or hand tremor, mobility of a limb occurring during breathing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/389—Electromyography [EMG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/48—Other medical applications
    • A61B5/4806—Sleep evaluation
    • A61B5/4818—Sleep apnoea
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6814—Head
    • A61B5/682—Mouth, e.g., oral cavity; tongue; Lips; Teeth
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B7/00—Instruments for auscultation
    • A61B7/02—Stethoscopes
    • A61B7/04—Electric stethoscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F5/00—Orthopaedic methods or devices for non-surgical treatment of bones or joints; Nursing devices; Anti-rape devices
    • A61F5/56—Devices for preventing snoring
    • A61F5/566—Intra-oral devices
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/0404—Electrodes for external use
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/0404—Electrodes for external use
    • A61N1/0408—Use-related aspects
    • A61N1/0456—Specially adapted for transcutaneous electrical nerve stimulation [TENS]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/0404—Electrodes for external use
    • A61N1/0472—Structure-related aspects
    • A61N1/0492—Patch electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0507—Electrodes for the digestive system
    • A61N1/0514—Electrodes for the urinary tract
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0526—Head electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0551—Spinal or peripheral nerve electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0551—Spinal or peripheral nerve electrodes
    • A61N1/0553—Paddle shaped electrodes, e.g. for laminotomy
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36003—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of motor muscles, e.g. for walking assistance
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3601—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of respiratory organs
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36014—External stimulators, e.g. with patch electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/36057—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for stimulating afferent nerves
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
    • A61N1/36071—Pain
    • A61N1/36075—Headache or migraine
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
    • A61N1/3611—Respiration control
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/3606—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system adapted for a particular treatment
    • A61N1/36114—Cardiac control, e.g. by vagal stimulation
    • A61N1/36117—Cardiac control, e.g. by vagal stimulation for treating hypertension
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/36128—Control systems
    • A61N1/36135—Control systems using physiological parameters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/36128—Control systems
    • A61N1/36135—Control systems using physiological parameters
    • A61N1/36139—Control systems using physiological parameters with automatic adjustment
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/3605—Implantable neurostimulators for stimulating central or peripheral nerve system
    • A61N1/36128—Control systems
    • A61N1/36146—Control systems specified by the stimulation parameters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/37211—Means for communicating with stimulators
    • A61N1/37217—Means for communicating with stimulators characterised by the communication link, e.g. acoustic or tactile
    • A61N1/37223—Circuits for electromagnetic coupling
    • A61N1/37229—Shape or location of the implanted or external antenna
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3756—Casings with electrodes thereon, e.g. leadless stimulators
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings
    • A61N1/3758—Packaging of the components within the casing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/378—Electrical supply
    • A61N1/3787—Electrical supply from an external energy source
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N2/00—Magnetotherapy
    • A61N2/004—Magnetotherapy specially adapted for a specific therapy
    • A61N2/006—Magnetotherapy specially adapted for a specific therapy for magnetic stimulation of nerve tissue
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2560/00—Constructional details of operational features of apparatus; Accessories for medical measuring apparatus
    • A61B2560/02—Operational features
    • A61B2560/0204—Operational features of power management
    • A61B2560/0214—Operational features of power management of power generation or supply
    • A61B2560/0219—Operational features of power management of power generation or supply of externally powered implanted units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/16—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors
    • A61B2562/164—Details of sensor housings or probes; Details of structural supports for sensors the sensor is mounted in or on a conformable substrate or carrier
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B2562/00—Details of sensors; Constructional details of sensor housings or probes; Accessories for sensors
    • A61B2562/22—Arrangements of medical sensors with cables or leads; Connectors or couplings specifically adapted for medical sensors
    • A61B2562/225—Connectors or couplings
    • A61B2562/227—Sensors with electrical connectors
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/45—For evaluating or diagnosing the musculoskeletal system or teeth
    • A61B5/4519—Muscles
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/6813—Specially adapted to be attached to a specific body part
    • A61B5/6822—Neck
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6801—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be attached to or worn on the body surface
    • A61B5/683—Means for maintaining contact with the body
    • A61B5/6832—Means for maintaining contact with the body using adhesives
    • A61B5/6833—Adhesive patches
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/68—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient
    • A61B5/6846—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive
    • A61B5/6867—Arrangements of detecting, measuring or recording means, e.g. sensors, in relation to patient specially adapted to be brought in contact with an internal body part, i.e. invasive specially adapted to be attached or implanted in a specific body part
    • A61B5/6876—Blood vessel
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N2/00—Magnetotherapy
    • A61N2/02—Magnetotherapy using magnetic fields produced by coils, including single turn loops or electromagnets
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N2001/37294—Means for testing medical devices within the package prior to implantation

Abstract

임플란트 유닛 이송 도구가 제공된다. 임플란트 유닛 이송 도구는, 본체, 본체의 원위 단부에 배치되고 임플란트 유닛을 지지하도록 이루어진 홀더, 및 전원으로부터 전력을 수신하도록 구성되고 본체에 결합된 임플란트 작동기를 포함할 수 있다. 임플란트 작동기는, 환자의 신체 내로 임플란트 유닛을 이식하는 동안 전원으로부터 임플란트 유닛에 전원을 선택적으로 무선 전송하여 환자의 신체 내에서 적어도 하나의 신경에 대한 조절을 유발하고, 전원으로부터 임플란트 유닛에 전력을 선택적으로 무선 전송한 결과로 나타나는 신경 조절 반응의 정도를 판별하도록 구성될 수 있다.

Description

임플란트 유닛 이송 도구{IMPLANT UNIT DELIVERY TOOL}
본 발명은 2013년 7월 26일 출원된 미국 특허 출원 제13/952,082호 및 2013년 7월 26일 출원된 미국 특허 출원 제13/952,031호의 일부계속출원으로서, 2013년 6월 17일 출원된 미국 가출원 제61/836,089호에 대해 35 U.S.C. §119(e) 하에서의 우선권의 이익을 주장한다. 상기 참조 출원 각각은 본원에서 참조로 통합된다.
본 발명의 실시예들은 일반적으로 신경을 조절하는 장치들 및 방법들에 관한 것이다. 더욱 상세하게는, 본 발명의 실시예들은 이식 가능한 장치를 신경 조절에 적합한 위치로 이송하기 위한 장치들 및 방법들에 관한 것이다.
신경 조절은 신체 자체의 자연적인 신경 프로세스들과 상호작용함으로써 많은 생리적 상태와 장애를 치료할 기회를 제공한다. 신경 조절은 중추 신경계, 말초 신경계, 또는 자율 신경계에서의, 전기적 또는 화학적 활동의, 억제(예컨대, 차단), 자극, 조절, 조정, 또는 치료상의 변경을 포함한다. 예를 들어 신경들의 자극이나 신경 신호들의 차단을 통해 신경계의 활동을 조절함으로써, 서로 다른 여러 목표들이 달성될 수 있다. 운동 뉴런들은 적절한 시간에 자극되어 근육의 수축을 유발할 수 있다. 감각 뉴런들은 예컨대 통증을 완화하도록 차단되거나 예컨대 환자에게 신호를 제공하도록 자극될 수 있다. 다른 예들에서, 심박수 및 혈압과 같은 다양한 무의식적 생리 매개변수들을 조절하기 위해 자율신경계의 조절이 사용될 수 있다. 신경 조절은 여러 질병 또는 생리적 상태를 치료할 기회를 제공할 수 있으며, 이하 그 예들을 상세히 설명한다.
신경 조절이 적용될 수 있는 상태들 중에는 코골이 및 폐쇄성 수면 무호흡증(OSA)과 같은 수면 관련 호흡 장애들이 있다. 폐쇄성 수면 무호흡증은 수면 중 상기도의 부분적 또는 완전한 폐색의 반복 증상을 특징으로 하는 호흡기 질환이다. 폐쇄성 수면 무호흡증이 없는 사람의 수면 중에는, 수면 중 인두 근육들은 이완되어 점차 내려앉아, 기도를 좁아지게 한다. 기도 협착은 혈액 내의 CO2 레벨의 상승을 유발하면서 수면자의 호흡의 효율성을 제한한다. CO2 증가는 인두 근육 수축을 초래하여 적절한 호흡을 되찾도록 기도를 개방한다. 상기도 팽창을 초래하는 최대의 인두 근육은 혀의 여러 상이한 근육 중 하나인 턱설근이다. 턱설근은 혀의 전진 운동 및 전방 인두벽의 경직의 원인이 된다. 폐쇄성 수면 무호흡증이 있는 환자들의 경우, 턱설근의 신경근 활동이 정상인에 비해 감소되고, 이는 정상인에 비해 기도를 개방하기에 불충분한 반응과 수축의 원인이 된다. 이러한 반응의 부족은 부분적 또는 전체적 기도 폐색의 원인이 되며, 수면자의 호흡의 효율성을 상당히 제한한다. 폐쇄성 수면 무호흡증이 있는 환자들의 경우, 밤중에 수 차례의 기도 폐색이 자주 있다. 폐색 때문에, 혈액 내의 산소 레벨의 점진적인 감소(저산소혈증)가 있다. 저산소혈증은 뇌파(EEG)에 의해 기록될 수 있는 야간 각성으로 이어지며, 뇌가 수면의 임의의 단계로부터 깨어 단시간의 각성 상태로 되는 것을 나타낸다. 각성 중에는, 기도 폐색을 해소하는 의식적인 호흡 또는 헐떡거림이 있다. 에피네프린 및 노르아드레날린과 같은 호르몬들의 방출을 통한 교감신경계 긴장 활동도의 증가는 저산소혈증에 대한 반응으로서 종종 발생하기도 한다. 교감신경계 긴장 증가의 결과로서, 더 많은 혈액을 공급하고 혈압과 심박수를 높이기 위한 시도로 심장이 확장되어 환자를 더욱 각성시킨다. 무호흡증의 해소 후에, 환자가 수면 상태로 되돌아옴에 따라, 기도가 다시 내려앉고, 추가의 각성들로 이어진다.
반복되는 저산소혈증과 함께 이러한 반복되는 각성들은 환자의 수면을 빼앗고, 이는 주간의 졸음으로 이어져 인지 기능을 악화시킨다. 심각한 환자들의 경우 이런 사이클 자체가 하룻밤에 수백 회까지 반복될 수 있다. 따라서, 야간의 교감신경계 긴장의 반복적인 변동 및 혈압의 상승은 하루 종일 고혈압으로 진전된다. 이후, 고혈압과 심박수 증가는 다른 질병을 유발할 수 있다.
환자들의 코골이는 흔히 기도가 부분적으로 폐색된 결과이다. 일부 환자들은 수면중의 후속 각성을 유발할 만큼 충분히 크지는 않은 부분적인 폐색을 수반하는 정도로 인두 근육들의 이완을 겪는다. 인두 근육들이 기도를 이완하여 좁힐 경우, 공기는 비슷한 체적 유량을 유지하기 위해 더 높은 속도로 기도를 통과해야 한다. 더 높은 속도의 흐름은 난류가 될 개연성이 더 높다. 이러한 난류는 기도의 조직 구조에서 진동을 유발하여, 가청 코골이 효과를 생성할 수 있다. 코골이는 환자들과 주위의 사람들 모두에 여러 가지 악영향을 미칠 수 있다. 코골이는 호흡 저하, 혈액의 산소 레벨이 감소되는 상태로 이어져 더 얕은 덜 편안한 수면을 초래할 수 있다. 코골이는 뇌졸중과 경동맥의 아테롬성 동맥경화의 위험 증대와 관련될 수도 있다. 또한, 코골이는 환자 주위의 사람들의 수면에 해가 될 수 있다.
코골이와 폐쇄성 수면 무호흡증 모두를 치료하기 위한 노력들은 지속적 기도 양압(CPAP) 치료를 포함하며, 이는 기도를 개방된 상태로 유지하기 위해 콧구멍 내로 공기가 불어 넣어지는 마스크를 환자에게 착용할 것을 요구한다. 다른 치료 방법들은 구조적 지지, 기관절개, 또는 조직 제거를 제공하기 위한 부드러운 입천장 내의 강체 삽입물 이식을 포함한다.
신경 조절이 적용될 수 있는 다른 상태는 편두통의 발생이다. 머리의 통각은 후두신경, 구체적으로는 대후두신경, 및 3차 신경을 통해 뇌로 전달된다. 환자가 두통을 느끼는 경우, 예를 들어 편두통 중에는, 이들 신경의 억제가 통각을 줄이거나 제거하는 역할을 할 수 있다.
신경 조절은 고혈압에도 적용될 수 있다. 신체 내의 혈압은 다수의 피드백 메커니즘을 통해 조절된다. 예를 들어, 경동맥의 경동맥소체 내의 압수용체들은 경동맥 내의 혈압 변화에 민감하다. 압수용체들은 혈압 상승 시 설인 신경을 통해 뇌로 보내지는 신호들을 생성하며, 신체 조절 시스템을 활성화하여, 예컨대 심박수 변화 및 혈관확장/혈관수축을 통해, 혈압을 낮추도록 뇌에 신호를 보낸다. 반대로, 신장 동맥 상 부교감 신경 섬유 및 신장 동맥 주위의 부교감 신경 섬유는 염저류 및 앤지오텐신의 방출과 같은 혈압 상승 조치를 개시하도록 신장으로 보내지는 신호들을 생성한다. 이들 신경 조절은 혈압에 대한 일부의 외적 제어를 가하는 능력을 제공할 수 있다.
전술한 사항은 신경 조절이 이로울 수 있는 상태들의 몇몇 예들에 불과하지만, 이하에서 설명되는 본 발명의 실시예들이 반드시 상기 설명된 상태들만을 치료하는 것으로 한정되는 것은 아니다.
일부의 실시예들은 임플란트 유닛 이송 도구를 포함한다. 임플란트 유닛 이송 도구는, 본체, 본체의 원위 단부에 배치되고 임플란트 유닛을 지지하도록 이루어진 홀더, 및 전원으로부터 전력을 받도록 구성되고, 상기 본체에 결합되는 임플란트 작동기를 포함한다. 임플란트 작동기는, 환자의 신체 내로 임플란트 유닛을 이식하는 동안 전원으로부터 임플란트 유닛에 전원을 선택적으로 무선 전송하여 환자의 신체 내에서 적어도 하나의 신경에 대한 조절을 유발하고, 전원으로부터 임플란트 유닛에 전력을 선택적으로 무선 전송한 결과로 나타나는 신경 조절 반응의 정도를 판별하도록 구성될 수 있다.
본 발명의 추가적 특징들은 이하의 상세한 설명에서 부분적으로 설명될 것이고, 상세한 설명으로부터 부분적으로 명확해질 것이며, 개시된 실시예들의 실시에 의해 알 수 있을 것이다.
전술한 일반적인 설명 및 다음의 상세한 설명은 단지 예시적이고 설명을 위한 것이며, 청구된 바와 같은 본 발명을 제한하는 것이 아닌 것으로 이해되어야 한다.
본 명세서에 포함되고 본 명세서의 일부를 구성하는 첨부 도면들은, 상세한 설명과 함께, 본 발명의 여러 실시예들을 도시하고, 본원에 개시된 실시예들의 원리를 설명하는 역할을 한다.
도 1은 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 개략적으로 도시한다.
도 2는 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛과 함께 환자의 부분 단면 측면도이다.
도 3은 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 포함하는 시스템을 개략적으로 도시한다.
도 4는 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛의 평면도이다.
도 5a 및 도 5b는 본 발명의 예시적인 실시예들에 따른 임플란트 유닛의 대안적 실시예들의 평면도이다.
도 6은 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛의 회로를 도시한다.
도 7은 개시된 예시적인 일 실시예에 따라, 기능 결합으로서 에너지 전달을 결정하는 데 사용될 수 있는 양들의 그래프를 도시한다.
도 8a는 신경의 길이 방향에 실질적으로 평행한 전기장선들을 갖는 전기장의 생성을 촉진하기 위해 신경의 길이 방향을 따라 서로 이격된 한 쌍의 전극을 도시한다.
도 8b는 전극들이 신경의 적어도 일부의 길이 방향으로 서로 이격된 일 실시예를 도시한다.
도 8c는 전극들이 신경의 횡 방향으로 서로 이격된 상태를 도시한다.
도 9는 생성된 전기장의 형상에 미치는 전극 구성의 영향을 도시한다.
도 10은 임플란트 유닛의 일 실시예의 추가적 특징들을 도시한다.
도 11은 혀 및 관련되는 근육들 및 신경들의 해부학적 구조를 도시한다.
도 12는 임플란트 유닛의 예시적인 이식 위치를 도시한다.
도 13a 내지 도 13c는 이송 도구의 다양한 양태들을 도시한다.
도 14a 내지 도 14c는 이송 도구의 다양한 양태들을 도시한다.
도 15는 이송 도구의 임플란트 홀더 부위의 특징들을 도시한다.
첨부 도면에 예들이 도시되어 있는 본 발명의 예시적인 실시예들을 이하 참조한다. 가능한 한, 동일 또는 유사한 부분들을 참조하기 위해서는 도면 전체에 걸쳐 동일한 참조 번호들이 사용될 것이다.
본 발명의 실시예들은 일반적으로 에너지의 전달을 통해 신경을 조절하는 장치에 관한 것이다. 신경 조절, 또는 신경의 조절은 중추 신경계, 말초 신경계, 또는 자율 신경계에서의, 전기적 또는 화학적 활동의, 억제(예컨대, 차단), 자극, 조절, 조정, 또는 치료상의 변경을 포함한다. 신경 조절은 신경 자극의 형태를 취할 수 있는데, 이는 신경을 활성화하기에 충분한 전압 변화를 생성하거나 그 자신의 전기적 신호를 전달하도록 신경에 에너지를 제공하는 것을 포함할 수 있다. 신경 조절은 신경 억제의 형태를 취할 수도 있는데, 이는 신경이 전기적 신호를 전달하지 못하도록 충분한 에너지를 신경에 제공하는 것을 포함할 수 있다. 신경 억제는 에너지의 일정한 인가를 통해 수행될 수 있고, 인가 후 한동안 신경의 기능을 억제하기에 충분한 에너지의 인가를 통해 수행될 수도 있다. 다른 형태의 신경 조절은 신경의 기능을 수정함으로써, 민감도의 정도를 높이거나 낮출 수 있다. 본원에서 언급된 바와 같이, 신경 조절은 전체 신경 조절 및/또는 한 신경의 일부의 조절을 포함할 수 있다. 예를 들어, 운동 뉴런의 조절은 에너지가 인가되는 위치의 원위에 있는 뉴런의 부분들에만 영향을 미치도록 수행될 수 있다.
수면 호흡 장애를 겪고 있는 환자들에 있어서, 예를 들어, 신경 자극의 주요 목표 반응은, 환자의 기도를 차단하지 않는 위치로 혀를 이동시키기 위해, 혀 근육(예컨대, 근육)의 수축을 포함할 수 있다. 편두통의 치료에서, 통증의 감각을 줄이거나 제거하기 위해 신경 억제가 이용될 수 있다. 고혈압의 치료에서, 혈압을 조절하도록 신체에 의해 생성된 신경 신호들을 증가, 감소, 제거, 또는 달리 변경하기 위해 신경 조절이 이용될 수 있다.
본 발명의 실시예들이 특수한 상태의 환자들에 사용하기 위해 개시될 수 있지만, 이런 실시예들은 신경 조절이 요구될 수 있는 임의의 환자/신체의 일부와 관련하여 사용될 수 있다. 즉, 수면 호흡 장애, 편두통, 또는 고혈압이 있는 환자들에 사용하는 것 외에도, 본 발명의 실시예들은, 심부 뇌 자극(예컨대, 간질, 파킨슨병, 및 우울증의 치료), 심장 박동 조율, 위 근육 자극(예컨대, 비만의 치료), 허리 통증, 실금, 월경 통증, 및/또는 신경 조절에 의해 영향을 받을 수 있는 임의의 다른 상태를 포함한 많은 다른 영역에서 사용될 수 있지만, 이들로 한정되는 것은 아니다.
도 1은 본 발명의 예시적인 실시예에 따른 임플란트 유닛 및 외부 유닛을 도시한다. 임플란트 유닛(110)은 신경(115)을 조절할 수 있는 위치에서 환자에 이식되도록 구성될 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 중간 조직(111)이 임플란트 유닛(110)과 신경(115) 사이에 존재하도록 환자 내에 위치할 수 있다. 중간 조직은 근육 조직, 결합 조직, 기관 조직, 또는 임의의 다른 형태의 생리 조직을 포함할 수 있다. 따라서, 임플란트 유닛(110)의 위치는 효과적인 신경 조절을 위해 신경(115)과의 접촉을 필요로 하지 않는다. 임플란트 유닛(110)은, 어떤 중간 조직(111)도 존재하지 않도록 신경(115)에 바로 인접하여 위치할 수도 있다.
수면 호흡 장애를 치료하는 데 있어서, 임플란트 유닛(110)은 환자의 턱설근 상에 위치할 수 있다. 이러한 위치는 가지들이 턱설근 내부에 뻗어 있는 설하 신경 조절에 적합하다. 임플란트 유닛(110)은 다른 위치에 배치되도록 구성될 수도 있다. 예를 들면, 편두통 치료는, 대후두신경 및/또는 3차 신경을 조절하기 위해, 환자의 머리 선 부근의 목 뒷부분, 또는 환자의 귀 뒤에 피하 이식을 필요로 할 수 있다. 고혈압 치료는, (부교감 신장 신경들을 조절하기 위해) 신장 동맥 또는 신장 정맥 내부에, (경동맥 압수용체들을 통해 설인 신경을 조절하기 위해) 경동맥 또는 경정맥 내부에, 일측 또는 양측으로, 신경 조절 임플란트의 혈관 내 이식을 필요로 할 수 있다. 대안적으로 또는 추가적으로, 고혈압 치료는, 예컨대 설인 신경을 직접 조절하기 위해, 귀 뒤 또는 목에 신경 조절 임플란트의 피하 이식을 필요로 할 수 있다.
외부 유닛(120)은 환자의 피부(112)에 바로 접촉하거나 근접하여 환자의 외부에 위치하도록 구성될 수 있다. 외부 유닛(120)은, 예컨대 환자의 피부(112)에 부착하여, 또는 외부 유닛(120)을 제자리에 유지하도록 구성된 띠나 다른 장치를 통해, 환자에게 고정되도록 구성될 수 있다. 임플란트 유닛(110)의 위치 부근에 외부 유닛이 있도록 외부 유닛(120)을 피부에 부착할 수 있다.
도 2는 수면 호흡 장애가 있는 환자(100)에 있어서 에너지를 전달하기 위한 신경 조절 시스템의 예시적인 일 실시예를 도시한다. 시스템은, 환자의 외부에의 위치하도록 구성될 수 있는 외부 유닛(120)을 포함할 수 있다. 도 2에 도시된 바와 같이, 외부 유닛(120)은 환자(100)에게 고정되도록 구성될 수 있다. 도 2는, 수면 호흡 장애가 있는 환자(100)에 있어서 외부 유닛(120)이 환자의 턱 아래 및/또는 환자의 목 앞에 배치되도록 구성될 수 있는 것을 도시한다. 배치 위치들의 적합성은 이하에서 더욱 상세히 설명되는 외부 유닛(120)과 임플란트 유닛(110) 사이의 통신에 의해 결정될 수 있다. 다른 실시예들에서, 수면 호흡 장애 이외의 다른 상태들의 치료를 위해, 외부 유닛은 환자에 적절한 모든 부위, 예컨대, 편두통 치료 임플란트 유닛과의 통신을 위해 환자 목의 뒷부분, 위 조절 임플란트 유닛과의 통신을 위해 환자 복부의 외부, 신장 동맥 조절 임플란트 유닛과의 통신을 위해 환자의 등, 및/또는 특정한 적용의 요건에 따라 환자 피부 상의 기타 임의의 적절한 외부 위치에, 고정되도록 구성될 수 있다.
외부 유닛(120)은 또한 환자에 근접한 다른 위치에 고정되도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 일 실시예에서, 외부 유닛은, 환자의 신체 일부를 감싸도록 구성될 수 있는 끈 또는 띠에 고정 부착되거나 분리 가능하게 부착되도록 구성될 수 있다. 대안적으로, 또는 추가적으로, 외부 유닛은 그런 위치에 부착되지 않고 환자 신체 외부의 원하는 위치에 있도록 구성될 수 있다.
외부 유닛(120)은 하우징을 포함할 수 있다. 하우징은 구성요소들을 유지하도록 구성된 임의의 적절한 용기를 포함할 수 있다. 또한, 외부 유닛이 도 2에 개략적으로 도시되어 있지만, 하우징은 임의의 적절한 크기 및/또는 형상일 수 있고 강성 또는 가요성일 수 있다. 외부 유닛(100)용 하우징들의 비제한적인 예들은, 다양한 형상 및 크기를 가지고 임의의 적절한 재료로 구성된, 하나 이상의 패치, 버튼, 또는 기타 용기를 포함한다. 일 실시예에서, 예를 들어 하우징은, 외부 유닛이 원하는 위치에 부합하게 구성될 수 있도록 가요성 재료를 포함할 수 있다. 예를 들면, 도 2에 도시된 바와 같이, 외부 유닛은 피부 패치를 포함할 수 있고, 이 피부 패치는 다시 가요성 물질을 포함할 수 있다. 가요성 물질의 재료는 플라스틱, 실리콘, 천연 직물, 및 기타의 적절한 중합체들, 공중합체들, 및 이들의 조합들을 포함할 수 있지만, 이들로 한정되는 것은 아니다. 외부 유닛(120)의 모든 부위는 특정한 적용 요건들에 따라 가요성 또는 강성일 수 있다.
앞서 설명된 바와 같이, 일부 실시예들에서, 외부 유닛(120)은 원하는 위치에 부착되도록 구성될 수 있다. 따라서, 일부 실시예들에서, 하우징의 적어도 일측은 접착 재료를 포함할 수 있다. 접착 재료는 생체 적합성 재료를 포함할 수 있고, 환자가 외부 유닛을 원하는 위치에 부착하고 사용의 완료 시에 외부 유닛을 제거할 수 있도록 할 수 있다. 접착제는 외부 유닛을 일 회 또는 여러 회 사용하도록 구성될 수 있다. 적절한 접착 재료들은 생체 적합성 접착제, 전분, 탄성 중합체, 열가소성 수지, 및 에멀전을 포함할 수 있지만, 이들로 한정되는 것은 아니다.
도 3은 외부 유닛(120)과 임플란트 유닛(110)을 포함하는 시스템을 개략적으로 도시한다. 일부 실시예들에서, 내부 유닛(110)은 환자의 신체 내로 이식될 유닛으로서 구성될 수 있고, 외부 유닛(120)은 임플란트 유닛(110)에 신호들을 송신 하고/하거나 임플란트 유닛(110)으로부터 신호들을 수신하도록 구성될 수 있다.
도 3에 도시된 바와 같이, 다양한 구성요소들이 외부 유닛(120)의 하우징 내에 포함될 수 있거나 또는 외부 유닛(120)에 달리 결합될 수 있다. 도 3에 도시된 바와 같이, 적어도 하나의 프로세서(144)가 외부 유닛(120)에 결합될 수 있다. 예를 들면, 적어도 하나의 프로세서(144)는 외부 유닛(120)의 하우징 내에 위치할 수 있다. 대안적인 실시예들에서, 적어도 하나의 프로세서는 하우징의 외부 위치로부터 외부 유닛과 유선 또는 무선 통신하도록 구성될 수 있다.
적어도 하나의 프로세서는 적어도 하나의 입력 변수에 대해 논리 연산을 수행하도록 구성될 수 있는 임의의 전기회로를 포함할 수 있다. 그러므로, 적어도 하나의 프로세서는 하나 이상의 집적 회로, 마이크로 칩, 마이크로 컨트롤러, 및 마이크로 프로세서를 포함할 수 있고, 이들은 중앙 처리 유닛(CPU), 디지털 신호 프로세서(DSP), 현장 프로그램 가능 게이트 어레이(FPGA), 또는 명령들을 실행하거나 논리 연산들을 수행하기에 적합할 수 있는 당업자에게 공지된 기타 임의의 회로의 전부 또는 일부일 수 있다.
도 3은 외부 유닛(120)이 전원(140)에 추가로 결합될 수 있는 것을 도시한다. 전원은 외부 유닛에 대한 외부 위치에서 외부 유닛에 분리 가능하게 결합될 수 있다. 대안적으로, 도 3에 도시된 바와 같이, 전원(140)은 외부 유닛(120) 내의 위치에 영구적으로 또는 분리 가능하게 결합될 수 있다. 전원은 프로세서와 전기 통신이 되도록 구성된 임의의 적절한 전원을 더 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 예를 들어 전원은 배터리를 포함할 수 있다.
전원은 외부 유닛 내의 다양한 구성요소들에 전력을 공급하도록 구성될 수 있다. 도 3에 도시된 바와 같이, 전원(140)은 프로세서(144)에 전력을 공급하도록 구성될 수 있다. 또한, 전원(140)은 신호 공급원(142)에 전력을 공급하도록 구성될 수 있다. 신호 공급원(142)은 프로세서(144)와 통신할 수 있고, 신호(예컨대, 정현파 신호, 구형파, 삼각파, 마이크로파, 무선주파수(RF) 신호, 또는 임의의 다른 형태의 전자기 신호)를 생성하도록 구성된 임의의 장치를 포함할 수 있다. 신호 공급원(142)은 교류 전류(AC) 신호들 및/또는 직류 전류(DC) 신호들을 생성하도록 구성될 수 있는 파형 발생기를 포함할 수 있지만, 이들로 한정되는 것은 아니다. 일 실시예에서, 예를 들면, 신호 공급원(142)은 하나 이상의 다른 구성요소에 전송하기 위한 교류 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 신호 공급원(142)은 임의의 적절한 주파수를 갖는 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 일부 실시예들에서, 신호 공급원(142)은 약 6.5 MHz 내지 약 13.6 MHz의 주파수를 갖는 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 추가 실시예들에서, 신호 공급원(142)은 약 7.4 내지 약 8.8 MHz의 주파수를 갖는 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 다른 실시예들에서, 신호 공급원(142)은 90 kHz의 낮은 주파수 또는 28 MHz의 높은 주파수를 갖는 신호를 생성할 수 있다.
신호 공급원(142)은 증폭기(146)와 직접적으로 또는 간접적으로 전기 통신하도록 구성될 수 있다. 증폭기는 신호 공급원(142)으로부터 생성된 하나 이상의 신호를 증폭시키도록 구성된 임의의 적절한 장치를 포함할 수 있다. 증폭기(146)는, 예컨대 트랜지스터 기반의 장치들, 연산 증폭기들, RF 증폭기들, 전력 증폭기들, 또는 신호의 게인과 관련된 하나 이상의 양상을 증가시킬 수 있는 임의의 다른 종류의 장치를 포함하여, 하나 이상의 다양한 종류의 증폭 장치를 포함할 수 있다. 증폭기는 또한 증폭된 신호들을 외부 유닛(120) 내의 하나 이상의 구성요소에 출력하도록 구성될 수 있다.
외부 유닛은 제1 안테나(150)을 추가로 포함할 수 있다. 제1 안테나는 외부 유닛(120) 내 회로의 일부로서 구성될 수 있고, 외부 유닛(120)의 다양한 구성요소에 직접적으로 또는 간접적으로 결합될 수 있다. 예를 들어, 도 3에 도시된 바와 같이, 제1 안테나(150)는 증폭기(146)와 통신하도록 구성될 수 있다.
제1 안테나는 전자기장을 생성하도록 구성될 수 있는 임의의 전도성 구조물을 포함할 수 있다. 제1 안테나는 또한 임의의 적절한 크기, 형상, 및/또는 구성을 가질 수 있다. 크기, 형상, 및/또는 구성은 환자의 사이즈, 임플란트 유닛의 배치 위치, 임플란트 유닛의 크기 및/또는 형상, 신경을 조절하는 데 필요한 에너지의 양, 조절될 신경의 위치, 임플란트 유닛 상에 존재하는 수신 전자기기의 종류 등에 의해 결정될 수 있다. 제1 안테나는, 신호들을 송신 및/또는 수신하도록 구성될 수 있는, 당업자에게 공지된 임의의 적절한 안테나를 포함할 수 있다. 적절한 안테나들은 장도파 안테나, 패치 안테나, 헬리컬 안테나 등을 포함할 수 있지만 이들로 한정되는 것은 아니다. 일 실시예에서, 예를 들어, 도 3에 도시된 바와 같이, 제1 안테나(50)는 코일 안테나를 포함할 수 있다. 이러한 코일 안테나는 임의의 적절한 전도성 재료로 만들어질 수 있고, 전도성 코일들의 임의의 적절한 배치(예컨대, 직경, 코일 개수, 코일의 레이아웃 등)를 포함하도록 구성될 수 있다. 제1 안테나(150)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 1 cm 내지 10 cm의 직경을 가질 수 있고, 원형 또는 타원형일 수 있다. 일부 실시예들에서, 코일 안테나는 5 cm 내지 7 cm의 직경을 가질 수 있고, 타원형일 수 있다. 제1 안테나(150)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 임의의 권선 수, 예컨대 4, 8, 12 또는 그 이상의 권선 수를 가질 수 있다. 제1 안테나(150)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 0.1 mm 내지 2 mm의 와이어 직경을 가질 수 있다. 이들 안테나 매개변수는 예시적인 것일 뿐이며, 적절한 결과들을 달성하기 위해 주어진 범위 초과 또는 미만으로 조절될 수 있다.
언급한 바와 같이, 임플란트 유닛(110)은 환자 신체 내(예컨대, 환자 피부 밑)에 이식되도록 구성될 수 있다. 도 2는 임플란트 유닛(110)이 환자의 혀(130) 근육과 관련된 신경의 조절을 위해 이식되도록 구성될 수 있는 것을 도시한다. 환자의 혀(130) 근육과 관련된 신경을 조절하는 것은 근육 수축을 유발할 자극을 포함할 수 있다. 다른 실시예들에서, 임플란트 유닛은 조절하고자 하는 임의의 신경과 관련하여 배치되도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 후두신경, 대후두신경, 및/또는 3차 신경의 조절은 머리의 통각 치료, 예컨대 편두통으로부터의 치료에 유용할 수 있다. 신장 동맥 상 및 그 주위의 부교감 신경 섬유(즉, 신장 신경), 미주 신경, 및/또는 설인 신경 조절은 고혈압을 치료하는 데 유용할 수 있다. 또한, 운동 뉴런들, 감각 뉴런들, 교감신경 뉴런들 및 부교감신경 뉴런들을 포함하는, (척추 및 두개골 모두의) 말초 신경계의 임의의 신경을 조절하여 원하는 효과를 얻을 수 있다.
임플란트 유닛(110)은 환자의 신체 내로의 이식에 적합한 임의의 재료들로 형성될 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은 가요성, 생체 적합성 재료를 포함하는 가요성 캐리어(161)(도 4)를 포함할 수 있다. 이러한 재료들은, 예컨대, 실리콘, 폴리이미드, 페닐트리메톡시실란(PTMS), 폴리메틸 메타크릴레이트(PMMA), 파릴렌 C, 폴리이미드, 액상 폴리이미드, 라미네이트된 폴리이미드, 흑색 에폭시, 폴리에테르 에테르 케톤(PEEK), 액정 폴리머(LCP), 캡톤 등을 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 또한 금, 백금, 티타늄, 또는 기타 임의의 생체 적합성 전도성 재료 또는 재료들의 조합과 같은 전도성 재료들을 포함한 회로를 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110) 및 가요성 캐리어(161)는 또한 환자의 피부 아래에 이식하기에 적합한 두께로 제작될 수 있다. 임플란트(110)는 약 4 mm 미만 또는 약 2 mm 미만의 두께를 가질 수 있다.
임플란트 유닛 내에 포함되거나 또는 임플란트 유닛에 달리 결합될 수 있는 다른 구성요소들이 도 3에 도시되어 있다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110)은 가요성 캐리어(161) 상에 장착되거나 그와 일체로 된 제2 안테나를 포함할 수 있다. 제1 안테나와 유사하게, 제2 안테나는, 신호들을 송신 및/또는 수신하도록 구성될 수 있는, 당업자에게 공지된 임의의 적절한 안테나를 포함할 수 있다. 제2 안테나는 임의의 적절한 크기, 형상, 및/또는 구성을 포함할 수 있다. 크기, 형상, 및/또는 구성은 환자의 사이즈, 임플란트 유닛의 배치 위치, 신경을 조절하는 데 필요한 에너지의 양 등에 의해 결정될 수 있다. 적절한 안테나들은 장도파 안테나, 패치 안테나, 헬리컬 안테나 등을 포함할 수 있지만, 이들로 한정되는 것은 아니다. 일부 실시예들에서, 예를 들어, 제2 안테나(152)는 원형의 형상(또한 도 4 참조) 또는 타원 형상을 가지는 코일 안테나를 포함할 수 있다. 이러한 코일 안테나는 임의의 적절한 전도성 재료로 만들어질 수 있고, 전도성 코일들의 임의의 적절한 배치(예컨대, 직경, 코일 개수, 코일의 레이아웃 등)를 포함하도록 구성될 수 있다. 제2 안테나(152)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 5 mm 내지 30 mm의 직경을 가질 수 있고, 원형 또는 타원형일 수 있다. 제2 안테나(152)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 임의의 권선 수, 예컨대 4, 15, 20, 30 또는 50의 권선 수를 가질 수 있다. 제2 안테나(152)로서 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 0.01 mm 내지 1 mm의 와이어 직경을 가질 수 있다. 이들 안테나 매개변수는 예시적인 것일 뿐이며, 적절한 결과들을 달성하기 위해 주어진 범위 초과 또는 미만으로 조절될 수 있다.
임플란트 유닛(110)은 전기장을 발생시키는 복수의 임플란트 전극들(158a, 158b)을 추가로 포함할 수 있다. 이들 전극은, 환자의 신체 내에서 전기장을 생성하도록 구성될 수 있는 한, 임플란트 유닛 상에서 임의의 적절한 형상 및/또는 방향을 포함할 수 있다. 임플란트 전극들(158a, 158b)은 또한 임의의 적절한 전도성 재료(예컨대, 동, 은, 금, 백금, 이리듐, 백금-이리듐, 백금-금, 전도성 폴리머 등), 또는 전도성 (및/또는 귀금속) 재료들의 조합들을 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 예를 들어, 전극들은 단선 전극들, 원형 전극들, 및/또는 원형 전극 쌍들을 포함할 수 있다. 도 4에 도시된 바와 같이, 전극들(158a, 158b)은 긴 암(162)의 제1 연장부(162a) 일단 상에 위치할 수 있다. 그러나, 전극들은 임플란트 유닛(110)의 임의의 부분 상에 위치할 수 있다. 또한, 임플란트 유닛(110)은, 예컨대 도 5에 도시된 바와 같이, 예컨대 긴 암(162)의 제1 연장부(162a) 및 제2 연장부(162b) 모두의 일단 상의, 복수의 위치에 위치하는 전극들을 포함할 수 있다. 긴 암(162)의 두 연장부 상에 전극들을 배치하면, 이하에서 더 설명되는 바와 같이, 양방향의 설하 신경 자극을 가능하게 할 수 있다. 임플란트 전극들은 약 200 nm 내지 1 mm의 두께를 가질 수 있다. 양극 및 음극 전극 쌍들은 약 0.2 mm 내지 25 mm의 거리만큼 이격될 수 있다. 추가의 실시예들에서, 양극 및 음극 전극 쌍들은 약 1 mm 내지 10 mm, 또는 4 mm 내지 7 mm의 거리만큼 이격될 수 있다. 인접한 양극들 또는 인접한 음극들은 0.001 mm 이하의 짧은 거리, 또는 25 mm 이상의 긴 거리만큼 이격될 수 있다. 일부 실시예들에서, 인접한 양극들 또는 인접한 음극들은 0.2 mm 내지 1 mm의 거리만큼 이격될 수 있다.
도 4는 임플란트 유닛(110)의 예시적인 일 구성의 개략도를 제공한다. 도 4에 도시된 바와 같이, 일 실시예에서, 전기장을 발생시키는 전극들(158a 및 158b)은, 가요성 캐리어(161)에 제공되는, 한 세트의 전극은 양극을 제공하고 나머지 세트의 전극은 음극을 제공하는 두 세트의 4개의 원형 전극을 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 임플란트 유닛(110)을 환자의 신체 내로 용이하게 이식하기 위해 하나 이상의 구조적 요소를 포함할 수 있다. 이러한 요소들은, 예컨대, 환자의 신체 내에서 원하는 방향으로 임플란트 유닛(110)의 정렬을 용이하게 하고 신체 내에서 임플란트 유닛(110)을 고정하기 위한 부착 지점들을 제공하는, 긴 암들, 봉합 구멍들, 수술용 중합체 메쉬, 생물학적 접착제, 조직에 고정되기 위해 돌출된 가요성 캐리어의 스파이크들, 이와 동일한 목적을 위한 추가의 생체 적합성 재료의 스파이크들 등을 포함할 수 있다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은 제1 연장부(162a) 및 선택적 제2 연장부(162b)를 가지는 긴 암(162)을 포함할 수 있다. 연장부들(162a 및 162b)은 특정한 근육(예컨대, 턱설근), 환자의 신체 내의 신경, 또는 신경 위의 신체 내 표면에 대해 임플란트 유닛(110)을 배향하는 데 도움이 될 수 있다. 예를 들어, 제1 및 제2 연장부(162a, 162b)는 임플란트 유닛이 환자의 피부 아래의 연질 또는 경질 조직(예컨대, 신경, 뼈, 또는 근육 등) 주위에 적어도 부분적으로 부합할 수 있도록 구성될 수 있다. 또한, 임플란트 유닛(110)은 가요성 캐리어(161) 상의 어느 곳에든 위치하는 하나 이상의 봉합 구멍(160)을 포함할 수도 있다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 봉합 구멍(160)들은 긴 암(162)의 제2 연장부(162b) 및/또는 긴 암(162)의 제1 연장부(162a) 상에 배치될 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 다양한 형상으로 구성될 수 있다. 추가적으로, 또는 대안적으로, 임플란트 유닛(110)은, 도 10에 대해 이하에서 더욱 상세히 설명되는, 수술용 메쉬(1050) 또는 다른 관통 가능한 재료를 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 유닛은 실질적으로 도 4에 도시된 바와 같이 나타날 수 있다. 다른 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은 제2 연장부(162b)와 같은 도시된 구조물들이 없거나, 상이한 방향의 추가적이거나 상이한 구조물들을 가질 수 있다. 추가적으로, 임플란트 유닛(110)에는 도 4에 도시된 날개 달린 형상에 대한 대안으로서 일반적으로 삼각형, 원형, 또는 직사각형의 형상으로 형성될 수 있다. 일부 실시예들에서, (예컨대, 도 4에 도시된 바와 같은) 임플란트 유닛(110)의 형상은 조절될 특정한 신경에 대해 임플란트 유닛(110)의 배향을 용이하게 할 수 있다. 따라서, 신체의 서로 다른 부위들에서 이식을 용이하게 하기 위해 규칙적이거나 불규칙한 다른 형상이 채택될 수 있다.
도 4에 도시된 바와 같이, 제2 안테나(152) 및 전극들(158a, 158b)은 가요성 캐리어(161) 상에 장착되거나 가요성 캐리어와 일체로 형성될 수 있다. (이하에서 더 설명되는) 다양한 회로 구성요소들 및 연결 와이어들은 제2 안테나를 임플란트 전극들(158a, 158b)과 연결하는 데 사용될 수 있다. 환자 신체 내의 환경으로부터 안테나, 전극들, 회로 구성요소들, 및 연결 와이어들을 보호하기 위해, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 유닛(110)을 밀봉하는 보호 코팅을 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 보호 코팅은 가요성 캐리어(161)와 함께 휘어질 수 있도록 가요성 재료로 만들어질 수 있다. 보호 코팅의 밀봉 재료는 또한 습기 침투에 강하고 부식 방지될 수 있다. 일부 실시예들에서, 보호 코팅은, 상이한 층들에 상이한 재료들 또는 재료의 조합들을 포함하는, 복수의 층을 포함할 수 있다.
일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)에 포함된 회로 구성요소들의 전부 또는 일부는 세라믹 하우징 내에 수용될 수 있다. 이러한 하우징은 세라믹 클램셸일 수 있고, 금 또는 티타늄과 같은 생체 적합성 금속으로 폐쇄 용접될 수 있다. 세라믹 하우징은 신체 내의 환경으로부터 임플란트 유닛(110)의 구성요소들을 보호할 수 있다. 세라믹 하우징은, 위에서 설명된 바와 같이, 임플란트 유닛(110)의 나머지를 밀봉하는 데 사용되는 재료로 더 밀봉될 수 있다.
도 5a는 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛(110)의 대안적 실시예의 투시도이다. 도 5a에 도시된 바와 같이, 임플란트 유닛(110)은, 예컨대 제1 연장부(162a) 및 제2 연장부(162b)의 단부들에 위치하는 복수의 전극을 포함할 수 있다. 도 5a는 임플란트 전극들(158a 및 158b)이 단선 전극들을 포함하는 실시예를 도시한다.
도 5b는 본 발명의 예시적인 일 실시예에 따른 임플란트 유닛(810)의 다른 대안적 실시예를 도시한다. 임플란트 유닛(810)은 회로(880)가 제2 안테나(852)와 수직 정렬되어 위치하도록 구성되어 있다. 임플란트 유닛(810)은 제1 연장부(162a)와 제2 연장부(162b)를 포함할 수 있고, 이들 연장부 중 적어도 하나는 전극들(158a 및 158b)을 수용한다.
또한 밀봉된 수술용 메쉬(1050)가 도 10에 도시되어 있다. 수술용 메쉬(1050)는 이식 중에 임플란트 유닛(110)을 제자리에 봉합할 때 외과 의사들이 사용하도록 더 넓은 목표 면적을 제공할 수 있다. 수술용 메쉬(1050) 전체는 제1 캡슐(1021)에 의해 밀봉될 수 있고, 외과 의사가 임플란트 유닛(110)의 완전성을 손상시키지 않고 메쉬의 어느 부분을 통해서도 바늘을 통과시킬 수 있게 한다. 수술용 메쉬(1050)는 추가적으로 봉합 구멍(160)들을 덮도록 사용될 수 있고, 외과 의사들에게 더 넓은 목표 면적을 제공할 수 있는 더 큰 봉합 구멍을 가능하게 한다. 수술용 메쉬(1050)는 또한 주위 조직이 임플란트 유닛(110)과 결합되는 것을 촉진할 수 있다. 일부 실시예들에서, 외과 의사는, 임플란트 유닛(110)의 긴 암(162)의 일 연장부(162a) 상에 위치하는 봉합 구멍(160)들을 통해, 환자의 조직을 통해, 그리고 임플란트 유닛(110)의 긴 암(162)의 제2 연장부(162b) 상에 마련된 수술용 메쉬(1050)를 통해, 수술용 봉합 바늘을 통과시킬 수 있다. 본 실시예에서, 봉합 바늘을 조직을 통과시킨 후에 정확하게 위치시키는 것은 더 어렵기 때문에 수술용 메쉬(1050)에 의해 제공되는 더 넓은 목표 면적이 봉합 과정을 용이하게 할 수 있다. 이식과 봉합 과정은 이하에서 더욱 상세히 설명되는 전달 도구의 사용을 통해 더욱 용이해질 수 있다.
도 2 및 도 3으로 되돌아가, 외부 유닛(120)은 임플란트 유닛(110)과 통신하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 일부 실시예들에서, 예컨대 프로세서(144), 신호 공급원(142), 및 증폭기(146)를 사용하여, 제1 안테나(150) 상에 제1 신호가 생성될 수 있다. 더욱 구체적으로, 일 실시예에서, 전원(140)은 프로세서(144) 및 신호 공급원(142) 중 적어도 하나에 전력을 공급하도록 구성될 수 있다. 프로세서(144)는 신호 공급원(142)으로 하여금 신호(예컨대, RF 에너지 신호)를 생성하게 구성될 수 있다. 신호 공급원(142)은 생성된 신호를 증폭기(146)로 출력하도록 구성될 수 있고, 증폭기는 신호 공급원(142)에 의해 생성된 신호를 증폭시킬 수 있다. 따라서, 증폭량 및 신호의 진폭은, 예컨대 프로세서(144)에 의해 제어될 수 있다. 프로세서(144)가 증폭기(146)로 하여금 신호에 인가하도록 하는 게인 또는 증폭의 양은, 제1 안테나(150)의 형상, 크기, 및/또는 구성, 환자의 사이즈, 임플란트 유닛(110)의 환자 내의 위치, 제2 안테나(152)의 형상, 크기 및/또는 구성, (이하에서 더 설명되는) 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도, 임플란트 전극들(158a, 158b)에 의해 생성될 전기장의 원하는 크기 등을 포함하는 다양한 요소들에 좌우될 수 있지만, 이들로 한정되는 것은 아니다. 증폭기(146)는 증폭된 신호를 제1 안테나(150)로 출력할 수 있다.
외부 유닛(120)은 제1 안테나 상의 제1 신호를 임플란트 유닛(110)의 제2 안테나(152)로 전달할 수 있다. 이러한 전달은 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 결과로서 생길 수 있다. 제1 안테나와 제2 안테나의 이러한 결합은, 제1 안테나에 인가되는 신호에 응답하여 제2 안테나 상에 신호를 유발하는, 제1 안테나와 제2 안테나 사이의 임의의 상호작용을 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 제1 안테나와 제2 안테나 사이의 결합은 용량 결합, 유도 결합, 무선주파수 결합 등 및 이들의 임의의 조합들을 포함할 수 있다.
제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합은 제2 안테나에 대한 제1 안테나의 근접도에 따라 달라질 수 있다. 즉, 일부 실시예들에서, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 효율 또는 정도는 제2 안테나에 대한 제1 안테나의 근접도에 따라 달라질 수 있다. 제1 안테나와 제2 안테나의 근접도는, 동축 이격(예컨대, 제1 안테나 및 제2 안테나의 중심 축들이 공동 정렬되는 경우 제1 안테나와 제2 안테나 사이의 거리), 측면 이격(예컨대, 제1 안테나의 중심 축과 제2 안테나의 중심 축 사이의 거리), 및/또는 각도 이격(예컨대, 제1 안테나와 제2 안테나의 중심 축 사이의 각도차)의 관점에서 표현될 수 있다. 일부 실시예들에서, 동축 이격, 측면 이격, 및 각도 이격이 모두 0일 때, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이에 결합의 이론상의 최대 효율이 존재한다. 동축 이격, 측면 이격, 및 각도 이격 중 어느 것이라도 증가시키면, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 효율 또는 정도를 감소시키는 효과를 가질 수 있다.
제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 결과로서, 제1 신호가 제1 안테나(150) 상에 존재할 경우 제2 안테나 상에 제2 신호가 발생할 수 있다. 이러한 결합은 유도/자기 결합, RF 결합/전송, 용량 결합, 또는 제1 안테나(150)에서 발생되는 제1 신호에 응답하여 제2 안테나(152)에서 제2 신호가 발생될 수 있는 기타 임의의 메커니즘을 포함할 수 있다. 결합은 제1 안테나와 제2 안테나 사이의 임의의 상호작용을 의미할 수 있다. 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합 외에도, 임플란트 유닛(110)에 결합된 회로 구성요소들 또한 제2 안테나(152) 상의 제2 신호에 영향을 미칠 수 있다. 따라서, 제2 안테나(152) 상의 제2 신호는 공급원에 관계없이 제2 안테나(152) 상에 존재하는 임의의 모든 신호들 및 신호 성분들을 의미할 수 있다.
제1 안테나(150) 상의 제1 신호의 존재가 제2 안테나(152) 상에 제2 신호를 유발하거나 유도할 수 있지만, 두 안테나 사이의 결합은 또한 제2 안테나(152) 상에 존재하는 제2 신호의 결과로서 제1 안테나(150) 상의 결합 신호 또는 신호 성분들로 이어질 수 있다. 제2 안테나(152) 상의 제2 신호에 의해 유도된 제1 안테나(150) 상의 신호는 제1 결합 신호 성분으로 지칭될 수 있다. 제1 신호는 공급원에 관계없이 제1 안테나(150) 상에 존재하는 임의의 모든 신호들 또는 신호의 성분들을 의미할 수 있고, 제1 결합 신호 성분은 제2 안테나(152) 상에 존재하는 신호들과의 결합의 결과로서 제1 안테나 상에 발생하는 임의의 신호 또는 신호 성분을 의미할 수 있다. 따라서, 일부 실시예들에서, 제1 결합 신호 성분은 제1 안테나(150) 상의 제1 신호에 기여할 수 있다.
임플란트 유닛(110)은 외부 유닛(120)에 응답하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 제1 코일(150) 상에서 발생된 제1 신호는 제2 안테나(152) 상에 제2 신호를 유발할 수 있고, 이는 다시 임플란트 유닛(110)에 의한 하나 이상의 반응을 유발할 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)의 반응은 임플란트 전극들(158a 및 158b) 사이의 전기장의 생성을 포함할 수 있다.
도 6은 외부 유닛(120)에 포함될 수 있는 회로(170) 및 임플란트 유닛(110)에 포함될 수 있는 회로(180)를 도시한다. 추가적인, 상이한, 또는 더 적은 수의 회로 성분들이 회로(170) 및 회로(180)의 적어도 하나에 포함될 수 있다. 도 6에 도시된 바와 같이, 제2 안테나(152)는 임플란트 전극들(158a 및 158b)과의 전기 통신을 하는 상태로 배치될 수 있다. 일부 실시예들에서, 제2 안테나(152)를 임플란트 전극들(158a 및 158b)과 연결하는 회로는 제2 안테나(152) 상의 제2 신호의 존재 시 임플란트 전극(158a 및 158b) 양단에 전위를 유발할 수 있다. 이런 전위는 임플란트 전극들(158a 및 158b) 사이에 전기장을 발생시킬 수 있기 때문에 전기장 유도 신호라 할 수 있다. 더욱 폭 넓게, 전기장 유도 신호는 전극들 사이에 발생되는 전기장을 만들어 낼 수 있는, 임플란트 유닛에 결합된 전극들에 인가되는 임의의 신호(예컨대, 전위)를 포함할 수 있다.
전기장 유도 신호는 회로(180)에 의한 제2 신호의 제어 결과로 생성될 수 있다. 도 6에 도시된 바와 같이, 외부 유닛(120)의 회로(170)는 제2 안테나(152) 상에 교류 제2 신호를 유발할 수 있는 제1 안테나(150) 상의 교류 제1 신호를 생성하도록 구성될 수 있다. 그러나, 일부 실시예들에서, 임플란트 전극들(158a 및 158b)에 직류 전기장 유도 신호를 제공하는 것이 (예컨대, 신경 조절을 위한 일 방향의 전기장을 생성하기 위해) 유리할 수 있다. 제2 안테나(152) 상의 교류 제2 신호를 직류 전기장 유도 신호로 변환하기 위해, 임플란트 유닛(110) 내의 회로(180)는 AC-DC 변환기를 포함할 수 있다. AC-DC 변환기는 당업자에게 공지된 임의의 적절한 변환기를 포함할 수 있다. 예를 들면, 일부 실시예들에서, AC-DC 변환기는, 예컨대, 다이오드(156), 적절한 커패시터들, 및 저항기들을 포함하는 정류 회로 구성요소들을 포함할 수 있다. 대안적 실시예들에서, 임플란트 전극들(158a 및 158b)에 교류 전기장 유도 신호를 제공하기 위해 임플란트 유닛(110)은 AC-AC 변환기를 포함하거나, 변환기를 포함하지 않을 수 있다.
위에서 언급한 바와 같이, 전기장 유도 신호는 임플란트 전극들(158a 및 158b) 사이에 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다. 일부 예들에서, 전기장 유도 신호로부터 생성된 전기장의 크기 및/또는 지속시간은 전극들(158a 및 158b)의 부근에서 하나 이상의 신경을 조절하기에 충분할 수 있다. 이러한 경우, 전기장 유도 신호는 조절 신호라 할 수 있다. 다른 예들에서, 전기장 유도 신호의 크기 및/또는 지속시간은 신경 조절을 나타내지 않는 전기장을 생성할 수 있다. 이러한 경우, 전기장 유도 신호는 하위-조절 신호라 할 수 있다.
다양한 형태의 전기장 유도 신호들이 조절 신호들을 구성할 수 있다. 예를 들면, 일부 실시예들에서, 조절 신호는 적당한 진폭과 적당한 지속시간을 포함할 수 있는 반면, 다른 실시예들에서, 조절 신호는 더 높은 진폭과 더 짧은 지속시간을 포함할 수 있다. 전극(158a 및 158b) 양단의 전기장 유도 신호들의 다양한 진폭 및/또는 지속시간은 조절 신호들을 발생시킬 수 있으며, 전기장 유도 신호가 조절 신호의 레벨로 상승하는지 여부는 많은 요소들(예컨대, 자극될 특정 신경으로부터의 거리, 신경이 분기되어 있는지의 여부, 신경에 대한 유도 전기장의 방향, 전극들과 신경 사이에 존재하는 조직의 종류 등)에 좌우된다.
일부 실시예들에서, 전극들(158a 및 158b)은 전극들과 하나 이상의 신경 사이의 중간 조직(111)을 관통하도록 구성된 전기장을 생성할 수 있다. 중간 조직(111)은 근육 조직, 뼈, 연결 조직, 지방 조직, 기관 조직, 또는 이들의 임의의 조합을 포함할 수 있다. 폐쇄성 수면 무호흡증을 앓고 있는 환자들의 경우, 예를 들어, 중간 조직은 턱설근을 포함할 수 있다.
도 8a, 도 8b, 도 8c 및 도 9에 관하여, 중간 조직을 관통하도록 구성된 전기장의 발생을 이하 설명한다. 전기장 유도 신호에 응답하여, 임플란트 전극들(158a 및 158b)은 일반적으로 조절될 하나 이상의 신경의 길이 방향으로 연장된 전기장선들을 지닌 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 전극들(158a 및 158b)은 신경의 길이 방향을 따라 서로 이격되어 이러한 전기장의 발생을 용이하게 할 수 있다. 전기장은 또한 조절될 신경의 적어도 일부의 길이 방향에 실질적으로 평행한 방향으로 연장되도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 실질적으로 평행한 전기장은 신경과 비교하여 횡 방향보다는 길이 방향으로 더 연장된 전기장선들을 포함할 수 있다. 이런 식으로 전기장을 배향하면 신경 또는 조직을 통한 전류의 흐름을 용이하게 함으로써, 조절을 유도할 활동 전위를 이끌어낼 가능성을 높일 수 있다.
도 8a는 신경(210)의 길이 방향에 실질적으로 평행한 전기장선(220)들을 가지는 전기장의 생성을 촉진하기 위해 신경(210)의 길이 방향을 따라 서로 이격된 한 쌍의 전극(158a 및 158b)을 도시한다. 도 8a에서, 다른 형태의 전극들, 예컨대, 일련의 점 전극의 사용을 통해 실질적으로 평행한 전기장들의 생성이 이루어질 수 있지만, 조절 전극들(158a, 158b)은 선 전극들로서 도시되어 있다. 신경(210)의 길이 방향으로 연장된 전기장선(220)들을 가지는 전기장을 이용하면, 신경 조절을 이루는 데 필요한 에너지의 양을 감소시키는 역할을 할 수 있다.
자연적으로 작동하는 뉴런들은 뉴런들의 길이를 따라 활동 전위들을 전달함으로써 작동한다. 구조적으로, 뉴런들은 뉴런의 내부와 외부 사이의 원형질막에 걸쳐 전위 구배를 유지하는 역할을 하는, 뉴런의 길이 방향의 다수의 이온 채널들을 포함한다. 이온 채널들은 원형질막 일 측의 양으로 대전된 나트륨 이온들과 원형질막 타 측의 음으로 대전된 칼륨 이온들 사이에서 적절한 균형을 유지함으로써 동작된다. 이온 채널 부근에서 생성된 충분히 높은 전위차는 이온 채널의 막 역치 전위를 초과할 수 있다. 이온 채널은 이후 활성화하도록 유도될 수 있고, 활성화된 이온 채널 부근에서 자리를 전환하도록 원형질막을 가로 질러 나트륨 및 칼륨 이온들을 펌핑한다. 이는, 결국, 이온 채널 부근의 전위차를 더욱 변경하여, 이웃 이온 채널을 활성화하는 역할을 할 수 있다. 인접한 이온 채널들의 연쇄 활성화는 뉴런의 길이 방향으로 활동 전위를 전하는 역할을 할 수 있다. 또한, 각 뉴런에서 이온 채널의 활성화는, 다발로 함께, 신경 조직을 형성하는 이웃하는 뉴런들에서의 이온 채널들의 활성화를 유도할 수 있다. 그러나, 하나의 뉴런에서 하나의 이온 채널의 활성화는 활동 전위의 전달을 할 수 있게 하는 데 필요한 이웃 이온 채널들의 연쇄 활성화를 유도하기에는 불충분할 수 있다. 따라서, 초기 전위차에 의해 보충될 수 있는 장소에서, 신경 말단들의 활동과 같은 자연적 수단 또는 전기장의 인가와 같은 인위적 수단을 통해 유발되는 이온 채널들이 더 많을수록 활동 전위의 전달 가능성은 더 높아질 수 있다. 신경의 길이를 따라 활동 전위들의 전달을 인위적으로 유도하는 과정은 자극 또는 상향 조절이라 할 수 있다.
일정한 또는 실질적으로 일정한 전위차의 인가를 통해 뉴런이 자연적으로 작동되지 못할 수도 있다. 활성화 후에, 각 이온 채널은 불응기를 겪게 되고, 이 기간 중에 각 이온 채널은 원형질막을 가로 질러 나트륨 및 칼륨 농도를 다시 초기 상태로 "재설정"한다. 나트륨 및 칼륨 농도의 재설정은 막 역치 전위가 초기 상태로 복귀하도록 한다. 이온 채널이 원형질막을 가로 질러 나트륨 및 칼륨의 적절한 농도를 회복할 때까지, 막 역치 전위는 높아진 상태에 있게 되고, 따라서 이온 채널의 활성화를 야기하는 데 더 높은 전위를 필요로 한다. 막 역치 전위가 충분히 높은 레벨로 유지된다면, 이웃하는 이온 채널들에 의해 전달된 활동 전위들은 막 역치 전위를 넘어 이온 채널을 활성화하기에 충분히 큰 전위차를 생성하지 않을 수 있다. 따라서, 특정한 이온 채널 부근에서 충분한 전위차를 유지함으로써, 그런 이온 채널은 추가 신호 전달을 차단하는 역할을 할 수 있다. 막 역치 전위는 또한 이온 채널의 초기 활성화를 이끌어내지 않고서 높아질 수 있다. 이온 채널 (또는 복수의 이온 채널)이 막 역치 전위를 넘어서기에 충분히 높지 않은 고전위차에 노출될 경우, 이온 채널은 시간 경과에 따라 막 역치 전위를 높이는 역할을 할 수 있고, 따라서 이온 농도를 적절히 회복하는 것이 허용되지 않았던 이온 채널과 유사한 효과를 가진다. 따라서, 이온 채널은 초기 활동 전위가 실질적으로 전달되도록 하지 않고 장애물로서 보충될 수 있다. 이런 방법은, 예컨대, 통증 신호들의 전달을 원하지 않는 통증 관리에서 유용할 수 있다. 자극과 관련해 위에서 설명된 바와 같이, 장애물들로서의 역할을 하도록 보충될 수 있는 장소에서 이온 채널들의 수가 많을수록, 신경의 길이를 따라 전달되는 활동전위가, 이웃하는 차단되지 않은 채널들을 통해 이동하기 보다는, 보충된 이온 채널들에 의해 차단될 기회가 더 높아진다.
전위차에 의해 보충된 이온 채널들의 수는 적어도 2가지 방법으로 증가할 수 있다. 첫째, 국부적인 영역에서 더 큰 전위차를 이용함으로써 더 많은 이온 채널들이 보충될 수 있다. 둘째, 전위차에 의해 영향을 받는 영역을 확장시킴으로써 더 많은 이온 채널들이 보충될 수 있다.
도 8a로 되돌아가면, 신경(210)의 길이 방향에 실질적으로 평행한 방향으로 뻗어있는 전기장선(220)들로 인해, 신경(220)의 대부분이 전기장과 만날 수 있다. 따라서, 더 큰 전위차를 사용하지 않고도 신경(210)을 구성하는 뉴런들로부터 더 많은 이온 채널들이 보충될 수 있다. 이런 식으로, 더 낮은 전류와 더 적은 전력 사용량으로 신경(210)의 조절이 이루어질 수 있다. 도 8b는 전극들(158a 및 158b)이 신경(210)의 적어도 일부의 길이 방향으로 여전히 서로 이격된 일 실시예를 도시한다. 신경(210)의 상당 부분은 전기장의 내에 남아 있다. 도 8c는 전극들(158a 및 158b)이 신경(210)의 횡 방향으로 서로 이격된 상태를 도시한다. 본 도면에서, 신경(210)의 상당히 더 작은 부분이 전기장선(220)에 의해 영향을 받을 것이라는 것을 알 수 있다.
도 9는 생성된 전기장의 형상에 대한 전극 구성의 전위의 영향을 도시한다. 상단 행의 전극 구성들, 예컨대 A, B 및 C는, 일정한 크기의 전극들 사이의 간격이 조절될 때의 전기장의 형상에 대한 영향들을 도시하고 있다. 하단 행의 전극 구성들, 예컨대 D, E 및 F는, 일정한 거리의 전극들의 크기가 조절될 때의 전기장의 형상에 대한 영향들을 도시하고 있다.
본 발명과 일치하는 실시예들에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 근육 또는 다른 조직 내에 매입된 신경을 조절하기 위해 근육 또는 조직의 표면에 배치될 수 있다. 따라서, 조직은 조절 전극들(158a, 158b)과 조절될 신경의 사이에 개재될 수 있다. 조절 전극들(158a, 158b)은 조절될 신경으로부터 이격될 수 있다. 조절 전극들(158a, 158b)의 구조 및 구성은 전극들로부터 일정 간격만큼 이격된 신경 조절이 이루어질 수 있는지의 여부를 결정하는 데 중요한 역할을 할 수 있다.
전극 구성들(A, B 및 C)은 일정한 크기의 조절 전극들(158a, 158b)이 더욱 멀어져 갈 때 전극들에 의해 촉진되는 전기장의 깊이가 증대된다는 것을 보여준다. 주어진 구성에 대한 전기장의 강도는 전기장 내의 위치에 따라 상당히 변할 수 있다. 조절 전극들(158a 및 158b)의 사이에 일정한 레벨의 전류가 지나가면, 그러나, 비교적 넓은 전기장 영역의 구성(C)은 비교적 작은 영역의 구성(A)보다 더 낮은 전체 전류 밀도를 나타낼 수 있다. 더 낮은 전류 밀도는, 다시, 구성(A)에 의해 촉진되는 전기장의 전위차에 대해 구성(C)에 의해 촉진되는 전기장 내에서 서로로부터 등 간격으로 떨어져 있는 두 지점 사이의 더 낮은 전위차를 의미한다. 따라서, 조절 전극들(158a 및 158b)을 서로로부터 더욱 이동시키는 것은 전기장의 깊이를 증대시키지만, 이는 또한 전기장의 강도를 감소시킨다. 신경을 조절 전극들(158a 및 158b)로부터 이격되도록 조절하기 위해, 신경의 깊이에서 신경의 막 역치 전위를 넘어서기에 (그에 따라 신경을 조절하기에) 충분한 강도의 전기장을 촉진하기 위해 전극들 사이의 간격이 선정될 수 있다. 조절 전극들(158a 및 158b)이 서로 너무 가깝다면, 전기장은 조직 안으로 충분히 깊게 뻗어 들어가서 조직 안에 위치하는 신경을 조절해서는 안 된다. 조절 전극들(158a 및 158b)이 너무 멀리 떨어져 있는 경우에는, 전기장은 너무 약해서 신경을 적절한 깊이로 조절하지 못할 수 있다.
조절 전극들(158a, 158b) 사이의 적절한 간격은 이식 위치 및 자극될 신경에 따라 좌우될 수 있다. 예를 들면, 조절 지점(901)은 구성들(A, B 및 C) 각각에서의 조절 전극들(158a, 158b)의 중심들로부터 등 간격인 동일한 깊이에 위치한다. 도면들은, 본 예에서, 구성(B)이 조절 지점(901)에서 가장 높은 전류 밀도의 확보, 및 그에 따른 전위의 확보를 할 가능성이 가장 많다는 것을 도시한다. 구성(A)의 전기장은 매우 깊이 뻗어나가서는 안되고 구성(C)의 전기장은 그런 깊이에서는 너무 약할 수 있다.
일부 실시예들에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 약 0.2 mm 내지 25 mm의 간격만큼 이격될 수 있다. 추가의 실시예들에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 약 1 mm 내지 10 mm, 또는 4 mm 내지 7 mm의 간격만큼 이격될 수 있다. 다른 실시예들에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 거의 6 mm 내지 7 mm만큼 이격될 수 있다.
전극 구성들(D, E 및 F)은, 일정한 간격의 조절 전극들(158a, 158b)의 크기가 변할 때 전극들에 의해 촉진되는 전기장의 형상이 변한다는 것을 보여준다. 일정한 레벨의 전류가 조절 전극들(158a, 158b)의 사이를 지나간다면, 비록 그 효과가 전극들 사이의 간격의 변화들에 대해 덜 현저하다고는 해도, 구성(D)의 비교적 작은 전극들이 구성(E 및 F)의 전기장보다 더 깊은 전기장을 촉진할 수 있다. 위에서 설명된 바와 같이, 촉진된 전기장들은 전부 균일한 강도로 되어 있지는 않고, 따라서 구성(D, E 및 F)의 전기장들의 각각의 안에서 일견 유사한 위치에서의 전위가 상당히 변할 수 있다. 그러므로 조절 전극들(158a, 158b)의 적적한 크기는 이식 위치와 조절될 신경에 따라 좌우될 수 있다.
일부 실시예들에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 거의 0.01 mm2 내지 80 mm2의 표면 영역을 가질 수 있다. 추가 실시예들에서는, 조절 전극들(158a, 158b)이 거의 0.1 mm2 내지 4 mm2의 표면 영역을 가질 수 있다. 다른 실시예들에서는, 조절 전극들(158a, 158b)이 거의 0.25 mm2 내지 0.35 mm2의 표면 영역을 가질 수 있다.
일부 실시예들에서, 조절 전극들(158a, 158b)은 캐리어(161)의 단일 측에서 노출되도록 배치될 수 있다. 이러한 실시예에서, 전기장은 노출된 전극들을 구비한 캐리어(161)의 측에서만 생성된다. 전체 전기장이 신경과 동일한 캐리어의 측에서 생성되고 전류가 신경을 통과해 조절될 신경으로부터 멀어지게 이동해도 거의 또는 전혀 소모되지 않기 때문에, 이러한 구성은 신경 조절을 이루는 데 필요한 에너지의 양을 감소시키는 역할을 할 수 있다. 이러한 구성은 조절을 더욱 선택적으로 만드는 역할을 할 수도 있다. 즉, 조절될 신경이 있는 캐리어의 측에서 전기장을 생성시킴으로써, 조직의 다른 영역들에(예컨대, 조절될 신경으로부터 캐리어의 나머지 측에) 위치하는 신경들은 뜻하지 않게 조절되는 것을 피할 수 있다.
위에서 설명된 바와 같이, 조절될 신경의 길이 방향에 실질적으로 평행한 방향으로 뻗어 있는 전기장선들을 가지는 전기장들의 이용은 조절의 전력요건들을 낮추는 역할을 할 수 있다. 전력요건들에서의 이런 감소는, 조절 전극들(158a, 158b) 사이를 지나는, 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 이용하여 신경 조절을 가능하게 할 수 있다.
전류를 감소시키는 것은 임플란트 유닛(110)과 외부 유닛(120)의 구성에 대한 추가의 효과들을 가질 수 있다. 예를 들면, 감소된 전류요건은, 임플란트 유닛(110)과 관련해 전지나 축전기와 같은 전력 저장 유닛이 이식되어야 할 필요 없이, 임플란트 유닛(110)이 신경을 조절하는 것을 가능하게 할 수 있다. 예를 들면, 임플란트 유닛(110)은 제2 안테나(152)를 통해 수신된 에너지만을 이용해 신경을 조절할 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 신경 조절을 위해 실질적으로 모든 수신된 에너지를 조절 전극들(158a, 158b)로 보내는 통로로서의 역할을 하도록 구성될 수 있다. 실질적으로 모든 수신된 에너지는 임플란트 유닛(110)의 내부 구성요소들로 소산되거나 그렇지 않으면 소실되는 에너지의 부분을 가리키는 것일 수 있다. 마지막으로, 요구되는 전류의 감소는 외부 유닛(120)에 의해 요구되는 에너지의 양을 감소시키는 역할을 할 수도 있다. 외부 유닛(120)은 240 mAh 미만의, 120 mAh 미만의, 그리고 심지어 60 mAh 미만의 용량을 가지는 전지를 이용함으로써 한 내지 열 시간 동안 지속되는 전체 치료 시간 동안 성공적으로 동작하도록 구성될 수 있다.
위에서 설명된 바와 같이, 평행한 전기장들의 이용은 임플란트 유닛(110)이 비접촉식으로 신경들을 조절할 수 있게 할 수 있다. 비접촉식의 신경 조절은 조절될 신경 또는 근육과의 접촉을 요하는 조절 기술들에 비해 시간 경과에 따라 이식된 임플란트 유닛(110)의 효력을 증대시킬 수 있다. 시간 경과에 따라, 이식 가능한 장치들이 신체 내에서 이동할 수 있다. 따라서, 신경 조절을 개시하기 위해 신경의 접촉을 요하는 이식 가능한 장치는 신체 내에서 이동하여 조절될 신경과의 접촉을 끊음에 따라 효력을 상실할 수 있다. 대조적으로, 비접촉식 조절을 이용하는 임플란트 유닛(110)은, 비록 임플란트 유닛이 초기의 이식 위치에 대해 다른 위치를 향해, 다른 위치로부터 멀리, 또는 다른 위치로 이동한다고 해도, 여전히 효과적으로 신경을 조절할 수 있다. 추가적으로, 조직의 성장 및/또는 섬유증이 이식 가능한 장치 주위에서 전개될 수 있다. 이런 성장은 접촉 조절을 위해 설계된 장치와 조절될 신경 사이의 접촉을 저감시키거나 심지어 없애는 역할을 할 수 있다. 대조적으로, 임플란트 유닛과 조절될 신경 사이에서 추가의 조직이 형성된다면 비접촉식 조절을 이용하는 임플란트 유닛(110)은 신경을 계속 효과적으로 조절할 수 있다.
전기장 유도신호가 (신경조절을 유발할 수 있는 전기장으로 귀결되는) 조절신호 또는 (신경조절을 유발할 의도로 되지는 않은 전기장으로 귀결되는) 하위 조절신호를 구성하는지 여부는 외부 유닛(120)의 프로세서(144)에 의해 결국 제어될 수 있다. 예를 들면, 일부 상황에서, 프로세서(144)는 신경 조절이 적절한지를 판별할 수 있다. 이런 조건 하에서, 프로세서(144)는 신호 공급원(144) 및 증폭기(146)가 제1 안테나(150)에서 조절제어신호(예컨대, 결과적으로 생긴 제2 안테나의 제2 신호가 임플란트 전극들(158a 및 158b)에서 조절신호를 제공하도록 선정된 크기 및/또는 지속시간을 가지는 신호)를 생성하게 할 수 있다.
프로세서(144)는 외부 유닛(120)으로부터 임플란트 유닛(110)으로 전달되는 에너지의 양을 제한하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은 환자 및/또는 임플란트 유닛과 관련된 복수의 요소들을 고려할 수 있는 역치 에너지와 관련될 수 있다. 예를 들어, 일부의 경우에, 환자의 일부의 신경들은 소정의 최대량의 에너지만을 받아서 신경들 및/또는 주위 조직에 손상을 줄 위험을 최소화시켜야 한다. 추가적으로, 임플란트 유닛(110)의 회로(180)는 임플란트 유닛(110)의 실제적인 역치 에너지 한계에 기여할 수 있는 최대의 동작 전압 또는 전력 레벨을 가지는 구성요소들을 포함할 수 있다. 프로세서(144)는, 제1 안테나(150)에 가해질 제1 신호의 크기 및/또는 지속시간을 설정할 때 이러한 제한들을 고려하도록 구성될 수 있다.
임플란트 유닛(110)으로 전달될 수 있는 전력의 상한을 결정하는 것 외에, 프로세서(144)는 전달된 전력의 효력에 적어도 부분적으로 기초하는 낮은 전력 역치를 결정할 수도 있다. 낮은 전력 역치는 신경 조절을 가능하게 하는 최소량의 전력을 기반으로 하여 계산될 수 있다 (예컨대, 낮은 전력 역치 이상의 전력 레벨들을 가지는 신호들이 조절 신호들을 구성하는 반면에 낮은 전력 역치 미만의 전력 레벨을 가지는 신호들이 하위-조절 신호들을 구성할 수 있다.).
낮은 전력 역치는 대안적인 방법들로 측정되거나 제공될 수도 있다. 예를 들어, 임플란트 유닛(110) 내의 적적한 회로 또는 센서들은 낮은 전력 역치를 측정할 수 있다. 낮은 전력 역치는 추가의 외부 장치에 의해 계산되거나 감지되고 그 후 프로세서(144) 내로 프로그램되어 들어갈 수 있다. 대안적으로, 임플란트 유닛(110)은 적어도 낮은 전력 역치의 전극들에서 신호들을 생성하도록 구체적으로 선정되는 회로(180)로 구성될 수 있다. 여전히 다른 실시예에서, 외부 유닛(120)의 안테나는 특정의 낮은 전력 역치에 상응하는 신호를 수용하거나 생성하도록 조절될 수 있다. 낮은 전력 역치는 환자에 따라 변할 수 있으며, 예컨대 환자의 신경섬유의 조절특성, 이식 후의 임플란트 유닛(110)과 외부 유닛(120) 사이의 간격, 및 임플란트 유닛의 구성요소들(예컨대, 안테나 및 임플란트 전극들)의 크기 및 구성과 같은 요소들을 고려할 수 있다.
프로세서(144)는 제1 안테나(150)에 대한 하위조절 제어신호들의 인가를 유발하도록 구성될 수 있다. 이러한 하위조절 제어신호들은 전극들(158a 및 158b)에서 하위 조절신호로 귀결되는 진폭 및/또는 지속시간을 포함할 수 있다. 이러한 하위조절 제어신호들이 신경 조절로 귀결될 수는 없지만, 이러한 하위조절 제어신호들은 신경조절 시스템의 피드백 기반의 제어를 가능하게는 할 수는 있다. 즉, 일부 실시예들에서, 프로세서(144)는 제1 안테나(150)에 대한 하위조절 제어신호의 인가를 유발하도록 구성될 수 있다. 이런 신호는 제2 안테나(152)의 제2 신호를 유도할 수 있고, 이는 다시 제1 안테나(150)의 제1 결합 신호 성분을 유도한다.
제1 안테나(150)에서 유도된 제1 결합 신호 성분을 분석하기 위해, 외부 유닛(120)은 제1 안테나(150) 및 프로세서(144)와 직접 또는 간접적인 통신을 하는 상태로 배치될 수 있는 피드백 회로(148)(예컨대, 신호 분석기 또는 검출기 등)를 포함할 수 있다. 하위조절 제어신호들은 임의의 원하는 주파수로 제1 안테나(150)에 인가될 수 있다. 일부 실시예들에서, 하위조절 제어신호들은 매 5초(또는 더 긴 시간)당 하나의 속도로 제1 안테나(150)에 인가될 수 있다. 다른 실시예들에서, 하위조절 제어신호들은 더욱 빈번하게(예컨대, 매2초당 한번, 1초당 한번, 밀리 초당 한번, 나노 초당 한번, 또는 초당 복수 회)인가될 수 있다. 더욱이, 이러한 조절 제어신호들이 제1 안테나(150)의 제1 결합 신호 성분의 생성으로 귀결될 수도 있기 때문에, 제1 안테나(150)에 대한 조절 제어신호들(즉, 신경 조절로 귀결되는 조절제어신호들)의 인가 시에 피드백이 받아들여질 수 있다는 것을 알아야 할 것이다.
제1 결합 신호 성분은 피드백 회로(148)에 의해 프로세서(144)로 공급될 수 있고 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별하기 위한 기반으로서 사용될 수 있다. 결합의 정도는 두 안테나 사이의 에너지 전달의 효력의 판별을 가능하게 할 수 있다. 프로세서(144)는 전력의 임플란트 유닛(110)으로의 전달을 조절함에 있어서 판별된 결합의 정도를 사용할 수도 있다.
프로세서(144)는 판별된 결합의 정도에 근거하여 전력의 임플란트 유닛(110)으로의 전달을 조절하는 방법을 결정하기 위해 적합한 논리로 구성될 수 있다. 예를 들면, 제1 결합 신호 성분이 결합의 정도가 기준선 결합 레벨로부터 변경되었음을 나타내는 경우에, 프로세서(144)는 제2 안테나(152)가 (동축 이격, 측면 이격, 또는 각도 이격, 또는 임의의 조합에서) 제1 안테나(150)에 대해 이동했다고 판별할 수 있다. 이러한 이동은, 예를 들어, 임플란트 유닛(110)의 이동, 및 임플란트 유닛이 임플란트 유닛의 이식 위치를 기반으로 하여 관련된 조직과 관련될 수 있다. 따라서, 이러한 상황에서, 프로세서(144)는 환자의 신체 내에서의 신경 조절이 적절하다고 판별할 수 있다. 더욱 상세하게는, 결합 시의 변화의 표시에 따라서, 프로세서(144)가, 일부 실시예들에서는, 임플란트 전극들(158a, 158b)에서 조절신호를 발생시켜, 예컨대, 환자의 신경 조절을 유발하기 위해 제1 안테나(150)에 대한 조절 제어신호의 인가를 유발할 수 있다.
수면 호흡 장애의 치료를 위한 일 실시예에서, 임플란트 유닛(110)의 이동은 코골이, 수면 무호흡증 또는 수면 무호흡증 조짐의 개시를 나타낼 수 있는 혀의 움직임과 관련될 수 있다. 이들 상태 각각은 증상을 완화하거나 피하기 위해 환자의 턱설근의 자극을 요할 수 있다. 이러한 자극은 근육의 수축 및 환자의 기도에서 떨어지는 환자의 혀 움직임을 만들어 낼 수 있다.
조절 제어신호들은 자극 제어신호들을 포함할 수 있고, 하위조절 제어신호들은 하위자극 제어신호들을 포함할 수 있다. 자극 제어신호들은 전극들(158a, 150b)에서 자극 신호로 귀결되는 어떤 진폭, 펄스 지속시간, 또는 주파수 조합이라도 가질 수 있다. (예컨대, 약 6.5 내지 13.6 MHz의 주파수의) 일부 실시예들에서, 자극 제어신호들은 약 50 밀리초 및/또는 거의 .5 앰프의 진폭, 또는 0.1 암페어 내지 1 암페어, 또는 0.05 암페어 내지 3 암페어보다 더 큰 펄스 지속시간을 포함할 수 있다 하위자극 제어신호들은 약 500 나노 초 미만의, 또는 약 200 나노 초 미만의 펄스 지속시간 및/또는 약 1 암페어, 0.5 암페어, 0.1 암페어, 0.05 암페어, 또는 0.01 암페어 미만의 진폭을 가질 수 있다. 물론, 제시된 예시적인 유도지표들보다 더 높거나 더 낮은 값들의 다양한 조합이 신경 자극으로 귀결될 수도 귀결되지 않을 수도 있기 때문에 이들 값은 일반적 참고만을 제공하는 것을 의미한다.
일부 실시예들에서, 자극 제어신호들은 펄스 열을 포함할 수 있는데, 각 펄스가 복수의 하위 펄스들을 포함한다. (예컨대, 약 6.5 내지 13.6 MHz의 주파수의) 교류 신호가 다음과 같은 펄스 열을 생성하기 위해 사용될 수 있다. 하위 펄스는 50 내지 250 밀리초의 지속시간, 또는 1 밀리초 내지 2 밀리초의 지속시간을 가질 수 있는데, 이 지속시간 동안 교류 신호가 켜진다. 예를 들면, 10 MHz 교류의 200 밀리초 하위 펄스는 거의 2000 주기를 포함할 것이다. 각 펄스는, 다시, 100 내지 500 밀리초의 지속시간을 가질 수 있고, 이 지속시간 동안에 하위 펄스들이 25 내지 100 Hz의 주파수에서 발생된다. 예를 들어, 50 Hz하위 펄스들의 200 밀리초 펄스는 거의 10개의 하위 펄스를 포함할 것이다. 마지막으로, 일 펄스 열에서, 각 펄스는 0.2 내지 2초의 지속시간만큼 다음 펄스와 분리될 수 있다. 예를 들면, 각각이 다음 것으로부터 1.3초 분리되어 있는 200 밀리초 펄스들의 펄스 열에서, 새로운 펄스가 매 1.5초마다 발생될 것이다. 본 실시예의 펄스 트레인은, 예컨대, 치료 시간 동안 진행 중인 자극을 제공하기 위해 이용될 수 있다. 수면 호흡 장애와의 관계에서, 치료시간은 환자가 잠들어 있어서 수면 호흡 장애를 방지하기 위해 치료를 필요로 하는 동안의 기간일 수 있다. 이러한 치료시간은 어느 곳에서든 약 3 내지 10 시간 지속될 수 있다. 본 발명의 신경 조절기들이 적용되는 다른 상태들과의 관계에서, 치료시간은 치료되는 상태의 지속시간에 따라 변화하는 길이로 될 수 있다.
프로세서(144)는 피드백 회로(148)을 통해 수신된 제1 결합 신호 성분 중 하나 이상의 양태들을 감시함으로써 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별하도록 구성될 수 있다. 일부 실시예들에서, 프로세서(144)는 제1 결합 신호 성분, 전류 레벨, 또는 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도에 따라 좌우될 수 있는 임의의 다른 성질과 관련된 전압 레벨을 감시함으로써 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별할 수 있다. 예를 들어, 제1 안테나(150)에 적용된 주기적인 하위 조절 신호들에 응답하여, 프로세서(144)는 제1 결합 신호 성분과 관련된 기준선 전압 레벨 또는 전류 레벨을 판별할 수 있다. 기준선 전압 레벨은, 예컨대, 수면 무호흡증이나 그 조짐이 발생되고 있지 않을 때, 예컨대 정상 호흡 중에 환자의 혀가 움직이는 범위와 관련될 수 있다. 환자의 혀가 수면 무호흡증이나 그 조짐과 관련된 위치를 향해 움직임에 따라, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 동축, 측면, 또는 각도 이격은 변할 수 있다. 결과적으로, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도가 변할 수 있어, 제1 결합 신호 성분의 전압 레벨 또는 전류 레벨도 변할 수 있다. 제1 결합 신호 성분과 관련된 전압 레벨, 전류 레벨, 또는 다른 전기적인 특성이 소정의 양만큼 변하거나 소정의 값에 도달할 때에는 프로세서(144)가 수면 무호흡증이나 그 조짐을 인식하도록 구성될 수 있다.
도 7은 이런 원리를 더욱 상세히 도시하는 그래프를 제공한다. 하나의 코일이 무선주파수(RF) 구동신호를 수신하는 2-코일 시스템에 대해서, 그래프(200)는 코일들 사이의 동축상의 간격의 함수로서 수신하는 코일 내의 유도 전류의 변화율을 나타낸다. 다양한 코일 직경들과 초기 변위들에 대해서, 그래프(200)는 코일들을 서로 더 가깝게 또는 더 멀리 떨어지게 이동시키는, 코일들 사이의 추가의 변위에 대한 유도 전류의 민감도를 도시한다. 이는 또한 제2 코일이 제1 구동 코일로부터 멀어지게 이동함에 따라, 즉 mA/mm로 된 유도 전류의 변화율이 계속 마이너스임에 따라, 전체적인 제2 코일 내의 유도 전류가 감소할 것이라는 점을 나타낸다. 코일들 사이의 추가의 변위에 대한 유도 전류의 민감도는 거리에 따라 변한다. 예를 들어, 10 mm의 분리 간격에서, 14 mm 코일에서 추가의 변위의 함수로서 전류의 변화율은 거의 -6 mA/mm이다. 코일들의 변위가 거의 22 mm라면, 추가의 변위에 따른 유도 전류의 변화율은 거의 -11 mA/mm인데, 이는 유도 전류의 변화율의 국부적인 최대치에 해당한다. 분리 간격을 22 mm 이상으로 증가시키면 계속하여 제2 코일 내의 유도 전류의 감소로 귀결되지만, 변화율은 감소한다. 예를 들어, 약 30 mm의 분리 간격에서는, 14 mm 코일이 약 -8 mA/mm의 추가의 변위에 따라 유도 전류의 변화율을 겪는다. 이런 형태의 정보의 경우, 프로세서(144)는, 제1 안테나(150)의 제1 결합 신호 성분과 관련된 전류의 크기 및/또는 크기의 변화율을 관측함으로써, 주어진 시간에서의, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 특정한 정도를 판별하는 것이 가능할 수 있다.
프로세서(144)는, 제1 결합 신호 성분의 다른 양태들을 감시함으로써 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 일부 실시예들에서, 잔류 신호, 또는 에코 신호가 감시될 수 있다. 도 6에 도시된 바와 같이, 임플란트 유닛(110) 내의 회로(180)는 인덕터들, 축전기들, 및 저항들을 포함할 수 있고, 따라서 LRC 회로를 구성할 수 있다. 위에서 상세히 설명된 바와 같이, 외부 유닛(120)이 조절(또는 하위 조절) 제어신호를 전달하면, 상응하는 신호가 제2 안테나(152)에서 발생된다. 제2 안테나(152)에서 발생된 신호에 의해 전류가 임플란트 유닛(110)의 회로(180) 내에서 흘러, LRC회로를 여자시킨다. 여자되었을 때 LRC 회로는 L(인덕턴스), R(저항), C(회로 내의 커패시턴스 값)의 값들과 관련된 그 공명 주파수에서 진동할 수 있다. 프로세서(144)가 제어신호를 발생시키는 것을 중단하면, 전류가 소산되면서 제1 안테나(150)의 진동 신호와 제2 안테나(152)의 진동신호가 시간경과에 따라 감소할 수 있다. 제2 안테나(152)의 진동신호가 감소함에 따라, 제1 안테나(15)에 의해 수신된 결합된 피드백 신호도 역시 감소한다. 따라서, 임플란트 유닛(110)의 회로(180) 내의 감소신호는 외부 유닛(120)의 프로세서(144)에 의해 감시될 수 있다. 이런 감시는 외부 유닛(120)의 회로(170)를 구성함으로써 더욱 용이해질 수 있어서 제1 안테나(150)에서 생성된 제어신호를 임플란트 유닛(110) 내의 신호보다 더 빨리 소산시킬 수 있다. 잔류신호를 감시하는 것과 잔류신호의 값들을 예상하기 위해 잔류신호를 비교하는 것은 제1 안테나(15)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도의 표시를 프로세서(144)에 제공할 수 있다.
임플란트 유닛(110) 내에서 감소하는 진동신호를 감시하는 것은 또한 임플란트 유닛(110)의 성능에 대한 프로세서(144) 정보를 제공할 수 있다. 프로세서(144)는 검출된 감소하는 이식신호의 변수들과 제어신호의 변수들을 비교하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 감소하는 신호의 진폭은 임플란트 유닛(110)에 남아 있는 에너지의 양에 비례하고; 제어신호에서 전달된 에너지의 양을 임플란트 유닛 내에 남아 있는 에너지의 양과 비교함으로써, 프로세서(144)는 임플란트의 전력 소모의 레벨을 판별할 수 있다. 또한, 임플란트의 전력 소모의 레벨을 검출된 혀 운동의 양과 비교함으로써, 프로세서(144)는 전달된 조절신호들의 효력 레벨을 판별할 수 있다. 임플란트 유닛(110)에서 잔류 또는 에코 신호들을 감시하는 것은 상이한 여러 특징의 수행을 가능하게 할 수 있다. 따라서, 프로세서(144)는 임플란트 유닛(110)의 전력 소모, 임플란트 유닛(110)에 의한 조직으로의 전류 전달, 및 잔류신호 분석을 통해 판별될 수 있는 다른 변수들을 포함하는 정보를 판별하는 것이 가능해질 수 있다. 프로세서(144)는 진단 상태에서 잔류 이식신호를 감시하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 프로세서(144)가 제어신호의 전달 후에 임플란트 유닛(110)에서 어떤 잔류신호도 검출하지 못하면 프로세서는 임플란트 유닛(110)이 어떤 형태의 전달도 수신할 수 없어서, 작동하고 있지 않다고 판별할 수 있다. 다른 잠재적인 오작동에 있어서, 프로세서(144)가 예상보다 더 높은 임플란트 유닛 내의 잔류신호를 검출한다면, 프로세서는, 임플란트 유닛이 전달되는 제어신호를 수신하는 동안에, 전달되는 에너지가 적절한 속도로 전극들(158a, 158b)에 의해 조직으로 전달되고 있지 않다고 판별할 수 있다.
프로세서(144)는 또한 조절전극들에 의해 인가될 원하는 목표전류 레벨(예컨대, 1 mA)의 인가를 포함하는 처리 프로토콜을 실행하도록 구성될 수 있다. 비록 조절 제어신호가 일정한 진폭의 신호를 전달한다고 해도, 전달된 전류는 안정되게 남아 있지 않을 수 있다. 임플란트 유닛이 조절 제어신호의 각각의 인가 중에 안정된 1mA를 전달하는 것을 보장하기 위해 제1 안테나(150)에 의해 검출된 결합된 피드백 신호가 임플란트 유닛의 피드백 제어를 위한 기반으로서 사용될 수 있다. 프로세서(144)는, 임플란트 유닛 내의 잔류신호를 분석함으로써, 조절 제어신호의 인가 중에 전달된 전류량을 판별할 수 있다. 프로세서(144)는 그 후 전달된 전류에 관해 판별된 정보에 근거해 조절 제어신호의 진폭을 증가시키거나 감소시킬 수 있다. 따라서, 제1 안테나(150)에 인가된 조절 제어신호는 관측된 에코 신호의 진폭이 목표전류 레벨에 도달했음을 나타낼 때까지 조절될 수 있다.
일부 실시예들에서, 프로세서(144)는 치료기간 동안에 검출된 효력에 근거해 치료 프로토콜을 변경하도록 구성될 수 있다. 위에서 설명된 바와 같이, 프로세서(144)는 잔류신호 분석을 통해 전류, 전력, 또는 전극들(158a, 158b)을 통해 조직으로 전달된 에너지의 양을 판별하도록 구성될 수 있다. 프로세서(144)는 조절 제어신호의 결과로서 결국 조직으로 전달된 전력량과 검출된 혀 움직임의 양을 서로 관련시키도록 구성될 수 있다. 따라서, 신호전달의 효과를 전달된 전력 또는 에너지의 양과 비교하기보다는 오히려 (이 프로세서(144)는 또한 비교를 하도록 구성될 수 있다), 프로세서(144)는 신호전달의 효과를 전달되는 전력량과 비교할 수 있다. 조절 효과를 전달된 전력과 비교함으로써, 프로세서(144)는 조절신호를 더욱 정확하게 최적화하는 것이 가능할 수 있다.
위에서 설명된 잔류신호 피드백 방법은 필요에 따라 본 발명의 여러 다른 실시예들 중 어느 실시예에도 적용될 수 있다. 예를 들면, 잔류신호 피드백 분석을 통해 모아진 정보는 메모리 유닛에 저장된 정보에 포함되어 외부 유닛(120)의 송수신기를 통해 중계 또는 최종 목적지로 전달될 수 있다. 다른 예에서, 위에서 설명된 잔류신호 피드백 분석은 혀의 움직임 및 혀의 진동을 검출하는 방법에 포함될 수 있다.
일부 실시예들에서, 초기에 검출된 결합의 정도는, 환자가 외부 유닛(120)을 피부에 부착할 때의 기준선의 범위를 설정할 수 있다. 아마, 환자가 깨어 있는 동안에는, 환자들이 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합이 기준선 범위 내에 있을 수 있는 자연적인 범위 내에서 호흡하면서 혀가 환자의 기도를 차단하고 있지 않고 움직인다. 기준선 결합 범위는 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 최대 결합을 포함할 수 있다. 기준선 결합 범위는 또한 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 최대 결합 레벨을 포함하지 않는 범위를 포함할 수 있다. 초기에 판별된 결합은 비수면 무호흡증 상태를 상당히 대표할 수 있고 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별함에 있어서 기준선으로서 프로세서(144)에 의해 사용될 수 있다.
환자가 외부 유닛(120)을 착용함에 따라, 프로세서(144)는 결합의 전류 값을 판별하기 위해 제1 신호 진폭들의 범위 전체를 주기적으로 정밀 검사할 수 있다. 주기적인 정밀 검사가 기준선 결합과는 다른 결합 정도의 판별로 귀결된다면, 프로세서(144)는 기준선 초기 상태들로부터 변화가 있었다고 판별할 수 있다.
결합 값의 정도를 주기적으로 판별함으로써, 프로세서(144)는, 제자리에서, 결국 신경 조절로 귀결되게 될 조절 제어신호에 대한 적절한 변수 값들을 판별하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별함으로써, 프로세서(144)는 판별된 결합의 정도에 비례하거나 달리 관련되어 전극(158a, 158b)에서 조절 신호를 제공할 수 있는 조절 제어신호의 특징(예컨대, 진폭, 펄스 지속시간, 주파수 등)을 선정하도록 구성될 수 있다. 일부 실시예들에서, 프로세서(144)는 조절 제어신호의 변수 값들을 결합의 정도와 서로 관련시키는 메모리에 저장된 참조표나 다른 데이터에 접근할 수 있다. 이런 식으로, 프로세서(144)는 관측된 결합의 정도에 따라 인가된 조절 제어신호를 조절할 수 있다.
추가적으로 또는 대안적으로, 프로세서(144)는 조절 중에 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별하도록 구성될 수 있다. 임플란트 유닛이 위치하거나 부근에 위치하는 혀 또는 다른 구조물, 및 그에 따른 임플란트 유닛(110)이 조절의 결과로서 이동할 수 있다. 따라서, 결합의 정도는 조절 중에 변할 수 있다. 변화하는 결합의 정도에 따라 조절 제어신호의 특성을 동적으로 조절하기 위해 프로세서가 조절 중에 변함에 따라 프로세서(144)는 결합의 정도를 판별하도록 구성될 수 있다. 이런 조절은 프로세서(144)에 의해 임플란트 유닛(110)이 조절 시의 전체에 걸쳐 전극들(158a, 158b)에서 적절한 조절신호를 제공하는 것을 가능하게 할 수 있다. 예를 들어, 일정한 조절신호를 유지하거나, 이런 조절신호가 환자의 필요에 따라 조절되는 식으로 감소되도록 하기 위해 프로세서(144)는 변화하는 결합의 정도에 따라 제1 신호를 변경할 수 있다.
더욱 상세하게는, 프로세서(144)의 반응은 판별된 결합의 정도와 서로 관련될 수 있다. 프로세서(144)가 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도가 소정의 결합 역치 아래로 약간만 떨어졌다고 판별하는 상태들(예컨대, 코골이 중 또는 혀의 작은 진동 중 또는 다른 수면 무호흡증 조짐)에서, 프로세서(144)는 단지 작은 반응만 필요하다고 판별할 수 있다. 따라서, 프로세서(144)는 비교적 작은 반응(예컨대, 짧은 신경의 자극, 작은 근육의 수축 등)으로 귀결되게 될 조절 제어신호 변수들을 선정할 수 있다. 그러나, 프로세서(144)가 결합의 정도가 실질적으로 소정의 결합 역치 아래로 떨어졌다고 판별하는 경우(예컨대, 혀가 수면 무호흡증을 유발하기에 충분하게 움직인 경우)에, 프로세서(144)는 더 큰 반응이 필요하다고 판별할 수 있다. 결과적으로, 프로세서(144)는 더 큰 반응으로 귀결되게 될 조절 제어신호 변수들을 선정할 수 있다. 일부 실시예들에서, 충분한 전력이 임플란트 유닛(110)으로 단지 전달되어 원하는 반응의 레벨을 유발할 수 있다. 다시 말해, 프로세서(144)는 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 판별된 결합의 정도에 근거해 계측된 반응을 유발하도록 구성될 수 있다. 판별된 결합의 정도가 감소함에 따라, 프로세서(144)는 증가하는 양의 전력 전달을 유발할 수 있다. 이러한 접근법은 외부 유닛(120) 내의 전지 수명을 보존할 수 있고, 회로(170)와 회로(180)를 보호할 수 있으며, 검출된 상태의 형태 (예컨대, 수면 무호흡증, 코골이, 혀의 움직임 등)를 치료하는 데 있어서의 유효성을 증대시킬 수 있고 환자에게는 더욱 안락할 수 있다.
일부 실시예들에서, 프로세서(144)는 원하는 반응의 레벨로 귀결되는 조절 제어신호 변수들을 선정하기 위해 반복적인 과정을 사용할 수 있다. 예를 들어, 조절 제어신호가 생성되어야 한다고 판별할 때, 프로세서(144)는 한 세트의 소정의 변수 값들에 근거해 초기 조절 제어신호의 발생을 유발할 수 있다. 신경이 조절되었음을 피드백 회로(148)로부터의 피드백이 나타내면(예컨대, 결합의 정도의 증가가 관측되면), 그 때 프로세서(144)는 하위 조절 제어신호들에 의해 감시상태로 복귀할 수 있다. 한편으로, 피드백이, 의도된 신경조절이 의도된 조절 제어신호의 결과로서 발생되지 않았거나 또는 신경 조절이 이루어졌지만 원하는 결과가 부분적으로 제공(예컨대, 기도에서 부분적으로만 떨어지는 혀의 움직임)되었음을 시사한다면, 프로세서(144)는 조절 제어신호와 관련된 하나 이상의 변수 값들(예컨대, 진폭, 펄스 지속시간 등)을 변경할 수 있다.
어떤 신경 조절도 이루어지지 않은 경우, 피드백이 신경 조절이 이루어졌다고 나타낼 때까지 프로세서(144)는 조절 제어신호의 하나 이상의 변수들을 주기적으로 증가시킬 수 있다. 신경 조절이 이루어졌지만 원하는 결과를 발생시키지 못한 경우, 프로세서(144)는 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 재평가하여 원하는 결과를 얻는 방향을 목표로 한 조절 제어신호에 대한 새 변수들을 선정할 수 있다. 예를 들어, 신경의 자극에 의해 혀가 환자의 기도에서 부분적으로만 떨어져 움직이는 경우, 추가의 자극이 요구될 수 있다. 그러나, 혀가 기도에서 떨어져 이동했기 때문에, 임플란트 유닛(110)은 외부 유닛(120)과 더 가까워질 수 있고, 따라서, 결합의 정도가 증대되었을 수 있다. 결과적으로, 남아 있는 간격만큼 혀를 원하는 위치로 이동시키는 것은 혀의 마지막 자극 유도 이동 전에 공급된 전력량보다 더 적은 전력량의 임플란트 유닛(110)으로의 이송을 요할 수 있다. 따라서, 새로 판별된 결합의 정도에 근거해, 프로세서(144)는 남아 있는 간격만큼 혀를 원하는 위치로 이동시킬 목적의 자극제어신호에 대한 새 변수들을 선정할 수 있다.
일 작동 모드에서, 신경 조절이 이루어질 때까지 프로세서(144)는 일 범위의 변수 값들을 휩쓸도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 인가된 하위 조절 제어신호가 신경 조절이 적절함을 나타내는 피드백으로 귀결되는 상태들에서, 프로세서(144)는 조절 제어신호의 생성을 위한 시작점으로서 최종 인가된 하위 조절 제어신호를 사용할 수 있다. 피드백이 신경 조절이 발생했음을 나타낼 때까지 제1 안테나(150)에 인가된 신호와 관련된 진폭 및/또는 펄스 지속시간 (또는 다른 변수들)은 소정의 양만큼 그리고 소정의 속도로 반복적으로 증대될 수 있다.
프로세서(144)는 제1 안테나(150)와 제2 안테나(152) 사이에서 판별된 결합의 정도에 근거해 다양한 생리 데이터를 판별하거나 추출하도록 구성될 수 있다. 예를 들면, 일부 실시예들에서 결합의 정도는 외부 유닛(120)과 임플란트 유닛(110) 사이의 간격을 나타낼 수 있으며, 이 간격을 프로세서(144)는 외부 유닛(120)의 위치 또는 환자 혀의 상대 위치를 판별하기 위해 사용할 수 있다. 결합의 정도를 감시하는 것은 또한, 환자의 혀가 움직이는지 또는 진동하는지의 여부(예컨대, 환자가 코를 고는지의 여부), 얼마나 많이 혀가 움직이고 진동하는지에 의해, 혀의 이동 방향, 혀의 이동 속도 등과 같은 생리 데이터를 제공할 수 있다.
이들 판별된 생리 데이터 중 어느 것에라도 응답하여, 프로세서(144)는 판별된 생리 데이터에 근거해 전력의 임플란트 유닛(110)으로의 전달을 조절할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(144)는 판별된 생리 데이터에 관련되는 특정 상태를 치료하기 위해 특정한 조절 제어신호 또는 연속의 조절 제어신호들에 대한 변수들을 선정할 수 있다. 예를 들면, 생리 데이터가 혀가 진동하고 있음을 나타내면, 프로세서(144)는, 수면 무호흡증이 발생할 가능성이 있어 특정한 상태를 치료하기 위해 선택된 양으로 전력을 임플란트 유닛(110)으로 전달함으로써 반응을 나타내는 것을 판별할 수 있다. 혀가 환자의 기도를 막는 (또는 환자의 기도를 부분적으로는 막는) 위치에 있지만, 혀가 기도에서 떨어져 움직이고 있음을 생리 데이터가 나타낸다면, 프로세서(144)는 전력을 전달하지 않는 것을 선택하여 혀가 스스로 물러나는지를 판별하기 위해 대기할 수 있다. 대안적으로, (예컨대, 특히 혀가 환자의 기도에서 천천히 떨어져 움직이고 있음을 판별된 이동 속도가 나타내는 경우) 프로세서(144)는 임플란트 유닛(110)에 소량의 전력을 전달하여, 환자의 기도에서 떨어져 계속 이동하도록 혀를 자극하거나 혀가 기도에서 빨리 떨어지도록 할 수 있다.
설명된 시나리오들은 예시적인 것에 불과하다. 프로세서(144)는 이 프로세서가 다양한 여러 생리 시나리오를 세심하게 치료할 수 있게 하는 소프트웨어 및/또는 논리로 구성될 수 있다. 각 경우에, 프로세서(144)는 적절한 에너지의 양으로 혀와 관련된 신경들을 조절하기 위해 생리 데이터를 사용하여 임플란트 유닛(110)으로 전달될 전력량을 판별하도록 구성될 수 있다.
기술된 실시예들은 전력의 임플란트 유닛으로의 전달을 조절하기 위한 방법과 관련해 사용될 수 있다. 이런 방법은 환자의 신체 내에 이식된, 외부 유닛(120)과 관련된 제1 안테나(150)와 임플란트 유닛(110)과 관련된 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별하는 단계를 포함한다. 결합의 정도를 판별하는 단계는 임플란트 유닛(110)에 대해 외부에 위치하는 프로세서(144)에 의해 이루어질 수 있으며 이는 외부 유닛(120)과 관련될 수 있다. 프로세서(144)는 판별된 결합의 정도에 근거해 전력의 외부 유닛으로부터 임플란트 유닛으로의 전달을 조절하도록 구성될 수 있다.
앞서 설명된 바와 같이, 결합 정도의 판별은 프로세서가 임플란트 유닛의 위치를 추가적으로 판별하는 것을 가능하게 할 수 있다. 임플란트 유닛의 동작은 임플란트 유닛이 부착될 수 있는 신체의 부분의 동작과 상응할 수 있다. 이는 프로세서에 의해 수신된 생리 데이터로 생각될 수 있다. 프로세서는, 따라서, 생리 데이터에 근거해 전력의 전원으로부터 임플란트 유닛으로의 전달을 조절하도록 구성될 수 있다. 대안적인 실시예들에서, 결합 정도의 판별은 프로세서가 임플란트 유닛의 상태에 속하는 정보를 판별하는 것을 가능하게 할 수 있다. 이러한 상태는 임플란트 유닛의 내부상태에 속하는 정보뿐만 아니라 위치를 포함할 수 있다. 프로세서는, 임플란트 유닛의 상태에 따라, 상태 데이터에 근거해 전력의 전원으로부터 임플란트 유닛으로의 전달을 조절하도록 구성될 수 있다.
일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 유닛 상에 위치하는 프로세서를 포함할 수 있다. 임플란트 유닛(110) 상에 위치하는 프로세서는 외부 유닛과 관련된 적어도 하나의 프로세서에 대해 설명된 과정들의 전부 또는 일부를 수행할 수 있다. 예를 들면, 임플란트 유닛(110)과 관련된 프로세서는 이식제어기가 켜지게 하여 신경을 조절하기 위해 조절 신호가 이식전극들에 인가되게 하는 제어신호를 수신하도록 구성될 수 있다. 이러한 프로세서는 또한 임플란트 유닛과 관련된 다양한 감지기들을 감시하여 이런 정보를 외부 유닛으로 다시 전송하도록 구성될 수 있다. 프로세서 유닛에 대한 전력은 회로기판상의 전력공급원에 의해 공급되거나 외부 유닛으로부터의 전송을 통해 수신될 수 있다.
일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은 스스로의 전원 및 어떤 외부의 상호작용 없이 임플란트 유닛을 동작시키도록 구성된 프로세서를 포함하여서 자급자족될 수 있다. 예를 들면, 적합한 전원의 경우, 임플란트 유닛(110)의 프로세서는 (하나 이상의 감지기들 또는 다른 수단들을 통해) 환자의 신체 내의 상태들을, 언제 이들 상태가 신경 조절을 보증하고, 신경을 조절하기 위해 전극들에 대한 신호를 생성하는지를 판별하면서, 감시하도록 구성될 수 있을 것이다. 전원은 이동 또는 생체 기능에 근거해 재생될 수 있을 것이거나; 전원들이, 예컨대 유도를 통하는 것과 같이, 외부 위치로부터 주기적으로 재충전될 수 있을 것이다.
도 11은 임플란트 유닛(110)에 대한 예시적인 일 이식위치를 도시한다. 도 11은 환자의 턱의 하측 상의 피부를 통해 접근될 수 있는 턱설근(1060)의 부근에서의 이식위치를 도시한다. 도 11은 설하 신경(즉, 뇌신경 XII)을 도시한다. 설하 신경(1051)은, 그 측방향 가지(1053)와 중앙의 가지(1052)를 통해, 턱설근(1060), 설골설근(1062), 하악설골근(미도시) 및 이설골근(1061)을 포함하여, 혀의 근육들 및 다른 이설골근들을 자극한다. 도 11에 도시되지 않은 하악설골근은 구강의 바닥을 형성하여, 턱설근(1060)의 양측을 감싼다. 턱설근(1060)의 수평 부분은 말단 분기점(1055)에서의 측방향 가지(1053)로부터 분기하는 중앙 가지(1052)의 말단 섬유(1054)들에 의해 주로 자극된다. 중앙의 가지(1052)의 원위 부위는 그 후 중앙의 말단 섬유(1054)들로 다양하게 된다. 턱설근(1060)의 수평 부분의 수축은 환자의 기도를 개방하거나 유지하는 역할을 할 수 있다. 다른 설근들의 수축은 다른 기능들, 예컨대 삼킴, 발음, 및 기도의 개방 또는 폐쇄를 지원할 수 있다. 설하 신경(1051)이 여러 설근들을 자극하기 때문에, 폐쇄성 수면 무호흡증 치료는 설하 신경(1051)의 조절을 중앙의 가지(1052) 또는 설하 신경(1051)의 중앙의 말단 섬유(1054)들로 한정하는 것이 유리할 수 있다. 이런 식으로, 혀의 움직임 및 기도의 유지에 가장 책임이 있는 턱설근은 선택적으로 수축 유도 신경 조절을 목표로 할 수 있다. 대안적으로, 턱설근의 수평 부분은 선택적으로 목표로 정해질 수 있다. 그러나, 중앙의 말단 섬유(1054)들은 이설골근(1061)의 섬유 내에 위치하고 있기 때문에 신경 조절로 영향을 미치는 것이 어려울 수 있다. 본 발명의 실시예들은 이하에서 더 설명되는 바와 같이 중앙의 말단 섬유(1054)들의 조절을 촉진한다.
일부 실시예들에서, 적어도 한 쌍의 조절 전극들, 예컨대 전극들(158a, 158b), 및 적어도 하나의 회로를 포함하는 임플란트 유닛(110)은 환자 턱 하측의 진피(즉, 피부)를 통해 이식되도록 구성될 수 있다. 환자 턱 하측의 진피를 통해 이식될 때, 임플란트 유닛(110)은 환자의 설하 신경(1051)의 중앙의 가지(1052)의 중앙의 말단 섬유(1054)들에 근접하게 위치할 수 있다. 예시적인 일 이식위치(1070)가 도 11에 도시되어 있다.
일부 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은, 전극들(158a, 158b)이 설하 신경(1051)의 측방향 및 중앙의 가지들(1052, 1053)로 말단 분기점(1055)의 원위의 설하 신경(1051)의 일 부분에 대한 전기장의 인가를 통해 환자의 설하 신경의 적어도 일 부분의 조절을 유발하도록 구성될 수 있다. 추가의 또는 대안적인 실시예들에서, 임플란트 유닛(110)은, 조절 전극들(158a, 158b)로부터 연장된 전기장이 설하 신경(1051)의 중앙의 가지(1052)의 중앙 말단 섬유(1054)들 하나 이상을 조절할 수 있도록 위치할 수 있다. 따라서, 중앙의 가지(1053) 또는 중앙의 말단 섬유(1054)들은 환자의 기도를 개방하거나 유지하기에 충분할 수 있는 턱설근(1060)의 수축을 유발하도록 조절될 수 있다. 임플란트 유닛(110)이 중앙의 말단 섬유(1054)들에 근접하게 위치할 때, 전기장은 환자의 설하 신경(1051)의 측방향 가지의 조절을 실질적으로 전혀 유발하지 않도록 구성될 수 있다. 이는 턱설근(1060)의 선택적인 조절을 목표로 하는 것을 제공하는 장점을 가질 수 있다.
위에서 설명된 바와 같이, 턱설근(1060) 내에 있는 중앙 말단 섬유의 위치 때문에 설하 신경(1051)의 중앙 말단 섬유를 조절하는 것이 어려울 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 턱설근(1060)의 표면 상에 위치하도록 구성될 수 있다. 전극들(158a, 158b)은, 신경의 섬유와 접촉하지 않을 때조차 중앙의 말단 가지들(1054)의 조절을 유발하기에 충분한, 평행한 전기장(1090)을 생성하도록 구성될 수 있다. 즉, 임플란트 유닛의 음극들 및 양극들은, 임플란트 유닛(110) 및 전극들(158a, 158b)과 관련된 회로를 통해 전압이 인가되었을 때, 전극들(158a, 158b) 사이에서 뻗어 있는 전기장(1090)이 임플란트 유닛이 위치하는 근육 조직을 통해 그리고 조직 안으로 뻗어 있는 실질적으로 평행한 일련의 아크들의 형태로 되어 있을 수 있도록 구성될 수 있다. 한 쌍의 평행한 선 전극들 또는 두 원형 전극들의 시리즈가 적합한 전기장성들을 생성하기 위한 적합한 구성일 수 있다. 따라서, 적합하게 이식되었을 때, 임플란트 유닛(110)의 전극들은 평행한 전기장선들의 생성을 통해 비접촉방식으로 신경을 조절할 수 있다.
또한, 조절의 효력은 부분적으로 또는 조절될 신경 섬유에 실질적으로 평행하게 뻗어 있는 평행한 전기장선들을 생성하기에 적합한 전극 구성에 의해 증대될 수 있다. 일부 실시예들에서, 전기장선들(1090) 및 조절될 신경섬유가 부분적으로 또는 실질적으로 평행하다면 평행한 전기장선들에 의해 유도된 전류가 신경 섬유에 대한 더 큰 조절 효과를 가질 수 있다. 도 11의 삽입도는 중앙의 말단 섬유(1054)들에 실질적으로 평행한 (점선들로 도시된) 전기장선(1090)들을 생성하는 전극들(158a 및 158b)를 도시한다.
중앙의 말단 섬유(1054)들의 조절을 촉진하기 위해, 임플란트 유닛(110)은 이식되었을 때 전극들의 적절한 위치를 보장하도록 설계되거나 구성될 수 있다. 예시적인 일 이식이 도 12에 도시되어 있다.
예를 들면, 임플란트 유닛의 가요성 캐리어(161)는, 임플란트 유닛의 가요성 캐리어(161)의 적어도 일부가 턱설근(1060)과 이설골근(1061) 사이의 일 위치에 위치하도록 구성될 수 있다. 가요성 캐리어(161)는 가요성 캐리어(161)에 배치된 적어도 한 쌍의 전극이 턱설근(1060)과 하악설골근 사이에 놓이게 하는 것을 가능하게 하도록 또한 구성될 수 있다. 긴 암(161)의 연장부들(162a 및 162b) 중 하나 또는 둘 다는 턱설근의 윤곽에 맞게 구성될 수 있다. 긴 암(161)의 연장부들(162a 및 162b) 중 하나 또는 둘 다는 턱설근(1060)의 윤곽을 따라 환자의 턱 하측으로부터 떨어져 뻗치도록 구성될 수 있다. 연장부들(162a, 162b) 중 하나 또는 둘 다는 안테나(152)가 턱설근(1060)과 이설골근(1061) 사이에 위치할 때 턱설근을 감싸도록 구성될 수 있다. 이러한 구성에서, 안테나(152)는 도 12에 도시된 바와 같이 환자의 턱의 하측에 의해 한정된 평면과 실질적으로 평행한 평면에 위치할 수 있다.
가요성 캐리어(161)는, 이격된 적어도 한 쌍의 전극들이 환자의 턱설근과 인접한 근육 사이의 공간 내에 위치할 수 있도록 구성될 수 있다. 가요성 캐리어(161)는, 적어도 한 쌍의 조절 전극들(158a, 158b)이 턱설근(1060)의 수평 부분(1065)에 인접하여 이식되도록 구성되도록 구성될 수 있다. 턱설근(1060)의 수평 부분(1065)은 도 12에 도시되어 있으며 근육 섬유가 수직하거나, 경사지거나, 또는 횡 방향으로 되어 있다기 보다는 오히려 실질적으로 수평하게 뻗어 있는 근육의 부분이다. 이런 위치에서, 설하 신경 섬유는 턱설근 섬유 사이에서 그리고 턱설근 섬유에 평행하게 뻗어 있다. 이러한 위치에서, 임플란트 유닛(110)은 조절 전극들이 근육 섬유의 방향에 그리고 그에 따라 수평 부분 내의 설하 신경의 중앙의 말단 섬유(1054)들에 실질적으로 평행한 전기장을 생성하도록 구성될 수 있다.
본 발명의 일부 실시예들은 임플란트 유닛(110)의 이식을 위한 방법들, 장치들, 및 도구들을 포함할 수 있다. 도 13 내지 도15는 임플란트 유닛(110)의 이식 시에 사용하기 위한 이송 도구의 예시적인 일 실시예를 도시한다. 도 13 내지 도15에 도시된 특징들은 본 발명과 일치하는 다양한 실시예들에서 적합한 방식으로 조합될 수 있다. 이송 도구(1301)는 임플란트 유닛(110)을 적절히 위치 선정하기 위해, 임플란트 유닛(110)을 실험하기 위해, 및/또는 적절한 내부 신체 구조에 임플란트 유닛(110)을 고정할 때에 외과 의사를 지원하기 위해 이식 과정 중에 사용될 수 있다.
도 13a 및 도 13b는 이송 도구(1301)의 다양한 양태를 도시한다. 일부 실시예들에서, 이송 도구(1301)는 본체(1302), 임플란트 유닛을 지지하도록 이루어진 홀더(1303), 임플란트 작동기(1304), 및 예컨대 임플란트 작동기와 관련된 전지와 같은 전원(1308)을 포함할 수 있다. 이송 도구(1301)는 포함할 수 있다. 본체(1302)는 사용자의 엄지 손가락 및 적어도 하나의 집게 손가락을 수용하도록 형성된 손잡이를 포함할 수 있다. 홀더(1303)는 임플란트 유닛을 지지하고 나서 분리할 수 있게 되어 있는 어떤 구조물이라도 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 홀더(1303)는 임플란트 유닛(110)을 지지하도록 이루어질 수 있다. 홀더(1303)는 진공요소(미도시), 또는 랫치요소(미도시) 등과 같은, 임플란트 유닛(110)을 분리할 수 있게 지지하기 위해 다양한 구성요소를 포함할 수 있다.
홀더(1303)는 도 13c에 도시된 바와 같이 마주보는 관계로 배치된 한 쌍의 턱(1305)을 포함할 수도 있다. 마주보는 턱(1305)들의 간격은, 예컨대 이송 도구(1301)의 핀셋 형태의 움직임을 통해, 조절될 수 있다. 이송 도구(1301)의 핀셋 형태의 움직임은, 사용될 때 턱(1305)들 사이의 간격을 유지하도록 구성된, 도 14a에 도시된 바와 같은, 래칫(1406)에 의해 제어될 수 있다. 따라서, 사용자는 임플란트 유닛(110)을 턱(1305)들 내부에 위치시키고, 임플란트 유닛(110)이 구부려진 상태로 단단히 유지될 때까지 턱(1305)들을 함께 가압하며, 래칫(1406)을 사용하여 턱(1305)들의 간격을 유지할 수 있다. 임플란트 유닛(11)의 위치가 유지되는 동안 외과 의사와 같은 사용자는 그 후 이송 도구(1301)에 대한 가압을 해제할 수 있다. 외과 의사가 이식을 준비함에 따라 임플란트 유닛의 위치를 유지하는 것은 이식 과정 전에 유용할 수 있다. 이는 또한, 이식 단계들이 수행됨에 따라 외과 의사가 이식 위치에 대해 임플란트 유닛(110)을 제 위치에서 지지할 수 있기 때문에, 이식 과정 중에 유용할 수 있다.
래칫(1406)은, 예컨대 임플란트 유닛(110)이 환자 안의 원하는 위치 내에 있을 때, 턱(1305)들을 개방되게 함으로써 해제될 수 있다. 임플란트 유닛(110)은 그 후 이송 도구(1301)로부터 분리되어 환자 안의 이식되는 위치에 놓일 수 있다. 도 14a에 도시된 바와 같이, 래칫(1406)은 다양하고 적합한 구성들을 포함할 수 있다.
일부 실시예들에서, 이송 도구(1301)의 본체(1302)의 다리들은 홀더(1303)에 근접한, 도 14c에 도시된, 굴곡부를 가질 수 있다. 수술 중에 도구의 본체가 환자의 신체와 더 평행하게 되는 것을 가능하게 할 수 있는 이러한 굴곡부는 본체(1302)의 상부와 하부 사이의 각도(α)를 생성할 수 있다. 각도(α)는 900도 내지 150도일 수 있다. 각도(α)는 150도 미만, 135도 미만, 120도 미만, 105도 미만, 및 거의 90도와 동등한 것일 수 있다. 이송 도구 내의 굴곡부는 외과 의사가 수술 중에 이식영역을 보는 것을 더 쉽게 할 수 있다.
일부 실시예들에서, 이식도구에는 이식도구의 본체(1302)의 일부가 다른 부위에 대해 회전할 수 있게 하는 회전부가 마련될 수 있다. 예를 들어, 회전 부위는 이식도구 내의 굴곡부를 변화가 많게 만들도록 제공될 수 있다. 하나 이상의 회전 부위가 제공될 수 있다.
임플란트 유닛(110)의 구부러진 상태는, 임플란트 유닛(110)이 이식될 때의 조직 윤곽과 실질적으로 일치하게 되도록 선택될 수 있다. 예를 들어, 홀더(1303)는 임플란트 유닛(110)을, 구부려지거나, 만곡되거나, 압축되거나 또는 펴진 구성으로 지지할 수 있다. 도 13c에 도시된 바와 같이, 홀더(1303)는, 임플란트 홀더(110)의 제1 연장부(162a)가 제2 턱(1307)와 실질적으로 맞닿게 유지되고 임플란트 홀더(110)의 제2 연장부(162b)가 제1 턱(1306)과 실질적으로 맞닿게 유지되도록 임플란트 유닛(110)을 지지할 수 있다.
홀더(1303)는 또한 외과 봉합선들을 수용하도록 구성된, 적어도 하나의 봉합선 안내부재(1501)를 포함할 수 있다. 도 15에 도시된 바와 같이, 봉합선 안내부재(1501)는 외과 바늘의 삽입을 위해 마련된 제1 봉합선 안내부(1502) 및 제2 봉합선 안내부(1503)를 포함할 수 있다. 제1 봉합선 안내부(1502)는 홀더(1303)의 제1 측에 배치될 수 있고 제2 봉합선 안내부(1503)는 홀더(1303)의 제1 측에 배치될 수 있는데, 제2 측은 제1 측과 마주보고 있다. 그러므로, 제1 및 제2 봉합선 안내부(1502, 1503)는 홀더(1303)와 결합될 수 있다.
제1 봉합선 안내부(1502)는 턱(1305)들 내에 하나 이상의 구멍을 포함할 수 있고, 제2 봉합선 안내부(1503)는 만곡된 통로를 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 제1 봉합선 안내부(1502)는 제1 턱(1306) 내에 구멍을 포함할 수 있다. 제2 봉합선 안내부(1503)는 제2 턱(1307)로부터 뻗어 있는 이취 형상을 포함할 수 있다. 통로는 외과 바늘과 일치하는 곡률반경을 가질 수 있다. 예를 들면, 봉합선 안내부재(1501)는 어떤 형태의, 예컨대 1/4 원, 3/8 원, 5/8 원, 1/2 원 또는 1/2 만곡된 외과 봉합 바늘이라도 수용하도록 만들어질 수 있다. 봉합선 안내부재(1501)는 임플란트 유닛(110)의 봉합공(160)들 및/또는 수술용 메쉬(1050)와 일치하도록 구성될 수 있고, 따라서 이식 과정을 용이하게 한다.
이식 과정 중에, 임플란트 유닛(110)이 환자의 조직 구조에 일치하도록 위치될 수 있어, 외과 의사는 봉합선 안내부재(1501)를 사용하여 봉합 바늘을 적절히 위치시키고 안내하여 임플란트 유닛(110)을 제 위치에 봉합할 수 있다. 봉합선 안내부재(1501)는 봉합선 안내부재(1501)와 환자의 조직 사이의 소정의 각도를 설정하도록 구성될 수 있고, 따라서 소정의 각도로 봉합 바늘의 삽입을 가능하게 함으로써 외과 의사를 지원할 수 있다. 예를 들어, 봉합선 안내부재(1501)는 봉합선 안내부재(1501)와 환자의 조직 사이에서 약 90도의 각도를 설정할 수 있다. 다른 실시예들에서, 봉합선 안내부재(1501)는 약 60, 약 45, 또는 약 30도의 각도를 설정할 수 있다.
일부 실시예들에서, 이송 도구(1301)는 임플란트 유닛(110)의 정 위치로의 기계화된 봉합을 가능하게 하도록 자동 봉합 유닛을 포함할 수 있다. 자동 봉합 유닛은, 좀 더 상세히 설명되는, 임플란트 작동기(1304)의 명령 시에, 임플란트 유닛(110) 내의 구멍들을 통해 봉합사를 나가게 하도록 구성될 수 있다.
위에서 설명된 바와 같은 도 13a 내지 도13c로 되돌아가면, 이송 도구(1301)는 임플란트 작동기(1304)를 포함할 수 있다. 임플란트 작동기(1304)는 이식 과정 중에 다음과 같이 사용될 수 있다. 임플란트 작동기(1304)는 제1 안테나 및 제1 안테나와 전기 통신하는 상태의 적어도 하나의 프로세서 및 전원을 포함할 수 있다. 임플란트 작동기는 신경조절반응 검출기(1350)로부터 정보를 더 수신할 수 있다. 신경조절반응 검출기(1350)는, 예컨대, 신경 조절을 판별하기 위해 임플란트 작동기(1304)에 의해 사용될 수 있는 근육의 활동을 검출하도록 구성된 적어도 한 쌍의 근전도 검사(EMG) 전극을 포함할 수 있다. 신경조절반응 검출기(1350)는 이식 과정 중에 환자와 접촉되도록 이송 도구(1301)의 적어도 일부에 배치될 수 있다. 예를 들어, 신경조절반응 검출기(1350)는 도 13c에 도시된 바와 같이, 홀더(1303)에 배치될 수 있다. 홀더(1303)가 턱(1305)들을 포함하는 일 실시예에서, 신경조절반응 검출기(1350)는 이식 과정 중에 환자의 조직과 접촉하도록 턱(1305)들에 위치하는 EMG 전극들을 포함할 수 있다. 대안적인 실시예들에서, 이송 도구(1301)는, 예컨대 도 13b에 도시된 바와 같이, 환자의 조직과 접촉하도록 신경조절반응 검출기를 어떤 한 위치에 위치시키도록 구성된 연장 암(1365)을 포함할 수 있다.
임플란트 작동기(1304)는, 예컨대 제1 안테나(1310)에 의해 전송된 신호들을 통해, 임플란트 유닛(110)과 무선으로 상호작용하도록 구성될 수 있다. 제1 안테나(1310)는 제1 안테나에 대해 본원에서 설명된 안테나 구조물들 중 어느 것이라도 포함할 수 있고, 또한 권선 코일, 비-라미네이트 권선코일 및 리츠 와이어 코일을 더 포함할 수 있다.
임플란트 작동기(1304)는, 제1 및 제2 면(1315, 1316) 사이에 형성된 트랙(1314) 내에서 이동할 수 있도록 이송 도구(1301) 상에 이동할 수 있게 배치될 수 있다. 그러므로, 임플란트 작동기(1304)는 트랙(1314) 내에서, 턱(1305)들 사이에 배치된 채, 임플란트 유닛(110)을 향해 그리고 임플란트 유닛으로부터 멀어지게 이동할 수 있다. 예를 들어, 임플란트 작동기(1304)는 제1 위치(도 13a)로부터 제2 위치(도 13b)로 본체(1302)를 따라 소정의 간격 이동할 수 있다. 또한 하나 이상의 고정수단(1317)이 본체(1302)를 따라 위로 그리고 아래로 이동하고 있을 때 트랙(1314) 내에서 임플란트 작동기(1340)를 고정하여 유지한다고 생각된다. 추가적으로 또는 대안적으로, 임플란트 작동기(1304) 상의 돌출부(1312)는 트랙(1314)에 의해 형성된 홈 내에서 이동할 수 있다. 고정수단(1317) 및/또는 돌출부(1312)는 본체(1302)를 따라 소정의 위치에서 임플란트 작동기(1304)를 선택적으로 고정할 수 있다.
슬라이드 가능한 결합부(1321)는 임플란트 작동기(1304)가 제1 위치로부터 제2 위치를 향해 이동하게 하거나 제2 위치로부터 제1 위치를 향하게 하는 임플란트 작동기(1304)를 작동시킬 수 있다. 예를 들어, 슬라이드 가능한 결합부(1321)는 사용자에 의해 접촉되도록 구성된 방아쇠 또는 버튼을 포함할 수 있다. 일 실시예에서, 사용자는 임플란트 작동기(1304)를 작동시키기 위해 슬라이드 가능한 결합부(1321)를 누를 수 있다. 대안적으로, 임플란트 작동기(1304)는 선회 부착장치(미도시)에 의해 촉진되는 선회운동을 통해 제1 위치로부터 제2 위치로, 그리고 제2 위치로부터 제1 위치로 이동할 수 있다. 또한 사용자가 임플란트 작동기(1304)를 원하는 위치로 이동시켜 트랙(1314)을 따라 임플란트 작동기(1304)를 이동시킬 수 있다고 생각된다. 도 14a 내지 도 14c에 도시된 바와 같이, 임플란트 작동기(1304)는 다양한 형상 및 사용자의 손가락들 또는 손바닥에 일치하게 구성된 함몰부들을 포함할 수 있다. 이는 임플란트 작동기(1304)의 용이한 이동을 가능하게 할 수 있다. 개시된 실시예들로부터 벗어나지 않고서 임플란트 작동기(1304)의 위치를 이동시키는 다른 수단이 또한 사용될 수 있다.
프로세서(1340)는 작동기 안테나(1310)과 제2 안테나(152) 사이의 결합의 정도를 판별하여 조절하도록 구성될 수 있다. 도 13a에 도시된 바와 같이, 프로세서(1340)는 이송 도구(1301)의 본체(1302)의 표면 내에 또는 표면 상에 위치할 수 있다. 대안적인 실시예들에서, 프로세서(1340)는 이송 도구(1301) 외부의 위치로부터 유선 또는 무선 통신을 하도록 구성될 수 있다. 프로세서(1340)는, 예를 들어, 하나 이상의 집적 회로, 마이크로 칩, 마이크로 컨트롤러, 및 마이크로 프로세서를 포함할 수 있고, 이들은 중앙 처리 유닛(CPU), 디지털 신호 프로세서(DSP), 현장 프로그램 가능 게이트 어레이(FPGA), 또는 명령들을 실행하거나 논리 연산들을 수행하기에 적합할 수 있는 당업자에게 공지된 기타 임의의 회로의 전부 또는 일부일 수 있다.
전원(1308)은 이송 도구(1301)의 본체(1302)에 분리 가능하게 또는 영구적으로 결합될 수 있다. 예를 들어, 도 13a에 도시된 바와 같이, 전원은 임플란트 작동기(1304)의 외면 또는 내면에 배치될 수 있다. 전원(1308)은 프로세서(1340) 및 작동기 임플란트 유닛(1310)과 전기 및 무선 통신할 수 있다. 예를 들어, 전원(1308)은 작동기 안테나(1310)와 프로세서(1340)를 포함하는 다양한 구성요소들을, 전력을 이들 구성요소로 전달함으로써, 작동시키도록 구성될 수 있다. 전원(1308)은 작동기 임플란트 유닛(1310) 및 프로세서(1340)를 작동시킬 수 있는 어떤 전원, 예컨대 전지, 라도 포함할 수 있다.
작동기 안테나(1310)는 프로세서(1340) 및 전원(1308)과 통신할 수 있는 상태일 수 있으며 임플란트 유닛(110)의 제2 안테나(152)와 상호작용하여 제2 안테나를 작동시키도록 구성될 수 있다. 그러므로, 작동기 안테나(1310)는 이식 과정 중에 전원(1308)으로부터 임플란트 유닛(110)으로 전력을 선택적으로 전송하도록 구성될 수 있다. 작동기 안테나(1310)는 전자기장을 생성하도록 구성된 어떤 전도성 구조물이라도 포함할 수 있다. 작동기 안테나(1310)는 어떤 적합한 크기, 형상, 및/또는 구성으로도 될 수 있다. 크기, 형상, 및/또는 구성은 환자의 사이즈, 임플란트 유닛(110)의 배치위치, 임플란트 유닛(110)의 크기 및/또는 형상, 임플란트 유닛(110)을 작동시키는 데 필요한 에너지의 양, 임플란트 유닛(110) 상에 있는 수신 전자기기의 형태 등에 의해 결정될 수 있다.
작동기 안테나(1310)는 신호들을 송신 및/또는 수신하도록 구성될 수 있는 당업자에게 공지된 어떤 적합한 안테나라도 포함할 수 있다. 적합한 안테나들은 긴 유선 안테나, 패치 안테나, 헬리컬 안테나 등을 포함할 수 있지만 이들로 한정되는 것은 아니다. 일 실시예에서, 예를 들면, 작동기 안테나(1310)는 코일 안테나를 포함할 수 있다. 이러한 코일 안테나는 임의의 적합한 전도성 재료로 만들어질 수 있고 전도성 코일들의 임의의 적합한 배치(예컨대, 직경, 코일 개수, 코일의 레이아웃 등)를 포함하도록 구성될 수 있다. 작동기 안테나(1310)를 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 0.1 cm 내지 10 cm의 직경을 가질 수 있고, 다른 적합한 형상들 중에서, 원형이거나 타원형일 수 있다. 일부 실시예들에서, 작동기 안테나(1310)는 0.5 cm 내지 2 cm의 직경을 가질 수 있고, 타원형일 수 있다. 작동기 안테나(1310)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 임의의 수, 예컨대, 4, 8, 12, 또는 그 이상의 권선수를 가질 수 있다. 작동기 안테나(1310)로 사용하기에 적합한 코일 안테나는 약 0.001 mm 내지 2 mm의 권선 직경을 가질 수 있다. 이들 안테나 변수들은 예시적인 것일 뿐이며, 적합한 결과를 얻기 위해 주어진 범위 이상 또는 이하로 조절될 수 있다. 또한 작동기 안테나(1310)가 제2 안테나(152)와 동일한 안테나를 포함할 수 있다고 생각된다.
예시적인 하나의 이식 과정 중에, 외과 의사는 이송 도구(1301)를 사용하여 유망한 이식위치에 임플란트 유닛(110)을 위치시킬 수 있고 임플란트 유닛이 유망한 이식위치의 조직과 실질적으로 일치하도록 턱(1305)들을 접촉시켜 임플란트 유닛(110)을 구부릴 수 있다. 유망한 이식위치는 신경 조절에 적합한 위치일 수 있다. 외과 의사는 임플란트 작동기(1304)를 도 13a에 도시된 바와 같은 제1 위치로부터 도 13b에 도시된 바와 같은 제2 위치로 이동시킬 수 있다. 이송 도구 본체(1301)의 슬라이드 가능한 결합부(1320)는 임플란트 작동기(1304)를 제1 위치로부터 제2 위치로 이동시키기 위해 사용될 수 있다. 대안적으로, 임플란트 작동기(1304)는 선회 부착장치(미도시)에 의해 용이해지는 선회운동을 통해 제1 위치로부터 제2 위치로 이동될 수 있다. 임플란트 작동기를 제1 위치로부터 제2 위치로 이동시키는 다른 수단이 개시된 실시예들로부터 벗어나지 않고서 사용될 수 있다. 임플란트 작동기를 제1 위치로부터 제2 위치로 이동시키는 것은 제1 안테나(1310)를 임플란트 유닛(110)의 제2 안테나(152)와 근접한 상태로 되게 하는 효과를 가진다. 제2 위치에서 전압이 인가되었을 때, 제1 안테나(1310)는, 예컨대, 무선주파수 전달을 통해 전력을 임플란트 유닛(110)으로 전달할 수 있다.
제1 안테나(1310)와 제2 안테나(152) 사이의 전력 전달은 이식도구(1301)의 손잡이 상의 버튼으로서 도 13b에 도시된, 작동기(1320)에 의해 가능해질 수 있다. 그러나, 작동기(1320)는 임플란트 작동기로 보내진 전력을 작동시키는 임의의 장치라 할 수 있다. 이런 장치는, 외과 의사가 전력을 임플란트 작동기로 전달하기 위해 스위치와 접촉하여 "온" 위치로 되게 할 수 있는 방식으로, 이송 도구의 본체에 위치할 수 있는 온/오프 위치를 구비한 스위치를 포함할 수 있다. 이런 작동기는 임플란트 작동기의 어떤 뜻하지 않은 작동이라도 방지하기 위한 안전 장벽으로 작동할 수 있다. 이런 작동기는 또한 이송 도구의 외부에 위치할 수 있으며 임플란트 작동기와 연결되게 될, 예컨대, 케이블을 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 작동기(1304)의 전원은 임플란트 작동기(1304) 내에 들어가 있는 전지를 포함할 수 있다.
임플란트 작동기를 제1 위치로부터 제2 위치로 이동시킨 후에, 외과 의사는 임플란트 유닛(110)의 기능성을 시험하기 위해 제1 안테나(1310)와 임플란트 유닛(110)의 제2 안테나(152) 사이의 전력 전달을 가능하게 할 수 있다. 임플란트 작동기(1304)는 프로세서(144)와 외부 유닛(120)의 회로(170)에 대해 앞서 설명된 임의의 또는 모든 기능을 가지는 프로세서 및 회로를 포함할 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 작동기(1304)는, 구성요소들이 공간상의 고려사항들을 위해서만 변경되어 있는 상태로, 프로세서 및 외부 유닛(120)의 회로와 유사하거나 동일한 회로를 포함할 수 있다. 대안적인 실시예들에서, 임플란트 작동기(1304)는 임플란트 유닛(110)을 시험하기 위해 특별히 구성된 프로세서를 포함한다.
일단 임플란트 작동기(1304)에 의해 작동되면, 임플란트 유닛(110)은 임플란트 작동기(1304)로의 피드백에 의해 그리고 환자의 반응에 대한 관찰을 통해 시험될 수 있다. 즉, 외과 의사는 임플란트 유닛(110)의 작동조절 전극들(158a, 158b)에 인가된 신호들이 환자의 신경들을 효과적으로 조절하는지에 근거해 유망한 이식 위치가 적합하다고 결정할 수 있다. 예를 들면, 수면 호흡 장애의 치료를 위해 임플란트 유닛(110)을 배치할 때, 외과 의사는 전력 전달 중의 환자의 혀의 움직임을 관찰함으로써 유망한 이식위치를 결정할 수 있다. 다른 예들에서, 외과 의사는 기도의 확장을 관찰하기 위해 내시경을 사용할 수 있다. 일부 실시예들에서, 신경조절반응 검출기(1350)는 신경조절반응을 검출하는 것 및 임플란트 작동기(1304)가 전력의 임플란트 유닛(110)으로의 인가의 결과로 생긴 신경조절반응의 정도를 판별할 수 있게 하는 것이 보증될 수 있다. 신경조절반응 검출기가 EMG 전극들을 포함하는 일 실시예에서, 이들 EMG 전극은 임플란트 유닛(110)에 의해 유발된 조절의 결과로서 발생하는 신경근육의 활동을 측정하는 것이 보증될 수 있다.
임플란트 작동기(1304)는 또한 역치의 정도가 결정될 때 임플란트 유닛 이송 도구로부터 임플란트 유닛(110)의 분리를 할 수 있도록 구성될 수 있다. 따라서, 임플란트 작동기(1304)는 역치의 정도의 결정에 의해 나타난 바와 같은 효과적인 신경조절이 이루어질 때까지 임플란트 유닛의 분리를 허용하지 않도록 구성될 수 있다. 일부 실시예들에서, 임플란트 작동기(1304)는 외과 의사에게 신경 조절의 역치의 정도가 얻어졌다고 경보를 발하기 위해 빛들이나 오디오 장치들로 구성될 수 있다. 유망한 이식 위치가 적합한 조절 위치와 같다고 판별한 후에, 외과 의사는 그 후 봉합선들로 임플란트 유닛(110)을 제 위치에 고정할 수 있다.
임플란트 작동기(1304)는 또한 이식 과정의 시작 전에 임플란트 유닛(110)의 기능성을 확인하기 위해 사용될 수 있다. 외과 의사는 위에서 설명된 바와 같이 임플란트 유닛(110)과 함께 이송 도구(1301)를 준비하여, 신체 내에 임플란트 유닛(110)을 위치시키지 않고서 임플란트 작동기(1304)를 제1 위치로부터 제2 위치로 이동시킬 수 있다. 이런 방법에서, 외과 의사는 그 후 임플란트 유닛(110)을 작동시켜 임플란트 유닛(110)이 제조 불량의 결점을 가지지 않는 다는 것을 확인할 수 있다. 임플란트 작동기(1304)는 임플란트 유닛(110)의 기능성을 확인하기 위해 본원에서 설명된, 예컨대, 결합검출기법을 사용할 수 있다. 이러한 확인의 결과는, 예컨대, 오디오 출력, 시각적 출력, 및/또는 촉각적인 출력을 통해 출력될 수 있다.
본 발명의 다른 실시예들은 본 발명의 명세서 및 실시의 고려사항으로부터 당업자에게는 명백할 것이다.
본 발명이 특정 상태의 치료를 위해 사용된 신경조절 이송장치들의 예들을 제공하지만, 개시된 신경조절 전달장치들의 사용은 개시된 예들로 한정되는 것은 아니다. 신경 조절을 위한 본 발명의 실시예들의 사용들의 개시는 예시적인 것일 뿐이라고 생각되어야 한다. 가장 광의의 의미에서, 본 발명은 신경 조절을 통한 임의의 생리 상태의 치료와 관련되어 사용될 수 있다. 대안적인 실시예들은, 본 발명의 취지 및 범위를 벗어나지 않고서 당업자에게는 명백하게 될 것이다. 따라서, 본 발명의 범위는 전술한 설명보다는 오히려 첨부된 특허청구의 범위에 의해 규정된다.

Claims (8)

  1. 본체;
    상기 본체의 원위 단부에 배치되고, 임플란트 유닛을 지지하도록 되어 있는 홀더; 및
    전원으로부터 전력을 수신하도록 구성되고, 상기 본체에 결합되는 임플란트 작동기를 포함하는 임플란트 유닛 이송 도구로서,
    상기 임플란트 작동기는,
    환자의 신체 내로 상기 임플란트 유닛을 이식하는 동안 상기 전원으로부터 상기 임플란트 유닛에 전원을 선택적으로 무선 전송하여 상기 환자의 신체 내에서 적어도 하나의 신경에 대한 조절을 유발하고;
    상기 전원으로부터 상기 임플란트 유닛에 전력을 선택적으로 무선 전송한 결과로 나타나는 신경 조절 반응의 정도를 판별하도록 구성된, 임플란트 유닛 이송 도구.
  2. 제1항에 있어서, 이식 과정 동안 상기 환자의 신체와 접촉하여 상기 신경 조절을 판별하도록 구성된 적어도 한 쌍의 근전도 검사 전극을 더 포함하는, 임플란트 유닛 이송 도구.
  3. 제1항에 있어서, 상기 근전도 검사 전극은 상기 홀더 상에 위치하는, 임플란트 유닛 이송 도구.
  4. 제1항에 있어서, 원위 연장부를 더 포함하고, 상기 근전도 검사 전극이 상기 원위 연장부 상에 위치하는, 임플란트 유닛 이송 도구.
  5. 제1항에 있어서, 상기 임플란트 작동기는, 신경 조절의 역치(threshold)의 정도가 결정될 때, 상기 홀더로부터 상기 임플란트 유닛을 분리할 수 있도록 되어 있는, 임플란트 유닛 이송 도구.
  6. 제1항에 있어서, 상기 임플란트 작동기는, 신경 조절의 역치의 정도가 결정될 때, 이를 사용자에게 알리도록 되어 있는, 임플란트 유닛 이송 도구.
  7. 제1항에 있어서, 상기 작동기의 명령에 의해 상기 임플란트 유닛 내의 구멍들을 통해 봉합사를 전진시키도록 구성된 자동 봉합 유닛을 더 포함하는, 임플란트 유닛 이송 도구.
  8. 제1항에 있어서, 상기 본체는 제1 다리(leg) 및 제2 다리를 포함하고, 상기 홀더는 상기 제1 다리 및 상기 제2 다리의 원위 단부에 각각 배치된 제1 턱(jaw)및 제2 턱을 포함하는, 임플란트 유닛 이송 도구.
KR1020167001271A 2013-06-17 2014-06-17 임플란트 유닛 이송 도구 KR20160100900A (ko)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201361836089P 2013-06-17 2013-06-17
US61/836,089 2013-06-17
PCT/IB2014/002158 WO2014207576A2 (en) 2013-06-17 2014-06-17 Implant unit delivery tool

Publications (1)

Publication Number Publication Date
KR20160100900A true KR20160100900A (ko) 2016-08-24

Family

ID=52019872

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020167001299A KR20160100291A (ko) 2013-06-17 2014-06-17 치료 기간에 걸친 조절의 동적 수정
KR1020167001271A KR20160100900A (ko) 2013-06-17 2014-06-17 임플란트 유닛 이송 도구

Family Applications Before (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020167001299A KR20160100291A (ko) 2013-06-17 2014-06-17 치료 기간에 걸친 조절의 동적 수정

Country Status (9)

Country Link
US (8) US9308381B2 (ko)
EP (2) EP3010409B1 (ko)
KR (2) KR20160100291A (ko)
CN (3) CN105873637B (ko)
AU (4) AU2014288938B2 (ko)
BR (2) BR112015031502A2 (ko)
CA (3) CA2917532A1 (ko)
IL (1) IL243043B (ko)
WO (2) WO2014207576A2 (ko)

Families Citing this family (188)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8097926B2 (en) 2008-10-07 2012-01-17 Mc10, Inc. Systems, methods, and devices having stretchable integrated circuitry for sensing and delivering therapy
US8389862B2 (en) 2008-10-07 2013-03-05 Mc10, Inc. Extremely stretchable electronics
US9123614B2 (en) 2008-10-07 2015-09-01 Mc10, Inc. Methods and applications of non-planar imaging arrays
US9849289B2 (en) * 2009-10-20 2017-12-26 Nyxoah SA Device and method for snoring detection and control
US20150018728A1 (en) 2012-01-26 2015-01-15 Bluewind Medical Ltd. Wireless neurostimulators
US11871901B2 (en) 2012-05-20 2024-01-16 Cilag Gmbh International Method for situational awareness for surgical network or surgical network connected device capable of adjusting function based on a sensed situation or usage
DE102012013534B3 (de) 2012-07-05 2013-09-19 Tobias Sokolowski Vorrichtung für repetitive Nervenstimulation zum Abbau von Fettgewebe mittels induktiver Magnetfelder
JP2016500869A (ja) 2012-10-09 2016-01-14 エムシー１０ インコーポレイテッドＭｃ１０，Ｉｎｃ． 衣類と一体化されたコンフォーマル電子回路
WO2014087337A1 (en) 2012-12-06 2014-06-12 Bluewind Medical Ltd. Delivery of implantable neurostimulators
US9706647B2 (en) 2013-05-14 2017-07-11 Mc10, Inc. Conformal electronics including nested serpentine interconnects
CA2917532A1 (en) * 2013-06-17 2014-12-31 Guy SIMAN Implant unit delivery tool
WO2015077283A1 (en) 2013-11-19 2015-05-28 The Cleveland Clinic Foundation System for treating obstructive sleep apnea
EP3071096A4 (en) 2013-11-22 2017-08-09 Mc10, Inc. Conformal sensor systems for sensing and analysis of cardiac activity
US10149933B2 (en) 2014-07-25 2018-12-11 Minnetronix, Inc. Coil parameters and control
US9855376B2 (en) 2014-07-25 2018-01-02 Minnetronix, Inc. Power scaling
US10682521B2 (en) 2014-08-15 2020-06-16 Axonics Modulation Technologies, Inc. Attachment devices and associated methods of use with a nerve stimulation charging device
US11504192B2 (en) 2014-10-30 2022-11-22 Cilag Gmbh International Method of hub communication with surgical instrument systems
US9827419B2 (en) 2014-11-26 2017-11-28 Spr Therapeutics, Llc Electrical stimulator for peripheral stimulation
EP3928827A1 (en) * 2014-12-31 2021-12-29 Stimwave Technologies Incorporated Antenna assembly
CN107427685B (zh) * 2015-01-09 2021-09-21 艾克索尼克斯股份有限公司 与神经刺激充电设备一起使用的附接设备及相关联方法
US10342908B2 (en) 2015-01-14 2019-07-09 Minnetronix, Inc. Distributed transformer
DE102016100534A1 (de) 2015-01-16 2016-07-21 Vlad BLUVSHTEIN Datenübertragung in einem transkutanen Energieübertragungssystem
WO2016130835A1 (en) * 2015-02-12 2016-08-18 Creasey Graham H Non-invasive selective human and mammalian nerve stimulation apparatus, system and method
CN107530004A (zh) 2015-02-20 2018-01-02 Mc10股份有限公司 基于贴身状况、位置和/或取向的可穿戴式设备的自动检测和构造
EP3271006B1 (en) * 2015-03-20 2020-07-15 Intelligent Implants Limited System for dynamically stimulating bone growth
DE102016106657A1 (de) 2015-04-14 2016-10-20 Minnetronix, Inc. Repeater-resonanzkreis
US11491342B2 (en) 2015-07-01 2022-11-08 Btl Medical Solutions A.S. Magnetic stimulation methods and devices for therapeutic treatments
US10695575B1 (en) 2016-05-10 2020-06-30 Btl Medical Technologies S.R.O. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
US20180001107A1 (en) 2016-07-01 2018-01-04 Btl Holdings Limited Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
DE102015010189A1 (de) * 2015-08-04 2017-02-09 Infineon Technologies Ag Körperparameterüberwachungsvorrichtung
US10195428B2 (en) 2015-09-29 2019-02-05 Medtronic, Inc. Neural stimulation to treat sleep apnea
US10939847B2 (en) 2015-10-07 2021-03-09 Verily Life Sciences Llc Radio frequency and optical reader scanning array
US10105540B2 (en) 2015-11-09 2018-10-23 Bluewind Medical Ltd. Optimization of application of current
US10617880B2 (en) 2015-12-08 2020-04-14 Intelligent Implants Limited System and method for an electrical implant device with increased patient compliance
US9672393B1 (en) 2016-02-01 2017-06-06 Verily Life Sciences, LLC Phase controlled array for wirelessly powering implantable devices
US10277386B2 (en) 2016-02-22 2019-04-30 Mc10, Inc. System, devices, and method for on-body data and power transmission
US10390759B2 (en) 2016-02-25 2019-08-27 Welch Allyn, Inc. Physical assessment parameter measuring device
WO2017184753A1 (en) 2016-04-19 2017-10-26 Inspire Medical Systems, Inc. Accelerometer-based sensing for sleep disordered breathing (sdb) care
US11464993B2 (en) 2016-05-03 2022-10-11 Btl Healthcare Technologies A.S. Device including RF source of energy and vacuum system
US11247039B2 (en) 2016-05-03 2022-02-15 Btl Healthcare Technologies A.S. Device including RF source of energy and vacuum system
US11534619B2 (en) 2016-05-10 2022-12-27 Btl Medical Solutions A.S. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
US10583287B2 (en) 2016-05-23 2020-03-10 Btl Medical Technologies S.R.O. Systems and methods for tissue treatment
US10556122B1 (en) 2016-07-01 2020-02-11 Btl Medical Technologies S.R.O. Aesthetic method of biological structure treatment by magnetic field
USD876628S1 (en) 2016-07-20 2020-02-25 Nyxoah S.A. Medical implant
US10447347B2 (en) 2016-08-12 2019-10-15 Mc10, Inc. Wireless charger and high speed data off-loader
USD988519S1 (en) 2016-09-12 2023-06-06 Nyxoah S.A. Patch
US20190275320A1 (en) * 2016-11-08 2019-09-12 Massachusetts Institute Of Technology Systems and methods of facial treatment and strain sensing
US10124178B2 (en) 2016-11-23 2018-11-13 Bluewind Medical Ltd. Implant and delivery tool therefor
US20190344072A1 (en) * 2016-11-28 2019-11-14 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Respiration Monitoring Sensor for a Laryngeal Pacemaker
WO2018119193A1 (en) * 2016-12-21 2018-06-28 Mc10, Inc. Buffered adhesive structures for wearable patches
CN106691382B (zh) * 2016-12-26 2020-12-15 赛博龙科技(北京)有限公司 一种基于时频相似性的鼾声检测方法及装置
CN110234392B (zh) * 2017-01-26 2023-08-11 心脏起搏器股份公司 具有被包覆模制的组件的无引线装置
US10576289B2 (en) 2017-02-17 2020-03-03 Qualcomm Incorporated Power and communication of neurocell clusters
US10104499B2 (en) 2017-02-23 2018-10-16 Denso International America, Inc. Motor vehicle key location system using wireless signal
CN110325243B (zh) * 2017-02-28 2023-12-05 尼科索亚股份有限公司 外科植入系统
EP3391808A1 (en) * 2017-04-18 2018-10-24 Koninklijke Philips N.V. Method and system for detecting migration of medical inserts or implants
US20180353764A1 (en) 2017-06-13 2018-12-13 Bluewind Medical Ltd. Antenna configuration
US11406390B2 (en) 2017-10-30 2022-08-09 Cilag Gmbh International Clip applier comprising interchangeable clip reloads
US11229436B2 (en) 2017-10-30 2022-01-25 Cilag Gmbh International Surgical system comprising a surgical tool and a surgical hub
US11510741B2 (en) 2017-10-30 2022-11-29 Cilag Gmbh International Method for producing a surgical instrument comprising a smart electrical system
US11911045B2 (en) 2017-10-30 2024-02-27 Cllag GmbH International Method for operating a powered articulating multi-clip applier
US11317919B2 (en) 2017-10-30 2022-05-03 Cilag Gmbh International Clip applier comprising a clip crimping system
US11311342B2 (en) 2017-10-30 2022-04-26 Cilag Gmbh International Method for communicating with surgical instrument systems
US11291510B2 (en) 2017-10-30 2022-04-05 Cilag Gmbh International Method of hub communication with surgical instrument systems
US11564756B2 (en) 2017-10-30 2023-01-31 Cilag Gmbh International Method of hub communication with surgical instrument systems
US11801098B2 (en) 2017-10-30 2023-10-31 Cilag Gmbh International Method of hub communication with surgical instrument systems
US11291465B2 (en) 2017-10-30 2022-04-05 Cilag Gmbh International Surgical instruments comprising a lockable end effector socket
CN107970524A (zh) * 2017-12-01 2018-05-01 北京品驰医疗设备有限公司 一种测试刺激器
KR102387573B1 (ko) * 2017-12-12 2022-04-18 삼성전자주식회사 내부 장치, 외부 장치, 사용자 단말 및 전자 장치 및 이들의 동작 방법
US11612408B2 (en) 2017-12-28 2023-03-28 Cilag Gmbh International Determining tissue composition via an ultrasonic system
US11213359B2 (en) 2017-12-28 2022-01-04 Cilag Gmbh International Controllers for robot-assisted surgical platforms
US11589888B2 (en) 2017-12-28 2023-02-28 Cilag Gmbh International Method for controlling smart energy devices
US11446052B2 (en) 2017-12-28 2022-09-20 Cilag Gmbh International Variation of radio frequency and ultrasonic power level in cooperation with varying clamp arm pressure to achieve predefined heat flux or power applied to tissue
US11559307B2 (en) 2017-12-28 2023-01-24 Cilag Gmbh International Method of robotic hub communication, detection, and control
US11744604B2 (en) 2017-12-28 2023-09-05 Cilag Gmbh International Surgical instrument with a hardware-only control circuit
US11364075B2 (en) * 2017-12-28 2022-06-21 Cilag Gmbh International Radio frequency energy device for delivering combined electrical signals
US11109866B2 (en) 2017-12-28 2021-09-07 Cilag Gmbh International Method for circular stapler control algorithm adjustment based on situational awareness
US11234756B2 (en) 2017-12-28 2022-02-01 Cilag Gmbh International Powered surgical tool with predefined adjustable control algorithm for controlling end effector parameter
US11308075B2 (en) 2017-12-28 2022-04-19 Cilag Gmbh International Surgical network, instrument, and cloud responses based on validation of received dataset and authentication of its source and integrity
US11576677B2 (en) 2017-12-28 2023-02-14 Cilag Gmbh International Method of hub communication, processing, display, and cloud analytics
US20190201139A1 (en) 2017-12-28 2019-07-04 Ethicon Llc Communication arrangements for robot-assisted surgical platforms
US11304745B2 (en) 2017-12-28 2022-04-19 Cilag Gmbh International Surgical evacuation sensing and display
US11291495B2 (en) 2017-12-28 2022-04-05 Cilag Gmbh International Interruption of energy due to inadvertent capacitive coupling
US11284936B2 (en) 2017-12-28 2022-03-29 Cilag Gmbh International Surgical instrument having a flexible electrode
US11832899B2 (en) 2017-12-28 2023-12-05 Cilag Gmbh International Surgical systems with autonomously adjustable control programs
US20190201039A1 (en) 2017-12-28 2019-07-04 Ethicon Llc Situational awareness of electrosurgical systems
US11786245B2 (en) 2017-12-28 2023-10-17 Cilag Gmbh International Surgical systems with prioritized data transmission capabilities
US11844579B2 (en) 2017-12-28 2023-12-19 Cilag Gmbh International Adjustments based on airborne particle properties
US11633237B2 (en) 2017-12-28 2023-04-25 Cilag Gmbh International Usage and technique analysis of surgeon / staff performance against a baseline to optimize device utilization and performance for both current and future procedures
US11253315B2 (en) 2017-12-28 2022-02-22 Cilag Gmbh International Increasing radio frequency to create pad-less monopolar loop
US11659023B2 (en) 2017-12-28 2023-05-23 Cilag Gmbh International Method of hub communication
US11464535B2 (en) 2017-12-28 2022-10-11 Cilag Gmbh International Detection of end effector emersion in liquid
US11324557B2 (en) 2017-12-28 2022-05-10 Cilag Gmbh International Surgical instrument with a sensing array
US11540855B2 (en) 2017-12-28 2023-01-03 Cilag Gmbh International Controlling activation of an ultrasonic surgical instrument according to the presence of tissue
US11672605B2 (en) 2017-12-28 2023-06-13 Cilag Gmbh International Sterile field interactive control displays
US11278281B2 (en) 2017-12-28 2022-03-22 Cilag Gmbh International Interactive surgical system
US11317937B2 (en) 2018-03-08 2022-05-03 Cilag Gmbh International Determining the state of an ultrasonic end effector
US11304763B2 (en) 2017-12-28 2022-04-19 Cilag Gmbh International Image capturing of the areas outside the abdomen to improve placement and control of a surgical device in use
US11257589B2 (en) 2017-12-28 2022-02-22 Cilag Gmbh International Real-time analysis of comprehensive cost of all instrumentation used in surgery utilizing data fluidity to track instruments through stocking and in-house processes
US11304720B2 (en) 2017-12-28 2022-04-19 Cilag Gmbh International Activation of energy devices
US11432885B2 (en) 2017-12-28 2022-09-06 Cilag Gmbh International Sensing arrangements for robot-assisted surgical platforms
US11864728B2 (en) 2017-12-28 2024-01-09 Cilag Gmbh International Characterization of tissue irregularities through the use of mono-chromatic light refractivity
US10758310B2 (en) 2017-12-28 2020-09-01 Ethicon Llc Wireless pairing of a surgical device with another device within a sterile surgical field based on the usage and situational awareness of devices
US11389164B2 (en) 2017-12-28 2022-07-19 Cilag Gmbh International Method of using reinforced flexible circuits with multiple sensors to optimize performance of radio frequency devices
US11602393B2 (en) 2017-12-28 2023-03-14 Cilag Gmbh International Surgical evacuation sensing and generator control
US20190201146A1 (en) 2017-12-28 2019-07-04 Ethicon Llc Safety systems for smart powered surgical stapling
US11160605B2 (en) 2017-12-28 2021-11-02 Cilag Gmbh International Surgical evacuation sensing and motor control
US11376002B2 (en) 2017-12-28 2022-07-05 Cilag Gmbh International Surgical instrument cartridge sensor assemblies
US11818052B2 (en) 2017-12-28 2023-11-14 Cilag Gmbh International Surgical network determination of prioritization of communication, interaction, or processing based on system or device needs
US11464559B2 (en) 2017-12-28 2022-10-11 Cilag Gmbh International Estimating state of ultrasonic end effector and control system therefor
US11179208B2 (en) 2017-12-28 2021-11-23 Cilag Gmbh International Cloud-based medical analytics for security and authentication trends and reactive measures
US11896443B2 (en) 2017-12-28 2024-02-13 Cilag Gmbh International Control of a surgical system through a surgical barrier
US11311306B2 (en) 2017-12-28 2022-04-26 Cilag Gmbh International Surgical systems for detecting end effector tissue distribution irregularities
US11419667B2 (en) 2017-12-28 2022-08-23 Cilag Gmbh International Ultrasonic energy device which varies pressure applied by clamp arm to provide threshold control pressure at a cut progression location
US11559308B2 (en) 2017-12-28 2023-01-24 Cilag Gmbh International Method for smart energy device infrastructure
US11410259B2 (en) 2017-12-28 2022-08-09 Cilag Gmbh International Adaptive control program updates for surgical devices
US11786251B2 (en) 2017-12-28 2023-10-17 Cilag Gmbh International Method for adaptive control schemes for surgical network control and interaction
US11419630B2 (en) 2017-12-28 2022-08-23 Cilag Gmbh International Surgical system distributed processing
US11273001B2 (en) 2017-12-28 2022-03-15 Cilag Gmbh International Surgical hub and modular device response adjustment based on situational awareness
US11937769B2 (en) 2017-12-28 2024-03-26 Cilag Gmbh International Method of hub communication, processing, storage and display
US11424027B2 (en) 2017-12-28 2022-08-23 Cilag Gmbh International Method for operating surgical instrument systems
US11857152B2 (en) 2017-12-28 2024-01-02 Cilag Gmbh International Surgical hub spatial awareness to determine devices in operating theater
US11266468B2 (en) 2017-12-28 2022-03-08 Cilag Gmbh International Cooperative utilization of data derived from secondary sources by intelligent surgical hubs
US11903601B2 (en) 2017-12-28 2024-02-20 Cilag Gmbh International Surgical instrument comprising a plurality of drive systems
US11529187B2 (en) 2017-12-28 2022-12-20 Cilag Gmbh International Surgical evacuation sensor arrangements
US11132462B2 (en) 2017-12-28 2021-09-28 Cilag Gmbh International Data stripping method to interrogate patient records and create anonymized record
US11666331B2 (en) 2017-12-28 2023-06-06 Cilag Gmbh International Systems for detecting proximity of surgical end effector to cancerous tissue
US11678881B2 (en) 2017-12-28 2023-06-20 Cilag Gmbh International Spatial awareness of surgical hubs in operating rooms
US20190200981A1 (en) 2017-12-28 2019-07-04 Ethicon Llc Method of compressing tissue within a stapling device and simultaneously displaying the location of the tissue within the jaws
US11166772B2 (en) 2017-12-28 2021-11-09 Cilag Gmbh International Surgical hub coordination of control and communication of operating room devices
US10892995B2 (en) 2017-12-28 2021-01-12 Ethicon Llc Surgical network determination of prioritization of communication, interaction, or processing based on system or device needs
US11202570B2 (en) 2017-12-28 2021-12-21 Cilag Gmbh International Communication hub and storage device for storing parameters and status of a surgical device to be shared with cloud based analytics systems
US11423007B2 (en) 2017-12-28 2022-08-23 Cilag Gmbh International Adjustment of device control programs based on stratified contextual data in addition to the data
US11304699B2 (en) 2017-12-28 2022-04-19 Cilag Gmbh International Method for adaptive control schemes for surgical network control and interaction
US11896322B2 (en) 2017-12-28 2024-02-13 Cilag Gmbh International Sensing the patient position and contact utilizing the mono-polar return pad electrode to provide situational awareness to the hub
US11571234B2 (en) 2017-12-28 2023-02-07 Cilag Gmbh International Temperature control of ultrasonic end effector and control system therefor
US11832840B2 (en) 2017-12-28 2023-12-05 Cilag Gmbh International Surgical instrument having a flexible circuit
US11529523B2 (en) 2018-01-04 2022-12-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Handheld bridge device for providing a communication bridge between an implanted medical device and a smartphone
WO2019142196A1 (en) * 2018-01-18 2019-07-25 Magdent Ltd. External electronic patch for accelerating bone healing or regeneration after trauma
US11259830B2 (en) 2018-03-08 2022-03-01 Cilag Gmbh International Methods for controlling temperature in ultrasonic device
US11589915B2 (en) 2018-03-08 2023-02-28 Cilag Gmbh International In-the-jaw classifier based on a model
US11399858B2 (en) 2018-03-08 2022-08-02 Cilag Gmbh International Application of smart blade technology
US11589865B2 (en) 2018-03-28 2023-02-28 Cilag Gmbh International Methods for controlling a powered surgical stapler that has separate rotary closure and firing systems
US11219453B2 (en) 2018-03-28 2022-01-11 Cilag Gmbh International Surgical stapling devices with cartridge compatible closure and firing lockout arrangements
US11213294B2 (en) 2018-03-28 2022-01-04 Cilag Gmbh International Surgical instrument comprising co-operating lockout features
US11278280B2 (en) 2018-03-28 2022-03-22 Cilag Gmbh International Surgical instrument comprising a jaw closure lockout
US11207067B2 (en) 2018-03-28 2021-12-28 Cilag Gmbh International Surgical stapling device with separate rotary driven closure and firing systems and firing member that engages both jaws while firing
US11090047B2 (en) 2018-03-28 2021-08-17 Cilag Gmbh International Surgical instrument comprising an adaptive control system
CN110314281B (zh) * 2018-03-28 2024-03-29 长沙湖湘医疗器械有限公司 一种癫痫治疗仪及其控制方法
US11471156B2 (en) 2018-03-28 2022-10-18 Cilag Gmbh International Surgical stapling devices with improved rotary driven closure systems
CN112203716A (zh) 2018-06-01 2021-01-08 静纳技术股份有限公司 用于治疗睡眠相关呼吸障碍的方法和装置
EP3843831B1 (en) 2018-08-31 2022-10-19 Avation Medical, Inc. System, method, and apparatus for applying transcutaneous electrical stimulation
CN109171685B (zh) * 2018-09-20 2021-10-08 芯海科技（深圳）股份有限公司 模拟人体生理信号的方法、设备及存储介质
US11471297B2 (en) 2018-10-03 2022-10-18 Intelligent Implants Limited System and method to alter electrically stimulated bone growth through electrode selection
US11331101B2 (en) 2019-02-19 2022-05-17 Cilag Gmbh International Deactivator element for defeating surgical stapling device lockouts
US11751872B2 (en) 2019-02-19 2023-09-12 Cilag Gmbh International Insertable deactivator element for surgical stapler lockouts
US11357503B2 (en) 2019-02-19 2022-06-14 Cilag Gmbh International Staple cartridge retainers with frangible retention features and methods of using same
US11317915B2 (en) 2019-02-19 2022-05-03 Cilag Gmbh International Universal cartridge based key feature that unlocks multiple lockout arrangements in different surgical staplers
US11369377B2 (en) 2019-02-19 2022-06-28 Cilag Gmbh International Surgical stapling assembly with cartridge based retainer configured to unlock a firing lockout
US20200281522A1 (en) 2019-03-06 2020-09-10 Medtronic Xomed, LLC System and method for improved obstructive sleep apnea diagnostic for implantable devices
US20220168573A1 (en) * 2019-03-13 2022-06-02 Shiratronics, Inc. Implantable neurostimulator to treat chronic migraine headaches
US11844706B2 (en) 2019-03-20 2023-12-19 Grabango Co. System and method for positioning and orienting an orthopedic implant
KR20210145230A (ko) 2019-03-28 2021-12-01 선라이즈 에스에이 피험자의 수면 중에 발생할 수 있는 장애와 관련된 데이터를 처리하기 위한 디바이스 및 감지 유닛을 포함하는 시스템
PL4066887T3 (pl) 2019-04-11 2024-03-04 Btl Medical Solutions A.S. Urządzenia do zabiegu estetycznego struktur biologicznych za pomocą energii o częstotliwości radiowej i energii magnetycznej
JP7223628B2 (ja) * 2019-04-26 2023-02-16 ニュースペラ メディカル インク ミッドフィールドカプラ
EP3962592B1 (en) 2019-05-02 2023-08-09 XII Medical, Inc. Implantable stimulation power receiver and systems
USD950728S1 (en) 2019-06-25 2022-05-03 Cilag Gmbh International Surgical staple cartridge
USD964564S1 (en) 2019-06-25 2022-09-20 Cilag Gmbh International Surgical staple cartridge retainer with a closure system authentication key
USD952144S1 (en) 2019-06-25 2022-05-17 Cilag Gmbh International Surgical staple cartridge retainer with firing system authentication key
US11065461B2 (en) 2019-07-08 2021-07-20 Bioness Inc. Implantable power adapter
JP2022542581A (ja) 2019-07-25 2022-10-05 インスパイア・メディカル・システムズ・インコーポレイテッド 検知された姿勢情報に基づいて植込み型医療デバイスを操作するためのシステムおよび方法
IL268936A (en) * 2019-08-26 2021-03-01 Nyxoah SA Method and process for placing and fixing a surgical implant
US11420061B2 (en) 2019-10-15 2022-08-23 Xii Medical, Inc. Biased neuromodulation lead and method of using same
CN115135376A (zh) 2019-11-01 2022-09-30 智能植入有限公司 用于将电子元件嵌入在植入物内的系统和方法
CN115136500A (zh) * 2019-11-11 2022-09-30 新加坡国立大学 无线触发装置
US11918322B2 (en) 2020-03-13 2024-03-05 Seiko Group Corporation Intraoral sensing apparatus and manufacturing method thereof
US11878167B2 (en) 2020-05-04 2024-01-23 Btl Healthcare Technologies A.S. Device and method for unattended treatment of a patient
BR112022022112A2 (pt) 2020-05-04 2022-12-13 Btl Healthcare Tech A S Dispositivo para tratamento não assistido do paciente
US20230364421A1 (en) * 2020-09-18 2023-11-16 Cochlear Limited Parameter optimization based on different degrees of focusing
CA3193534A1 (en) 2020-10-01 2023-03-22 Pierre MARTINOT Wearable device for decreasing the respiratory effort of a sleeping subject
US20220134102A1 (en) 2020-11-04 2022-05-05 Invicta Medical, Inc. Implantable electrodes with remote power delivery for treating sleep apnea, and associated systems and methods
US11786125B2 (en) 2020-12-15 2023-10-17 DePuy Synthes Products, Inc. Implantable sensor electronics packaging
US11691010B2 (en) 2021-01-13 2023-07-04 Xii Medical, Inc. Systems and methods for improving sleep disordered breathing
US11565104B1 (en) 2021-08-09 2023-01-31 Yossi Gross Magnetically-driven reciprocating intravascular blood pump
US11400299B1 (en) 2021-09-14 2022-08-02 Rainbow Medical Ltd. Flexible antenna for stimulator
US11896816B2 (en) 2021-11-03 2024-02-13 Btl Healthcare Technologies A.S. Device and method for unattended treatment of a patient
KR20230108891A (ko) * 2022-01-12 2023-07-19 삼성전자주식회사 생체 삽입형 기기 및 외부 기기 및 이들의 동작 방법
EP4241675A1 (en) * 2022-03-11 2023-09-13 Nyxoah SA Method and system for sensing a subject's breathing and use of the method and system in treating obstructive sleep apnea

Family Cites Families (371)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4561443A (en) * 1983-03-08 1985-12-31 The Johns Hopkins University Coherent inductive communications link for biomedical applications
US4532930A (en) 1983-04-11 1985-08-06 Commonwealth Of Australia, Dept. Of Science & Technology Cochlear implant system for an auditory prosthesis
US4905011A (en) 1987-07-20 1990-02-27 E-Systems, Inc. Concentric ring antenna
JPH067724Y2 (ja) 1988-08-05 1994-03-02 日本精線株式会社 生体用導線
GB9011036D0 (en) 1990-05-16 1990-07-04 Veeder Root Ltd Bayonet connector
US5304206A (en) 1991-11-18 1994-04-19 Cyberonics, Inc. Activation techniques for implantable medical device
US5540733A (en) 1994-09-21 1996-07-30 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detecting and treating obstructive sleep apnea
US5540732A (en) 1994-09-21 1996-07-30 Medtronic, Inc. Method and apparatus for impedance detecting and treating obstructive airway disorders
US5546952A (en) 1994-09-21 1996-08-20 Medtronic, Inc. Method and apparatus for detection of a respiratory waveform
US5549655A (en) 1994-09-21 1996-08-27 Medtronic, Inc. Method and apparatus for synchronized treatment of obstructive sleep apnea
US5591216A (en) 1995-05-19 1997-01-07 Medtronic, Inc. Method for treatment of sleep apnea by electrical stimulation
US5702431A (en) 1995-06-07 1997-12-30 Sulzer Intermedics Inc. Enhanced transcutaneous recharging system for battery powered implantable medical device
US5690693A (en) 1995-06-07 1997-11-25 Sulzer Intermedics Inc. Transcutaneous energy transmission circuit for implantable medical device
CA2235216C (en) * 1995-10-19 2006-05-30 The University Of Melbourne Embedded data link and protocol
US5891185A (en) 1995-10-27 1999-04-06 Esd Limited Liability Company Method and apparatus for treating oropharyngeal disorders with electrical stimulation
US5725564A (en) 1995-10-27 1998-03-10 Esd Limited Liability Company Method and apparatus for treating dysphagia with electrical stimulation
US7039468B2 (en) 1995-10-27 2006-05-02 Esd Limited Liability Company Method and apparatus for treating oropharyngeal disorders with electrical stimulation
US7280873B2 (en) 1995-10-27 2007-10-09 Esd, Llc Treatment of oropharyngeal disorders by application of neuromuscular electrical stimulation
US6198970B1 (en) 1995-10-27 2001-03-06 Esd Limited Liability Company Method and apparatus for treating oropharyngeal respiratory and oral motor neuromuscular disorders with electrical stimulation
US6051017A (en) 1996-02-20 2000-04-18 Advanced Bionics Corporation Implantable microstimulator and systems employing the same
DE69722782T2 (de) 1996-04-04 2004-02-12 Medtronic, Inc., Minneapolis Vorrichtung zur stimulation von lebendem gewebe und entsprechende aufzeichnung
AU714617B2 (en) 1996-04-04 2000-01-06 Medtronic, Inc. Living tissue stimulation and recording techniques
FR2796562B1 (fr) 1996-04-04 2005-06-24 Medtronic Inc Techniques de stimulation d'un tissu vivant et d'enregistrement avec commande locale de sites actifs
US6132384A (en) 1996-06-26 2000-10-17 Medtronic, Inc. Sensor, method of sensor implant and system for treatment of respiratory disorders
US5741316A (en) 1996-12-02 1998-04-21 Light Sciences Limited Partnership Electromagnetic coil configurations for power transmission through tissue
US5873898A (en) 1997-04-29 1999-02-23 Medtronic, Inc. Microprocessor capture detection circuit and method
WO1999020339A1 (en) 1997-10-17 1999-04-29 Respironics, Inc. Muscle stimulating device and method for diagnosing and treating a breathing disorder
JPH11195921A (ja) 1997-12-26 1999-07-21 Kokusai Electric Co Ltd カード状アンテナ
US6009878A (en) 1998-02-02 2000-01-04 Medtronic, Inc. System for locating implantable medical device
US6305381B1 (en) 1998-02-02 2001-10-23 Medtronic Inc. System for locating implantable medical device
US5945762A (en) 1998-02-10 1999-08-31 Light Sciences Limited Partnership Movable magnet transmitter for inducing electrical current in an implanted coil
US20030030342A1 (en) 1998-02-10 2003-02-13 Chen James C. Contactless energy transfer apparatus
US6331744B1 (en) 1998-02-10 2001-12-18 Light Sciences Corporation Contactless energy transfer apparatus
US6281611B1 (en) 1998-02-10 2001-08-28 Light Sciences Corporation Use of moving element to produce heat
US6058330A (en) 1998-03-06 2000-05-02 Dew Engineering And Development Limited Transcutaneous energy transfer device
US6251126B1 (en) 1998-04-23 2001-06-26 Medtronic Inc Method and apparatus for synchronized treatment of obstructive sleep apnea
US6269269B1 (en) 1998-04-23 2001-07-31 Medtronic Inc. Method and apparatus for synchronized treatment of obstructive sleep apnea
AU736686B2 (en) 1998-06-03 2001-08-02 Neurocontrol Corporation Percutaneous intramuscular stimulation system
US8626302B2 (en) 1998-06-03 2014-01-07 Spr Therapeutics, Llc Systems and methods to place one or more leads in muscle for providing electrical stimulation to treat pain
EP0962300A1 (en) 1998-06-03 1999-12-08 E.I. Du Pont De Nemours And Company Process of manufacturing evoh/polyester bistretched film and the film thus obtained
US6845271B2 (en) 1998-06-03 2005-01-18 Neurocontrol Corporation Treatment of shoulder dysfunction using a percutaneous intramuscular stimulation system
US6704602B2 (en) 1998-07-02 2004-03-09 Medtronic, Inc. Implanted medical device/external medical instrument communication utilizing surface electrodes
US6324431B1 (en) 1998-07-06 2001-11-27 Abiomed, Inc. Transcutaneous energy transfer device with magnetic field protected components in secondary coil
US8489200B2 (en) 1998-07-06 2013-07-16 Abiomed, Inc. Transcutaneous energy transfer module with integrated conversion circuitry
US6389318B1 (en) 1998-07-06 2002-05-14 Abiomed, Inc. Magnetic shield for primary coil of transcutaneous energy transfer device
US6324430B1 (en) 1998-07-06 2001-11-27 Abiomed, Inc. Magnetic shield for primary coil of transcutaneous energy transfer device
FR2780654B1 (fr) 1998-07-06 2000-12-01 Ela Medical Sa Dispositif medical implantable actif permettant le traitement par electrostimulation du syndrome de l'apnee du sommeil
US6587725B1 (en) 1998-07-27 2003-07-01 Dominique Durand Method and apparatus for closed-loop stimulation of the hypoglossal nerve in human patients to treat obstructive sleep apnea
US6240316B1 (en) * 1998-08-14 2001-05-29 Advanced Bionics Corporation Implantable microstimulation system for treatment of sleep apnea
US6558320B1 (en) 2000-01-20 2003-05-06 Medtronic Minimed, Inc. Handheld personal data assistant (PDA) with a medical device and method of using the same
CA2341708A1 (en) * 1998-09-04 2000-03-16 Wolfe Research Pty. Ltd. Medical implant system
US6212431B1 (en) 1998-09-08 2001-04-03 Advanced Bionics Corporation Power transfer circuit for implanted devices
US6163724A (en) 1998-09-18 2000-12-19 Medtronic, Inc. Microprocessor capture detection circuit and method
US5948006A (en) 1998-10-14 1999-09-07 Advanced Bionics Corporation Transcutaneous transmission patch
US6275737B1 (en) 1998-10-14 2001-08-14 Advanced Bionics Corporation Transcutaneous transmission pouch
US6240318B1 (en) 1998-10-27 2001-05-29 Richard P. Phillips Transcutaneous energy transmission system with full wave Class E rectifier
US6200265B1 (en) * 1999-04-16 2001-03-13 Medtronic, Inc. Peripheral memory patch and access method for use with an implantable medical device
US6312378B1 (en) 1999-06-03 2001-11-06 Cardiac Intelligence Corporation System and method for automated collection and analysis of patient information retrieved from an implantable medical device for remote patient care
CA2314517A1 (en) * 1999-07-26 2001-01-26 Gust H. Bardy System and method for determining a reference baseline of individual patient status for use in an automated collection and analysis patient care system
US6553263B1 (en) * 1999-07-30 2003-04-22 Advanced Bionics Corporation Implantable pulse generators using rechargeable zero-volt technology lithium-ion batteries
US6636767B1 (en) 1999-09-29 2003-10-21 Restore Medical, Inc. Implanatable stimulation device for snoring treatment
US6654642B2 (en) 1999-09-29 2003-11-25 Medtronic, Inc. Patient interactive neurostimulation system and method
US6358281B1 (en) 1999-11-29 2002-03-19 Epic Biosonics Inc. Totally implantable cochlear prosthesis
US6477425B1 (en) 1999-12-23 2002-11-05 Mmc/Gatx Partnership No. 1 External transmitter for implanted medical device
US6344021B1 (en) 2000-03-03 2002-02-05 Robert W. Juster Magnetic therapy patch
US6850803B1 (en) 2000-06-16 2005-02-01 Medtronic, Inc. Implantable medical device with a recharging coil magnetic shield
US6622049B2 (en) 2000-10-16 2003-09-16 Remon Medical Technologies Ltd. Miniature implantable illuminator for photodynamic therapy
US6628989B1 (en) 2000-10-16 2003-09-30 Remon Medical Technologies, Ltd. Acoustic switch and apparatus and methods for using acoustic switches within a body
US7273457B2 (en) 2000-10-16 2007-09-25 Remon Medical Technologies, Ltd. Barometric pressure correction based on remote sources of information
US6764446B2 (en) 2000-10-16 2004-07-20 Remon Medical Technologies Ltd Implantable pressure sensors and methods for making and using them
US7024248B2 (en) 2000-10-16 2006-04-04 Remon Medical Technologies Ltd Systems and methods for communicating with implantable devices
US7283874B2 (en) 2000-10-16 2007-10-16 Remon Medical Technologies Ltd. Acoustically powered implantable stimulating device
US7198603B2 (en) 2003-04-14 2007-04-03 Remon Medical Technologies, Inc. Apparatus and methods using acoustic telemetry for intrabody communications
US6738671B2 (en) 2000-10-26 2004-05-18 Medtronic, Inc. Externally worn transceiver for use with an implantable medical device
US20060064140A1 (en) 2001-01-30 2006-03-23 Whitehurst Todd K Methods and systems for stimulating a trigeminal nerve to treat a psychiatric disorder
US7493172B2 (en) 2001-01-30 2009-02-17 Boston Scientific Neuromodulation Corp. Methods and systems for stimulating a nerve originating in an upper cervical spine area to treat a medical condition
US6735475B1 (en) 2001-01-30 2004-05-11 Advanced Bionics Corporation Fully implantable miniature neurostimulator for stimulation as a therapy for headache and/or facial pain
US6788975B1 (en) 2001-01-30 2004-09-07 Advanced Bionics Corporation Fully implantable miniature neurostimulator for stimulation as a therapy for epilepsy
US8060211B2 (en) 2001-02-13 2011-11-15 Second Sight Medical Products, Inc. Method of reducing retinal stress caused by an implantable retinal electrode array
US7181287B2 (en) 2001-02-13 2007-02-20 Second Sight Medical Products, Inc. Implantable drug delivery device
US7149586B2 (en) 2002-03-28 2006-12-12 Second Sight Medical Products, Inc. Variable pitch electrode array
US7338522B2 (en) 2001-02-13 2008-03-04 Second Sight Medical Products, Inc. Implantable retinal electrode array configuration for minimal retinal damage and method of reducing retinal stress
US6587728B2 (en) 2001-03-30 2003-07-01 Neurocontrol Corporation Systems and methods for performing prosthetic or therapeutic neuromuscular stimulation using an external, battery powered controller with power conservation features
US6684105B2 (en) 2001-08-31 2004-01-27 Biocontrol Medical, Ltd. Treatment of disorders by unidirectional nerve stimulation
US6839594B2 (en) 2001-04-26 2005-01-04 Biocontrol Medical Ltd Actuation and control of limbs through motor nerve stimulation
US6892098B2 (en) 2001-04-26 2005-05-10 Biocontrol Medical Ltd. Nerve stimulation for treating spasticity, tremor, muscle weakness, and other motor disorders
US6907295B2 (en) 2001-08-31 2005-06-14 Biocontrol Medical Ltd. Electrode assembly for nerve control
DE60214698T2 (de) 2001-04-30 2007-09-13 Medtronic, Inc., Minneapolis Implantierbare medizinische vorrichtung und pflastersystem
US7020531B1 (en) * 2001-05-01 2006-03-28 Intrapace, Inc. Gastric device and suction assisted method for implanting a device on a stomach wall
KR100606307B1 (ko) 2001-05-23 2006-07-28 안태영 인체 이식 기구용 무접촉식 동력 전달 장치
DE60209278T2 (de) 2001-06-25 2006-10-12 The Furukawa Electric Co., Ltd. Chip-Antenne und Herstellungsverfahren einer solchen Antenne
EP1408823B1 (en) 2001-07-26 2010-05-12 Datascope Investment Corp. Mobile patient monitor
US7257438B2 (en) 2002-07-23 2007-08-14 Datascope Investment Corp. Patient-worn medical monitoring device
US7903043B2 (en) 2003-12-22 2011-03-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Radio frequency antenna in a header of an implantable medical device
US20140046407A1 (en) 2001-08-31 2014-02-13 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Nerve stimulation techniques
US7734355B2 (en) 2001-08-31 2010-06-08 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Treatment of disorders by unidirectional nerve stimulation
US8565896B2 (en) 2010-11-22 2013-10-22 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Electrode cuff with recesses
US7974693B2 (en) 2001-08-31 2011-07-05 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Techniques for applying, configuring, and coordinating nerve fiber stimulation
US7778711B2 (en) 2001-08-31 2010-08-17 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Reduction of heart rate variability by parasympathetic stimulation
US8571653B2 (en) 2001-08-31 2013-10-29 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Nerve stimulation techniques
US20090005845A1 (en) 2007-06-26 2009-01-01 Tamir Ben David Intra-Atrial parasympathetic stimulation
US20080119898A1 (en) 2005-09-22 2008-05-22 Biocontrol Medical Ltd. Nitric oxide synthase-affecting parasympathetic stimulation
US8615294B2 (en) 2008-08-13 2013-12-24 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Electrode devices for nerve stimulation and cardiac sensing
US7885709B2 (en) 2001-08-31 2011-02-08 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Nerve stimulation for treating disorders
US7778703B2 (en) 2001-08-31 2010-08-17 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Selective nerve fiber stimulation for treating heart conditions
US7904176B2 (en) 2006-09-07 2011-03-08 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Techniques for reducing pain associated with nerve stimulation
US6894456B2 (en) 2001-11-07 2005-05-17 Quallion Llc Implantable medical power module
US7146221B2 (en) 2001-11-16 2006-12-05 The Regents Of The University Of California Flexible electrode array for artifical vision
US6993393B2 (en) 2001-12-19 2006-01-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Telemetry duty cycle management system for an implantable medical device
US7729776B2 (en) 2001-12-19 2010-06-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with two or more telemetry systems
US6736771B2 (en) 2002-01-02 2004-05-18 Advanced Bionics Corporation Wideband low-noise implantable microphone assembly
US20080147137A1 (en) 2002-01-23 2008-06-19 Biocontrol Medical Ltd. Inhibition of sympathetic nerves
WO2003066153A2 (en) 2002-02-01 2003-08-14 The Cleveland Clinic Foundation Neural stimulation delivery device with independently moveable delivery structures
US6985773B2 (en) 2002-02-07 2006-01-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods and apparatuses for implantable medical device telemetry power management
US6928324B2 (en) 2002-02-14 2005-08-09 Pacesetter, Inc. Stimulation device for sleep apnea prevention, detection and treatment
US7881800B2 (en) 2002-03-08 2011-02-01 Cochlear Limited Cochlear implant having a repositionable implantable housing
US7221981B2 (en) 2002-03-28 2007-05-22 Northstar Neuroscience, Inc. Electrode geometries for efficient neural stimulation
US6937891B2 (en) 2002-04-26 2005-08-30 Medtronic, Inc. Independent therapy programs in an implantable medical device
WO2004110550A2 (en) 2003-06-13 2004-12-23 Biocontrol Medical Ltd. Vagal stimulation for anti-embolic therapy
US20140214135A1 (en) 2002-05-23 2014-07-31 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Dissolvable electrode device
US7321793B2 (en) 2003-06-13 2008-01-22 Biocontrol Medical Ltd. Vagal stimulation for atrial fibrillation therapy
US20060116739A1 (en) 2002-05-23 2006-06-01 Nir Betser Electrode assembly for nerve control
US7561922B2 (en) 2004-12-22 2009-07-14 Biocontrol Medical Ltd. Construction of electrode assembly for nerve control
US8204591B2 (en) 2002-05-23 2012-06-19 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Techniques for prevention of atrial fibrillation
US8036745B2 (en) 2004-06-10 2011-10-11 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Parasympathetic pacing therapy during and following a medical procedure, clinical trauma or pathology
US7844346B2 (en) 2002-05-23 2010-11-30 Biocontrol Medical Ltd. Electrode assembly for nerve control
US20120303080A1 (en) 2003-06-13 2012-11-29 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Parasympathetic nerve stimulation
CA2762938C (en) 2002-06-28 2015-05-05 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Microstimulator having self-contained power source and bi-directional telemetry system
US7428438B2 (en) 2002-06-28 2008-09-23 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for providing power to a battery in an implantable stimulator
US8386048B2 (en) 2002-06-28 2013-02-26 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for communicating with or providing power to an implantable stimulator
US7822480B2 (en) 2002-06-28 2010-10-26 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Systems and methods for communicating with an implantable stimulator
WO2004008954A1 (en) 2002-07-23 2004-01-29 Datascope Investment Corp. Patient-worn medical monitoring device
US7904151B2 (en) 2002-07-24 2011-03-08 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Parasympathetic stimulation for treating ventricular arrhythmia
US7027860B2 (en) 2002-08-29 2006-04-11 Department Of Veterans Affairs Microstimulator neural prosthesis
US20040064166A1 (en) 2002-09-30 2004-04-01 Thompson David L. Multi-mode programmer for medical device communication
US7209790B2 (en) 2002-09-30 2007-04-24 Medtronic, Inc. Multi-mode programmer for medical device communication
WO2004064729A2 (en) 2003-01-15 2004-08-05 Alfred E. Mann Institute For Biomedical Engineering At The University Of Southern California Treatments for snoring using injectable neuromuscular stimulators
US8014878B2 (en) 2005-04-28 2011-09-06 Second Sight Medical Products, Inc. Flexible circuit electrode array
US8131375B2 (en) 2003-03-21 2012-03-06 Second Sight Medical Products, Inc. Trans-retinal flexible circuit electrode array
US7483750B2 (en) 2003-03-21 2009-01-27 Second Sight Medical Products, Inc. Transretinal implant and method of implantation
AU2004226596C1 (en) 2003-04-02 2010-09-16 Neurostream Technologies General Partnership Implantable nerve signal sensing and stimulation device for treating foot drop and other neurological disorders
US7155278B2 (en) 2003-04-21 2006-12-26 Medtronic, Inc. Neurostimulation to treat effects of sleep apnea
US20080046016A1 (en) 2003-05-23 2008-02-21 Biocontrol Medical Ltd. Intravascular parasympatheticstimulation for atrial cardioversion
US8718791B2 (en) 2003-05-23 2014-05-06 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Electrode cuffs
US20100010603A1 (en) 2008-07-09 2010-01-14 Tamir Ben-David Electrode cuffs
US8060197B2 (en) 2003-05-23 2011-11-15 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Parasympathetic stimulation for termination of non-sinus atrial tachycardia
EP1648558A4 (en) 2003-06-13 2015-05-27 Biocontrol Medical B C M Ltd APPLICATIONS OF VAGAL STIMULATION
US7684866B2 (en) 2003-08-01 2010-03-23 Advanced Neuromodulation Systems, Inc. Apparatus and methods for applying neural stimulation to a patient
EP2008581B1 (en) * 2003-08-18 2011-08-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Patient monitoring, diagnosis, and/or therapy systems and methods
US7887493B2 (en) 2003-09-18 2011-02-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable device employing movement sensing for detecting sleep-related disorders
US20050102006A1 (en) 2003-09-25 2005-05-12 Whitehurst Todd K. Skull-mounted electrical stimulation system
US7308316B2 (en) 2003-10-02 2007-12-11 Medtronic, Inc. Storable implantable medical device assembly allowing in package charging
US8265770B2 (en) 2003-10-02 2012-09-11 Medtronic, Inc. Driver circuitry switchable between energy transfer and telemetry for an implantable medical device
US7225032B2 (en) 2003-10-02 2007-05-29 Medtronic Inc. External power source, charger and system for an implantable medical device having thermal characteristics and method therefore
US7286881B2 (en) 2003-10-02 2007-10-23 Medtronic, Inc. External power source having an adjustable magnetic core and method of use
US7979128B2 (en) 2003-10-15 2011-07-12 Rmx, Llc Device and method for gradually controlling breathing
US20050085874A1 (en) 2003-10-17 2005-04-21 Ross Davis Method and system for treating sleep apnea
GB2407272B (en) 2003-10-20 2008-08-20 Teodor Goroszeniuk Improvements in and relating to peripheral neurostimulation
US20050131467A1 (en) * 2003-11-02 2005-06-16 Boveja Birinder R. Method and apparatus for electrical stimulation therapy for at least one of atrial fibrillation, congestive heart failure, inappropriate sinus tachycardia, and refractory hypertension
US7769461B2 (en) 2003-12-19 2010-08-03 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Skull-mounted electrical stimulation system and method for treating patients
US7647097B2 (en) 2003-12-29 2010-01-12 Braingate Co., Llc Transcutaneous implant
US7392091B2 (en) 2003-12-30 2008-06-24 Cochlear Limited Implanted antenna and radio communications link
JP4753881B2 (ja) * 2004-01-16 2011-08-24 コンプメディクス リミテッド 心電図から導出された睡眠呼吸障害の監視、検出及び分類のための装置及び信号処理方法
AU2005205853B2 (en) 2004-01-22 2011-01-27 2249020 Alberta Ltd. Method of routing electrical current to bodily tissues via implanted passive conductors
US20100016929A1 (en) 2004-01-22 2010-01-21 Arthur Prochazka Method and system for controlled nerve ablation
US20050177067A1 (en) 2004-02-11 2005-08-11 Tracey Michael R. System and method for urodynamic evaluation utilizing micro-electronic mechanical system
US7647112B2 (en) 2004-02-11 2010-01-12 Ethicon, Inc. System and method for selectively stimulating different body parts
US7979137B2 (en) 2004-02-11 2011-07-12 Ethicon, Inc. System and method for nerve stimulation
US8751003B2 (en) 2004-02-11 2014-06-10 Ethicon, Inc. Conductive mesh for neurostimulation
US8165695B2 (en) 2004-02-11 2012-04-24 Ethicon, Inc. System and method for selectively stimulating different body parts
US8086318B2 (en) * 2004-02-12 2011-12-27 Ndi Medical, Llc Portable assemblies, systems, and methods for providing functional or therapeutic neurostimulation
US8074655B2 (en) 2004-02-26 2011-12-13 Linguaflex, Inc. Methods and devices for treating sleep apnea and snoring
NZ550020A (en) 2004-02-26 2011-02-25 Linguaflex Llc A tissue retractor for treatment of a breathing disorder comprising a shaft, a retractor, and an anchor
US10524954B2 (en) 2004-02-26 2020-01-07 Linguaflex, Inc. Methods and devices for treating sleep apnea and snoring
US7512443B2 (en) 2004-04-30 2009-03-31 Medtronic, Inc. Spacers for use with transcutaneous energy transfer system
US7263403B2 (en) 2004-05-25 2007-08-28 Second Sight Medical Products, Inc. Retinal prosthesis
US8078284B2 (en) 2004-05-25 2011-12-13 Second Sight Medical Products, Inc. Retinal prosthesis with a new configuration
US7289855B2 (en) 2004-06-09 2007-10-30 Medtronic, Inc. Implantable medical device package antenna
US8165692B2 (en) 2004-06-10 2012-04-24 Medtronic Urinary Solutions, Inc. Implantable pulse generator power management
US8116881B2 (en) 2004-06-10 2012-02-14 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd Electrode assembly for nerve control
US20070067000A1 (en) 2004-06-10 2007-03-22 Ndi Medical, Llc Implantable pulse generator systems and methods for providing functional and/or therapeutic stimulation of muscles and/or nerves and/or central nervous system tissue
US7239918B2 (en) 2004-06-10 2007-07-03 Ndi Medical Inc. Implantable pulse generator for providing functional and/or therapeutic stimulation of muscles and/or nerves and/or central nervous system tissue
US20050283202A1 (en) * 2004-06-22 2005-12-22 Gellman Barry N Neuromodulation system
US7599744B2 (en) 2004-06-24 2009-10-06 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Transcutaneous energy transfer primary coil with a high aspect ferrite core
US7980248B2 (en) 2004-09-21 2011-07-19 Hegde Anant V Delivery tools for sleep disorders treatment implant and methods of implantation
US8578937B2 (en) 2004-09-21 2013-11-12 Medtronic Xomed, Inc. Smart mandibular repositioning system
US20090038623A1 (en) 2004-09-21 2009-02-12 Pavad Medical, Inc. Inductive power transfer system for palatal implant
US20090078275A1 (en) 2004-09-21 2009-03-26 Pavad Medical, Inc. Palatal Implant Fixation Devices and Methods
US8813753B2 (en) 2004-09-21 2014-08-26 Medtronic Xomed, Inc. Implantable obstructive sleep apnea sensor
US20070144535A1 (en) 2004-09-21 2007-06-28 Hegde Anant V Implant for treatment of sleep disorders
US8336553B2 (en) 2004-09-21 2012-12-25 Medtronic Xomed, Inc. Auto-titration of positive airway pressure machine with feedback from implantable sensor
US7836888B2 (en) 2004-09-21 2010-11-23 Pavad Medical, Incorporated Airway implant and methods of making and using
US20090069866A1 (en) 2004-09-21 2009-03-12 Pavad Medical, Inc. Implant tester
US7882842B2 (en) 2004-09-21 2011-02-08 Pavad Medical, Inc. Airway implant sensors and methods of making and using the same
US20060095079A1 (en) * 2004-10-29 2006-05-04 Gerber Martin T Sub-mucosal medical device implantation
TWI246914B (en) 2004-12-30 2006-01-11 Ind Tech Res Inst Flexible implantable electrical stimulator array
US7167737B2 (en) 2005-01-03 2007-01-23 Shimano Inc. Heart rate monitoring unit
US8224444B2 (en) 2005-02-18 2012-07-17 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Intermittent electrical stimulation
US7392092B2 (en) 2005-02-28 2008-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for operating a diversity antenna system for communicating with implantable medical device
JP2008532426A (ja) 2005-02-28 2008-08-14 カーディアック・ペースメーカーズ・インコーポレーテッド 埋め込み式医療機器の遠隔測定法のダイバーシチ・アンテナ制御
US7610065B2 (en) 2005-02-28 2009-10-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for antenna selection in a diversity antenna system for communicating with implantable medical device
US7871415B2 (en) * 2005-03-11 2011-01-18 The Johns Hopkins University Devices and methods for treatment of gastrointestinal disorders
US7555345B2 (en) 2005-03-11 2009-06-30 Medtronic, Inc. Implantable neurostimulator device
US7680538B2 (en) 2005-03-31 2010-03-16 Case Western Reserve University Method of treating obstructive sleep apnea using electrical nerve stimulation
US8180460B2 (en) 2005-04-28 2012-05-15 Second Sight Medical Products, Inc. Flexible circuit electrode array
US7991478B2 (en) 2005-04-28 2011-08-02 Second Sight Medical Products, Inc. Flexible circuit electrode array with at least one tack opening
US7774069B2 (en) 2005-04-29 2010-08-10 Medtronic, Inc. Alignment indication for transcutaneous energy transfer
JP4913132B2 (ja) 2005-05-04 2012-04-11 セカンド サイト メディカル プロダクツ インコーポレイテッド 互いに別個の中央電極アレイと周辺電極アレイを備えた人工網膜
US8588930B2 (en) 2005-06-07 2013-11-19 Ethicon, Inc. Piezoelectric stimulation device
JP4414942B2 (ja) 2005-06-30 2010-02-17 ソニーケミカル＆インフォメーションデバイス株式会社 アンテナ装置
EP2380625A1 (en) 2005-09-19 2011-10-26 Second Sight Medical Products, Inc. Trans-retinal flexible circuit electrode array
AU2006292220B2 (en) 2005-09-19 2011-07-14 Second Sight Medical Products, Inc. Retinal prosthesis with a new configuration
JP4664176B2 (ja) 2005-09-30 2011-04-06 理研ビタミン株式会社 可塑性油脂組成物
US7668580B2 (en) 2005-10-20 2010-02-23 Samsung Electronics Co., Ltd. Electrode for living body and device for detecting living signal
US20110125203A1 (en) 2009-03-20 2011-05-26 ElectroCore, LLC. Magnetic Stimulation Devices and Methods of Therapy
US7766840B2 (en) * 2005-12-01 2010-08-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and system for heart failure status evaluation based on a disordered breathing index
US7662105B2 (en) * 2005-12-14 2010-02-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for determining respiration metrics
US7610103B2 (en) 2005-12-19 2009-10-27 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Electrode arrangement for nerve stimulation and methods of treating disorders
JP2009519802A (ja) * 2005-12-20 2009-05-21 コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ 睡眠中にある人のいびき及び／又は睡眠時の無呼吸状態を低減するシステム及び方法
US7672728B2 (en) 2005-12-28 2010-03-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Neural stimulator to treat sleep disordered breathing
US7720547B2 (en) 2006-01-04 2010-05-18 Kenergy, Inc. Extracorporeal power supply with a wireless feedback system for an implanted medical device
WO2007082382A1 (en) 2006-01-23 2007-07-26 Rehabtronics Inc. Method of routing electrical current to bodily tissues via implanted passive conductors
AU2007212057B2 (en) 2006-02-06 2014-02-20 Linguaflex, Inc. Methods and devices for treating sleep apnea and snoring
EP1984066B1 (en) 2006-02-16 2020-05-06 Imthera Medical, Inc. An rfid based system for therapeutic treatment of a patient
US7742816B2 (en) 2006-03-31 2010-06-22 Medtronic, Inc. Multichannel communication for implantable medical device applications
US20090173351A1 (en) 2006-04-20 2009-07-09 Pavad Medical, Inc. Control system for a tongue stabilization device
US7909038B2 (en) 2006-04-20 2011-03-22 Pavad Medical, Inc. Tongue stabilization device and methods of using the same
US7909037B2 (en) 2006-04-20 2011-03-22 Pavad Medical Tethered airway implants and methods of using the same
US8256425B2 (en) 2006-04-20 2012-09-04 Medtronic Xomed, Inc. Methods and devices for removal of a tongue stabilization device
WO2007136657A2 (en) 2006-05-17 2007-11-29 Ndi Medical, Inc. Implantable pulse generator systems and methods for providing stimulation
WO2007137335A1 (en) * 2006-05-25 2007-12-06 Cochlear Limited A stimulating device
US9913976B2 (en) 2006-06-19 2018-03-13 Highland Instruments, Inc. Systems and methods for stimulating and monitoring biological tissue
CA2656023A1 (en) 2006-06-19 2007-12-27 Highland Instruments, Inc. Apparatus and method for stimulation of biological tissue
US9623241B2 (en) 2006-06-19 2017-04-18 Highland Instruments Treatment methods
US8892200B2 (en) 2006-06-19 2014-11-18 Highland Instruments, Inc. Systems and methods for stimulating tissue using focused energy
US20120109020A1 (en) 2006-06-19 2012-05-03 Highland Instruments, Inc. Methods for modifying neural transmission patterns
US7660632B2 (en) 2006-06-30 2010-02-09 Ric Investments, Llc Method and apparatus for hypoglossal nerve stimulation
US20080071185A1 (en) * 2006-08-08 2008-03-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Periodic breathing during activity
US8226570B2 (en) * 2006-08-08 2012-07-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Respiration monitoring for heart failure using implantable device
US20080039904A1 (en) * 2006-08-08 2008-02-14 Cherik Bulkes Intravascular implant system
EP2060034A1 (en) 2006-08-18 2009-05-20 Medtronic, Inc. Wireless communication network for an implantable medical device system
WO2008039921A2 (en) 2006-09-27 2008-04-03 Huntington Medical Research Institutes Apparatus and method for treating obstructive sleep apnea
US20080078412A1 (en) 2006-10-03 2008-04-03 Restore Medical, Inc. Tongue implant
US20080078411A1 (en) 2006-10-03 2008-04-03 Restore Medical, Inc. Tongue implant for sleep apnea
US9913982B2 (en) 2011-01-28 2018-03-13 Cyberonics, Inc. Obstructive sleep apnea treatment devices, systems and methods
US8855771B2 (en) 2011-01-28 2014-10-07 Cyberonics, Inc. Screening devices and methods for obstructive sleep apnea therapy
US9205262B2 (en) 2011-05-12 2015-12-08 Cyberonics, Inc. Devices and methods for sleep apnea treatment
US7809442B2 (en) 2006-10-13 2010-10-05 Apnex Medical, Inc. Obstructive sleep apnea treatment devices, systems and methods
US9186511B2 (en) 2006-10-13 2015-11-17 Cyberonics, Inc. Obstructive sleep apnea treatment devices, systems and methods
US9744354B2 (en) 2008-12-31 2017-08-29 Cyberonics, Inc. Obstructive sleep apnea treatment devices, systems and methods
US7979126B2 (en) 2006-10-18 2011-07-12 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Orientation-independent implantable pulse generator
US9314618B2 (en) 2006-12-06 2016-04-19 Spinal Modulation, Inc. Implantable flexible circuit leads and methods of use
US7890178B2 (en) 2006-12-15 2011-02-15 Medtronic Xomed, Inc. Method and apparatus for assisting deglutition
US8010205B2 (en) 2007-01-11 2011-08-30 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Multiple telemetry and/or charging coil configurations for an implantable medical device system
US8005545B2 (en) 2007-01-24 2011-08-23 Bio Control Medical (B.C.M.) Ltd. Parasympathetic stimulation for prevention and treatment of atrial fibrillation
US7409245B1 (en) 2007-01-30 2008-08-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Variable antenna matching network for an implantable antenna
US20080183245A1 (en) 2007-01-31 2008-07-31 Van Oort Geeske Telemetry of external physiological sensor data and implantable medical device data to a central processing system
US20100106222A1 (en) 2007-03-27 2010-04-29 St Jude Medical Ab Method and system for initiating communication between a home monitoring device and an implantable medical device
US8954162B2 (en) * 2007-04-25 2015-02-10 Medtronic, Inc. Medical device implantation
US8260558B2 (en) 2007-05-14 2012-09-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system
US8540632B2 (en) 2007-05-24 2013-09-24 Proteus Digital Health, Inc. Low profile antenna for in body device
US20080300657A1 (en) 2007-05-31 2008-12-04 Mark Raymond Stultz Therapy system
US8140154B2 (en) * 2007-06-13 2012-03-20 Zoll Medical Corporation Wearable medical treatment device
US7630771B2 (en) 2007-06-25 2009-12-08 Microtransponder, Inc. Grooved electrode and wireless microtransponder system
US8063770B2 (en) 2007-08-01 2011-11-22 Peter Costantino System and method for facial nerve monitoring
US7890193B2 (en) 2007-08-15 2011-02-15 Tingey Terrell F Oral device
US7973722B1 (en) 2007-08-28 2011-07-05 Apple Inc. Electronic device with conductive housing and near field antenna
JP4953996B2 (ja) 2007-09-13 2012-06-13 アルプス電気株式会社 平面アンテナ
US8249686B2 (en) * 2007-09-14 2012-08-21 Corventis, Inc. Adherent device for sleep disordered breathing
US8352026B2 (en) 2007-10-03 2013-01-08 Ethicon, Inc. Implantable pulse generators and methods for selective nerve stimulation
WO2009048580A1 (en) 2007-10-09 2009-04-16 Imthera Medical, Inc. Apparatus, system, and method for selective stimulation
WO2009051965A1 (en) 2007-10-14 2009-04-23 Board Of Regents, The University Of Texas System A wireless neural recording and stimulating system for pain management
EP2211990A4 (en) 2007-10-16 2015-08-26 Kirk Promotion Ltd METHOD AND DEVICE FOR SUPPLYING ENERGY TO A MEDICAL DEVICE
EP2211989A4 (en) 2007-10-16 2016-01-20 Kirk Promotion Ltd METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING ENERGY TO A MEDICAL DEVICE
EP3954433A1 (en) 2007-10-16 2022-02-16 Implantica Patent Ltd. A method and system for supplying energy to a medical device
US8241950B2 (en) 2007-10-17 2012-08-14 Neuronexus Technologies, Inc. System and method to manufacture an implantable electrode
US8498716B2 (en) 2007-11-05 2013-07-30 Boston Scientific Neuromodulation Corporation External controller for an implantable medical device system with coupleable external charging coil assembly
US8260439B2 (en) 2007-11-16 2012-09-04 Ethicon, Inc. Nerve stimulation patches and methods for stimulating selected nerves
WO2009070086A1 (en) 2007-11-27 2009-06-04 Milux Holding Sa Energy transfer control adapted to a medical device system
EP2266164B1 (en) 2008-03-04 2014-05-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable multi-length rf antenna
US8972021B2 (en) 2008-03-04 2015-03-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Detachable helical antenna for implantable medical device
JP5236752B2 (ja) 2008-03-04 2013-07-17 カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド 埋込型装置用の無線周波数装荷アンテナ
US20090240314A1 (en) 2008-03-24 2009-09-24 Kong K C Implantable electrode lead system with a three dimensional arrangement and method of making the same
US9289142B2 (en) 2008-03-24 2016-03-22 Neuronexus Technologies, Inc. Implantable electrode lead system with a three dimensional arrangement and method of making the same
US8027735B1 (en) 2008-04-01 2011-09-27 Advanced Bionics, Llc Atraumatic high-retention headpiece
US20100152600A1 (en) * 2008-04-03 2010-06-17 Kai Sensors, Inc. Non-contact physiologic motion sensors and methods for use
US8509909B2 (en) 2008-04-10 2013-08-13 Medtronic, Inc. Using telemetry coupling as a surrogate for recharger coupling
US8214045B2 (en) 2008-04-30 2012-07-03 Medtronic, Inc. Lead implant system
US8229567B2 (en) 2008-04-30 2012-07-24 Medtronic, Inc. Concentric primary coils for inductively charging an implantable medical device, external power source and method
CA2724335A1 (en) 2008-05-15 2009-11-19 Inspire Medical Systems, Inc. Method and apparatus for sensing respiratory pressure in an implantable stimulation system
CA3075063A1 (en) 2008-07-02 2010-01-07 Sage Products, Llc Systems and methods for automated muscle stimulation
US8892210B2 (en) 2008-07-02 2014-11-18 Niveus Medical, Inc. Devices, systems, and methods for automated optimization of energy delivery
JP5676445B2 (ja) 2008-08-01 2015-02-25 エヌディーアイ メディカル， エルエルシー 機能的または治療的な神経刺激を提供する携帯型アセンブリ、システムおよび方法
US8700177B2 (en) 2008-08-01 2014-04-15 Ndi Medical, Llc Systems and methods for providing percutaneous electrical stimulation
WO2010017392A2 (en) 2008-08-07 2010-02-11 Highland Instruments, Inc. Interface apparatus for stimulation of biological tissue
US8265763B2 (en) 2008-08-26 2012-09-11 Niveus Medical, Inc. Device, system, and method to improve powered muscle stimulation performance in the presence of tissue edema
US9149386B2 (en) 2008-08-19 2015-10-06 Niveus Medical, Inc. Devices and systems for stimulation of tissues
US20100063568A1 (en) 2008-09-11 2010-03-11 Staunton Douglas A Implantable electrode array assembly with extraction sleeve/tether
CN101352596B (zh) * 2008-09-19 2011-06-29 清华大学 体外供电式植入医疗仪器
CN107415706B (zh) 2008-09-27 2020-06-09 韦特里西提公司 无线能量转移系统
US8901778B2 (en) 2008-09-27 2014-12-02 Witricity Corporation Wireless energy transfer with variable size resonators for implanted medical devices
EP2331201B1 (en) 2008-10-01 2020-04-29 Inspire Medical Systems, Inc. System for treating sleep apnea transvenously
WO2010040142A1 (en) 2008-10-03 2010-04-08 Lockheed Martin Corporation Nerve stimulator and method using simultaneous electrical and optical signals
US8428725B2 (en) 2008-10-09 2013-04-23 Imthera Medical, Inc. Method of stimulating a Hypoglossal nerve for controlling the position of a patient's tongue
AU2009302943B2 (en) 2008-10-10 2016-05-26 Implantica Patent Ltd. Method and apparatus for supplying energy to an implant
US8056819B2 (en) 2008-10-14 2011-11-15 Hong Kong Applied Science And Technology Research Institute Co., Ltd. Miniature and multi-band RF coil design
US20100114145A1 (en) * 2008-10-30 2010-05-06 Albrecht Thomas E Methods and devices for fixing antenna orientation in an intra-gastric satiety creation system
US20100112614A1 (en) * 2008-11-06 2010-05-06 Physical Logic Ag Coupled Antenna Impedance Spectroscopy
US8644939B2 (en) 2008-11-18 2014-02-04 Neurostream Technologies General Partnership Method and device for the detection, identification and treatment of sleep apnea/hypopnea
AU2009322898B2 (en) 2008-12-05 2015-03-12 Spr Therapeutics, Inc. Systems and methods to place one or more leads in tissue to electrically stimulate nerves of passage to treat pain
US9895530B2 (en) 2008-12-05 2018-02-20 Spr Therapeutics, Inc. Systems and methods to place one or more leads in tissue to electrically stimulate nerves of passage to treat pain
US20150105840A1 (en) 2008-12-05 2015-04-16 Spr Therapeutics, Llc Systems and methods to place one or more leads in tissue for providing functional and/or therapeutic stimulation
US10668285B2 (en) 2008-12-05 2020-06-02 Spr Therapeutics, Inc. Systems and methods to place one or more leads in tissue to electrically stimulate nerves to treat pain
US8494641B2 (en) 2009-04-22 2013-07-23 Autonomic Technologies, Inc. Implantable neurostimulator with integral hermetic electronic enclosure, circuit substrate, monolithic feed-through, lead assembly and anchoring mechanism
US20130116745A1 (en) 2009-01-15 2013-05-09 Autonomic Technologies, Inc. Neurostimulator system, apparatus, and method
US9320908B2 (en) 2009-01-15 2016-04-26 Autonomic Technologies, Inc. Approval per use implanted neurostimulator
US20130110195A1 (en) 2009-01-15 2013-05-02 Autonomic Technologies, Inc. Neurostimulator system, apparatus, and method
US9345892B2 (en) 2009-01-30 2016-05-24 Medtronic, Inc. Transceiver duty cycled operational mode
WO2010096776A2 (en) 2009-02-20 2010-08-26 Niveus Medical, Inc. Systems and methods of powered muscle stimulation using an energy guidance field
US20100280568A1 (en) * 2009-04-30 2010-11-04 Cherik Bulkes Implantable High Efficiency Energy Transfer Module With Near-Field Inductive Coupling
US8224449B2 (en) 2009-06-29 2012-07-17 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Microstimulator with flap electrodes
US8260432B2 (en) 2009-06-30 2012-09-04 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Moldable charger with shape-sensing means for an implantable pulse generator
US9061134B2 (en) 2009-09-23 2015-06-23 Ripple Llc Systems and methods for flexible electrodes
KR20110038314A (ko) * 2009-10-08 2011-04-14 조재훈 코골이 및 수면 무호흡 환자용 전기자극 삽입장치
US8260422B2 (en) 2009-10-19 2012-09-04 Medtronic, Inc. Implantable medical device with selectively configurable exposure operating mode programming options
US9409013B2 (en) * 2009-10-20 2016-08-09 Nyxoah SA Method for controlling energy delivery as a function of degree of coupling
US9849289B2 (en) * 2009-10-20 2017-12-26 Nyxoah SA Device and method for snoring detection and control
US8271072B2 (en) * 2009-10-30 2012-09-18 Medtronic, Inc. Detecting worsening heart failure
US20110112601A1 (en) 2009-11-10 2011-05-12 Imthera Medical, Inc. System for stimulating a hypoglossal nerve for controlling the position of a patient's tongue
AU2010319602B2 (en) 2009-11-11 2015-09-24 Sage Products, Llc Synergistic muscle activation device
US8463392B2 (en) 2009-11-11 2013-06-11 Boston Scientific Neuromodulation Corporation External controller/charger system for an implantable medical device capable of automatically providing data telemetry through a charging coil during a charging session
US9302092B2 (en) * 2009-12-30 2016-04-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Multi-function lead implant tool
JP5828147B2 (ja) * 2010-01-20 2015-12-02 マイクロ インターベンショナル デバイシズ，インコーポレイティド 組織修復用インプラントと送達装置と送達方法
US8463388B2 (en) * 2010-03-09 2013-06-11 Hivox Biotek Inc. Electronic low-frequency pulse patch of a one-piece structure and method for manufacturing the same
CA2792529C (en) * 2010-03-11 2018-06-05 Mainstay Medical, Inc. Modular stimulator for treatment of back pain, implantable rf ablation system and methods of use
US8886337B2 (en) 2010-04-27 2014-11-11 Spr Therapeutics, Llc System and method for treating shoulder pain related to subacromial impingement syndrome
EP2563456B1 (en) 2010-04-27 2020-06-03 SPR Therapeutics, Inc. Systems and methods for percutaneous electrical stimulation
EP3165161B1 (en) 2010-05-12 2020-05-06 Irhythm Technologies, Inc. Device features and design elements for long-term adhesion
US9585620B2 (en) 2010-07-27 2017-03-07 Carefusion 303, Inc. Vital-signs patch having a flexible attachment to electrodes
US8197276B2 (en) * 2010-08-13 2012-06-12 Djo, Llc Low profile connector system
DE102010049895B4 (de) 2010-10-29 2016-02-11 Primed Halberstadt Medizintechnik Gmbh Halspflaster für Trachealkanülen oder künstliche Nasen mit Sprechventil
US8788048B2 (en) 2010-11-11 2014-07-22 Spr Therapeutics, Llc Systems and methods for the treatment of pain through neural fiber stimulation
US8788047B2 (en) 2010-11-11 2014-07-22 Spr Therapeutics, Llc Systems and methods for the treatment of pain through neural fiber stimulation
US8788046B2 (en) 2010-11-11 2014-07-22 Spr Therapeutics, Llc Systems and methods for the treatment of pain through neural fiber stimulation
EP3821941A1 (en) 2011-01-28 2021-05-19 Stimwave Technologies Incorporated Neural stimulator system
US9113473B2 (en) 2011-04-06 2015-08-18 Spinal Modulation, Inc. Power efficient wireless RF communication between a base station and a medical device
DK3485819T3 (da) 2011-04-14 2022-10-17 Abiomed Inc Transkutan energioverførselsspole med integreret radiofrekvensantenne
US9789307B2 (en) 2011-04-29 2017-10-17 Medtronic, Inc. Dual prophylactic and abortive electrical stimulation
KR101813131B1 (ko) 2011-05-11 2017-12-28 삼성전자주식회사 무선 전력 전송 시스템, 무선 전력 전송 시스템의 공진 임피던스 및 공진 주파수의 제어 방법
US8983611B2 (en) 2011-09-27 2015-03-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Neural control of central sleep apnea
CA2850444A1 (en) * 2011-09-30 2013-04-25 Adi Mashiach Apparatus and method to control an implant
US8929986B2 (en) 2011-11-04 2015-01-06 Nevro Corporation Medical device communication and charging assemblies for use with implantable signal generators, and associated systems and methods
US9079043B2 (en) 2011-11-21 2015-07-14 Thoratec Corporation Transcutaneous power transmission utilizing non-planar resonators
US8892205B2 (en) 2011-12-07 2014-11-18 Otologics, Llc Sleep apnea control device
US9393428B2 (en) 2012-03-29 2016-07-19 Advanced Bionics Ag Implantable antenna assemblies
EP2849838B1 (en) 2012-05-15 2021-11-17 Imthera Medical, Inc. Stimulation of a hypoglossal nerve for controlling the position of a patient's tongue
WO2013177006A2 (en) 2012-05-21 2013-11-28 Stimwave Technologies, Incorporated Methods and devices for modulating excitable tissue of the exiting spinal nerves
AU2013274484B2 (en) 2012-06-11 2016-11-17 Heartware, Inc. Self-adhesive TET coil holder with alignment feature
EP2863984B8 (en) 2012-06-25 2017-12-20 Sage Products, LLC Devices and systems for stimulation of tissues
US9511238B2 (en) * 2012-07-26 2016-12-06 Nyxoah SA Implant holder and suture guide
US20140213880A1 (en) * 2013-01-29 2014-07-31 Perminova Inc. Magnetically connected electrode for measuring physiological signals
US9819074B2 (en) * 2013-03-11 2017-11-14 The Regents Of The University Of California Monolithically integrated implantable flexible antenna for electrocorticography and related biotelemetry devices
US20140275888A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Venture Gain LLC Wearable Wireless Multisensor Health Monitor with Head Photoplethysmograph
WO2014145020A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Micron Devices, LLC Remote neural modulation brain stimulation and feedback control
EP2991723A4 (en) 2013-05-03 2017-02-01 Nevro Corporation Molded headers for implantable signal generators, and associated systems and methods
CA2917532A1 (en) * 2013-06-17 2014-12-31 Guy SIMAN Implant unit delivery tool
US9042991B2 (en) 2013-08-14 2015-05-26 Syntilla Medical LLC Implantable head mounted neurostimulation system for head pain
US9427566B2 (en) 2013-08-14 2016-08-30 Syntilla Medical LLC Implantable neurostimulation lead for head pain
US9498635B2 (en) 2013-10-16 2016-11-22 Syntilla Medical LLC Implantable head located radiofrequency coupled neurostimulation system for head pain
US9205258B2 (en) 2013-11-04 2015-12-08 ElectroCore, LLC Nerve stimulator system
WO2015077283A1 (en) 2013-11-19 2015-05-28 The Cleveland Clinic Foundation System for treating obstructive sleep apnea

Also Published As

Publication number Publication date
US20140371823A1 (en) 2014-12-18
US20140371822A1 (en) 2014-12-18
US11642534B2 (en) 2023-05-09
US9643022B2 (en) 2017-05-09
US20170246463A1 (en) 2017-08-31
IL243043B (en) 2020-09-30
US9061162B2 (en) 2015-06-23
CA3109471A1 (en) 2015-01-15
US9248302B2 (en) 2016-02-02
AU2014300648A1 (en) 2016-01-21
CN105873637B (zh) 2020-03-03
US11298549B2 (en) 2022-04-12
EP3010583A4 (en) 2017-01-04
EP3010409A4 (en) 2017-02-08
US20140371824A1 (en) 2014-12-18
AU2014288938A1 (en) 2016-01-21
AU2019204102B2 (en) 2021-08-19
CA2915077C (en) 2022-06-14
AU2019202771B2 (en) 2020-11-05
WO2014207576A3 (en) 2015-08-06
AU2019204102A1 (en) 2019-07-04
EP3010409B1 (en) 2022-03-09
US20140371821A1 (en) 2014-12-18
CA2917532A1 (en) 2014-12-31
AU2014300648B2 (en) 2019-01-24
US20140371802A1 (en) 2014-12-18
EP3010583B1 (en) 2020-08-05
CN105873508B (zh) 2019-09-03
KR20160100291A (ko) 2016-08-23
CN109939348A (zh) 2019-06-28
US9308381B2 (en) 2016-04-12
AU2019202771A1 (en) 2019-05-16
US9155899B2 (en) 2015-10-13
CN109939348B (zh) 2024-03-01
CN105873637A (zh) 2016-08-17
US20200171314A1 (en) 2020-06-04
US20140371817A1 (en) 2014-12-18
WO2014207576A2 (en) 2014-12-31
WO2015004540A3 (en) 2015-05-14
EP3010409A2 (en) 2016-04-27
WO2015004540A2 (en) 2015-01-15
BR112015031502A2 (pt) 2017-07-25
EP3010583A2 (en) 2016-04-27
BR112015031487A2 (pt) 2017-07-25
CN105873508A (zh) 2016-08-17
US10512782B2 (en) 2019-12-24
CA2915077A1 (en) 2015-01-15
CA3109471C (en) 2023-01-24
AU2014288938B2 (en) 2019-03-14

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US11730469B2 (en) Implant unit delivery tool
KR20160100900A (ko) 임플란트 유닛 이송 도구
JP6129183B2 (ja) 埋め込みのために構成されている変調器装置

Legal Events

Date Code Title Description
WITN Application deemed withdrawn, e.g. because no request for examination was filed or no examination fee was paid