KR20190086476A - 환자의 맥관구조 및 체액 상태를 모니터링하기 위한 무선 공진 회로 및 가변 인덕턴스 맥관 임플란트 및 이를 이용하는 시스템 및 방법 - Google Patents

환자의 맥관구조 및 체액 상태를 모니터링하기 위한 무선 공진 회로 및 가변 인덕턴스 맥관 임플란트 및 이를 이용하는 시스템 및 방법 Download PDF

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피아치라 엠. 스위니
제시 존슨
파블로 마틴
쉬리암 라구나단
스테픈 쉐리단
더글러스 에스. 서턴
프리드리히 웨터링
3세 핸슨 에스. 지포드
코너 엠. 핸리
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Abstract

의료 전문가가 다양한 심장 관련 및 기타 건강 상태를 예측, 예방 및 진단하는데 도움을 줄 수 있는 무선 가변 인덕턴스 및 공진 회로 기반의 맥관 모니터링 디바이스, 시스템, 방법 및 기술이 개시된다.

Description

환자의 맥관구조 및 체액 상태를 모니터링하기 위한 무선 공진 회로 및 가변 인덕턴스 맥관 임플란트 및 이를 이용하는 시스템 및 방법
본 발명은 일반적으로 맥관 모니터링(vascular monitoring)의 분야에 관한 것이다. 특히, 본 발명은 무선 맥관 모니터링 임플란트, 시스템, 방법 및 소프트웨어에 관한 것이다. 특히, 본 명세서에 개시된 실시형태는 혈액량(blood volume)의 모니터링 또는 관리를 위해 무선, 원격 또는 자동으로 작동 가능한 임플란트를 사용하는 하대정맥(inferior vena cava: IVC)에서의 체액량 감지(fluid volume sensing)에 관한 것이다.
다른 연구자들은 혈관 동맥 또는 정맥 압력 또는 혈관강 치수(vessel lumen dimension)를 모니터링하는데 관한 것들을 포함하는, 맥관 모니터링 디바이스 및 기술을 개발하려고 시도했다. 그러나, 많은 이러한 기존 시스템은 카테터 기반(무선이 아님)이며, 그러므로 제한된 기간 동안 임상 환경에서만 이용될 수 있으며, 연장된 카테터 삽입과 관련된 위험을 초래할 수 있다. 무선 솔루션의 경우에, 검출 및 통신과의 이러한 인자들의 전개, 고정 및 연관성의 복잡성은 기껏해야 이러한 이전에 개발된 디바이스 및 기술과 일치하지 않는 결과로 이어졌었다.
기존의 무선 시스템은 IVC에서 IVC 치수 측정보다 환자 체액 상태에 덜 민감할 수 있는 압력 측정에 초점이 맞추어진다. 그러나, 혈관 치수(vessel dimension)를 측정하도록 설계된 시스템은 IVC에서의 모니터링과 관련하여 여러 가지 단점을 또한 가진다. 전기 임피던스 기반 시스템은 특별히 혈관의 폭에 걸쳐서 대향하여 배치되는 전극을 필요로 한다. 이러한 디바이스는 모니터링이 요구될 수 있는 대부분의 다른 혈관처럼 IVC가 대칭으로 확장 및 수축되지 않는다는 사실로 인하여 IVC 치수를 모니터링하도록 시도할 때 특별한 어려움을 나타낸다. 이러한 위치 의존형 센서의 정확한 위치 설정은 아직 적절하게 해결되지 않은 문제이다. IVC 모니터링은 IVC의 생리학으로부터 발생하는 추가의 과제를 나타낸다. IVC 벽은 다른 혈관에 비해 상대적으로 순응성이며, 그러므로 혈관 내에서의 그 위치를 유지하도록 임플란트에 의해 가해진 힘에 의해 더욱 쉽게 왜곡될 수 있다. 그러므로, 다른 혈관에서 만족스럽게 수행할 수 있는 디바이스는 IVC 벽에서 작용하는 임플란트의 힘에 의해 생성된 왜곡으로 인하여 IVC에서 반드시 정밀하게 모니터링하지 않을 수 있다. 이와 같이, 특히 심장마비 모니터링의 중요한 영역에서 의사와 환자에게 신뢰 가능하고 합리적인 무선 맥관 모니터링 실행을 제공하기 위해 이러한 분야에서 새로운 개발이 필요하다.
본 명세서에 개시된 실시형태는 그 표시자가 혈관 체액 상태를 포함할 수 있는 다양한 조건을 예측하고, 예방하고 진단하는데 있어서 의료 전문가를 보조하는데 사용하기 위한 무선 맥관 모니터링 디바이스, 회로, 방법 및 관련 기술을 포함한다. 개시된 실시형태를 사용하여, 예를 들어, 상대적 체액 상태, 체액 반응성, 체액 저항력(fluid tolerance), 또는 심박수를 포함하는 메트릭스(metrics)가 정확하게 추정될 수 있다.
하나의 실행에서, 본 발명은 환자 맥관구조(vasculature)에 전개되어 이식되고 내강 벽과 접촉하여 맥관 내강(vascular lumen)에서의 모니터링 위치에 위치되도록 적응된 무선 맥관 모니터링 임플란트에 관한 것이다. 임플란트는 내강 벽의 자연스러운 움직임으로 치수적으로 확장 및 수축되도록 구성된 탄성 센서 구조물을 포함하며; 탄성 센서 구조물의 전기적 특성은 그 치수적 확장 및 수축에 대해 공지된 관계로 변하며; 탄성 센서 구조물은 전기적 특성을 나타내는 무선 신호를 생성하며, 신호는 맥관 내강의 치수를 결정하도록 맥관 내강 외부에서 무선으로 판독 가능하며; 탄성 센서 구조물은 상기 내강 벽 상에 또는 내강 벽에 그 자체가 결합되어 실질적으로 영구적으로 이식되도록 구성 및 치수화되며; 탄성 센서 구조물은 적어도 하나의 치수를 따라서 그 치수적 확장 및 수축에 상관되는 가변 인덕턴스를 가지며; 탄성 센서 구조물은 상기 구조물로 지향된 에너지원에 의해 활성화될(energized) 때 적어도 하나의 치수의 값을 나타내는 무선으로 판독 가능한 신호를 환자의 신체 외부에서 생성하며, 이에 의해 맥관 내강의 치수가 결정될 수 있고; 탄성 센서 구조물은 맥관 내강 벽 상의 적어도 2개의 대향하는 지점과 결합되도록 구성된 코일을 포함하고, 코일은 내강 벽 상의 지점들 사이의 거리에 대응하는 코일 상의 2개의 대향하는 지점 사이의 거리에 기초하여 변하는 인덕턴스를 가지며; 코일은 길이 방향 축을 중심으로 회전 대칭이며; 탄성 센서 구조물은 가변 인덕턴스를 변화시키도록 혈관의 실질적으로 임의의 횡 방향 축을 따라서 내강 벽과 함께 확장 및 수축되도록 구성되며; 탄성 센서 구조물은 센서 구조물이 내강 벽과 접촉하여 모니터링 위치에 위치될 때 맥관 내강 벽의 대향하는 표면과 결합되기 위해 서로 대향하여 위치되도록 구성된 적어도 2개의 지점이 형성된 적어도 하나의 탄성 부분을 가지는 프레임을 더 포함하며, 코일은 프레임 주위에 복수의 인접한 와이어 가닥을 형성하도록 프레임 주위에 배치된 적어도 하나의 와이어에 의해 상기 프레임 상에 형성되며; 탄성 센서 구조물은 가변 인덕턴스와 함께 변하는 공진 주파수를 가지는 공진 회로를 포함하고, 신호는 공진 주파수와 상관되며; 코일은 공진 주파수를 한정하는 인덕턴스 및 커패시턴스를 가지는 공진 회로를 포함하며, 공진 주파수는 적어도 2개의 지점 사이의 거리에 기초하여 변하며; 코일은 환자의 신체 외부로부터 코일로 지향된 자기장에 의해 활성화되도록 구성된다.
다른 실행에서, 본 발명은 무선 맥관 감지 시스템에 관한 것이며, 상기 시스템은, 환자 맥관구조에 전개되어 이식되고 내강 벽과 접촉하여 맥관 내강에서의 모니터링 위치에 위치되도록 적응된 무선 맥관 모니터링 임플란트로서, 상기 임플란트는 상기 내강 벽의 자연스러운 움직임으로 치수적으로 확장 및 수축되도록 구성된 탄성 센서 구조물로서; 탄성 센서 구조물의 전기적 특성은 그 치수적 확장 및 수축에 대해 공지된 관계로 변하며; 탄성 센서 구조물은 전기적 특성을 나타내는 무선 신호를 생성하며, 신호는 맥관 내강의 치수를 결정하도록 맥관 내강 외부에서 무선으로 판독 가능한, 상기 탄성 센서 구조물을 포함하고; 여기(excitation)에 상관되는 시간에 내강의 치수를 나타내는 주파수 응답 신호를 생성하도록 탄성 센서 구조물을 여기시키기 위한 수단; 임플란트로부터 주파수 신호를 적어도 수신하도록 구성되고 환자의 신체 외부에 배치되도록 구성된 안테나 모듈; 및 안테나 모듈로부터 주파수 신호의 표시를 적어도 수신하고, 모니터링 위치에서 맥관 내강의 치수를 추정하기 위해 주파수 신호를 해석하는 데이터를 제공하도록 안테나 모듈과 통신하는 제어 시스템을 더 포함한다.
또 다른 실행에서, 본 발명은 환자의 맥관 내강 치수를 모니터링하기 위한 시스템에 관한 것이다. 시스템은, 내강 벽과 결합되어 모니터링 위치에서 맥관 내강에 위치되도록 구성된 무선 맥관 센서로서, 상기 센서는 환자 체액량의 변화에 응답하여 내강 벽의 자연스러운 움직임으로 센서의 확장 및 수축과 상관되어 변하는 공진 주파수를 가지는 공진 회로를 포함하는, 상기 무선 맥관 센서; 여기에 상관되는 시간에 내강의 치수를 나타내는 주파수 신호를 생성하기 위해 센서의 공진 회로를 여기시키기 위한 수단; 임플란트로부터 주파수 신호를 적어도 수신하도록 구성되고 환자의 신체 외부에 배치되도록 더 구성된 안테나 모듈; 및 안테나 모듈로부터 주파수 신호의 표시를 적어도 수신하고, 감지된 맥관 내강 치수에 기초하여 환자 체액 상태를 추정하기 위해 상기 주파수 신호를 해석하는 데이터를 제공하도록 안테나 모듈과 통신하는 제어 시스템을 포함하며; 제1 축 주위에 제1 코일을 형성하도록 환자의 허리 또는 몸통 둘레를 둘러싸도록 구성된 벨트를 포함하는 착용식 안테나; 및 제2 축 주위에 형성된 제2 코일을 포함하고, 상기 제2 축이 상기 제1 축에 대체로 평행하게 혈관에 이식되도록 구성된 무선 센서를 포함하며; 제1 코일에서의 전류는 제1 전자기장을 생성하며, 제1 전자기장은 제2 축을 따라서 제2 코일을 통과하고, 이에 의해, 제2 코일에서 전류를 생성하여 착용식 안테나의 제1 코일에 의해 수신 가능한 신호를 생성하며; 제1 코일에서 전류를 발생시키고 제1 코일로부터 신호를 수신하도록 구성된 제어 시스템을 더 포함하고, 제어 시스템은, 전류가 제1 코일로 보내지는 송신 모드와 신호가 제1 코일에 의해 수신되는 수신 모드 사이를 스위칭하기 위한 스위치를 포함하고; 제2 코일은 측정될 생리학적 파라미터와 상관하여 변하는 공진 주파수를 가지는 공진 회로를 포함하고, 수신 가능한 신호는 공진 회로에 의해 생성된 주파수 신호를 포함하며; 무선 센서는, 맥관 내강 내에 위치되고 내강 벽 상에 또는 내강 벽에 그 자체가 실질적으로 영구적으로 이식되도록 구성된 탄성 센서 구조물을 포함하는 맥관 센서이며, 센서 구조물은 가변 공진 주파수를 변화시키도록 실질적으로 맥관 내강의 임의의 횡 방향 축을 따라서 확장되어 내강 벽과 접촉하도록 구성되는 코일을 포함하며, 코일은 맥관 내강 내의 어떠한 회전 위치에서도 동작 가능하도록 길이 방향 축을 중심으로 회전 대칭이다.
또 다른 실행에서, 본 발명은 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법에 관한 것이다. 상기 방법은, 체강 벽 상에 또는 체강 벽에 실질적으로 영구적으로 이식된 임플란트로부터의 가변 인덕턴스 기반 신호를 환자의 신체 외부에서 무선으로 수신하는 단계로서, 가변 인덕턴스 기반 신호는 상기 체강 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하는, 상기 수신하는 단계를 포함하며; 임플란트를 활성화시키고 상기 활성화에 응답하여 가변 인덕턴스 기반 신호를 생성하는 단계를 더 포함하며; 체강은 환자 맥관 내강을 포함하며, 상기 방법은 맥관 내강 내의 모니터링 위치에 임플란트를 전달하는 단계를 더 포함하며; 상기 전달하는 단계는, 임플란트를 전달 카테터의 외피 내에 배치하는 단계; 모니터링 위치에서 전달 카테터의 원위 단부를 혈관 내에서 위치시키는 단계; 및 외피에 슬라이딩 가능하게 배치된 전개 부재를 이용하여 전달 카테터로부터 임플란트를 전개하는 단계를 포함하며; 임플란트는 탄력적으로 확장 및 붕괴 가능한 센서 구조물을 포함하며; 상기 배치하는 단계는 외피 내에 배치되도록 센서 구조물을 붕괴시키는 단계를 포함하며; 상기 전개하는 단계는 센서 구조물의 후미 단부가 전달 카테터를 떠나기 전에 센서 구조물의 선단 단부가 맥관 내강 벽과 접촉하기 위해 확장되도록 외피의 원위 단부 밖으로 센서 구조물을 밀어내는 단계를 포함한다.
또 다른 실행에서, 본 발명은 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법에 관한 것이다. 상기 방법은, 체강 벽 상에 또는 체강 벽에 실질적으로 영구적으로 이식된 임플란트로부터의 가변 인덕턴스 기반 신호를 환자의 신체 외부에서 무선으로 수신하는 단계를 포함하며, 가변 인덕턴스 기반 신호는 내강 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하며; 가변 인덕턴스 기반 신호는 임플란트가 이식되는 맥관 내강의 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하고, 상기 방법은 상기 신호를 처리하여 시간 경과에 따라서 맥관 내강 면적의 변화를 결정하는 단계로서, 맥관 내강 면적의 변화는 환자 체액 상태와 상관되는, 상기 맥관 내강 면적의 변화를 결정하는 단계; 및 환자 체액 상태를 평가하도록 시간 경과에 따라 결정된 내강 면적의 변화를 해석하는 단계를 더 포함한다.
추가 실행에서, 본 발명은 환자 체액 상태를 결정하기 위한 진단 방법에 관한 것이다. 상기 방법은, 맥관 내강의 벽 상에 또는 벽에 실질적으로 영구적으로 이식된 임플란트로부터의 가변 인덕턴스 기반 신호를 환자의 신체 외부에서 무선으로 수신하는 단계로서, 가변 인덕턴스 기반 신호가 내강 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하는, 상기 수신하는 단계; 시간 경과에 따라서 맥관 내강 면적의 변화를 결정하도록 신호를 처리하는 단계로서, 맥관 내강 면적의 변화는 환자 체액 상태와 상관될 수 있는, 상기 신호를 처리하는 단계; 및 환자 체액 상태를 평가하도록 시간 경과에 따라서 결정된 맥관 내강 면적의 변화를 해석하는 단계를 포함한다.
본 발명의 비제한적인 실시형태의 이들 및 다른 양태 및 특징은 첨부된 도면과 관련하여 본 발명의 특정 비제한적인 실시형태에 대한 다음의 설명을 검토하면 당업자에게 명백해질 것이다.
본 발명을 설명할 목적을 위하여, 도면은 본 발명의 하나 이상의 실시형태의 양태를 도시한다. 그러나, 본 발명이 도면에 도시된 정확한 배열 및 수단으로 제한되지 않는다:
도 1은 본 발명의 무선 공진 회로 기반 맥관 모니터링("RC-WVM") 시스템의 실시형태를 개략적으로 도시한 도면;
도 1a는 본 발명의 RC-WVM 시스템의 대안적인 실시형태의 일부를 개략적으로 도시한 도면;
도 2 및 도 2a는 본 발명의 교시에 따라서 만들어진 RC-WVM 임플란트의 대안적인 실시형태를 도시한 도면;
도 2b는 도 2에 도시된 RC-WVM 임플란트의 커패시터 섹션의 개략적인 상세도;
도 3, 도 3a, 도 3b, 도 3c 및 도 3d는 도 1의 시스템에서 개략적으로 도시된 바와 같은 벨트 안테나의 실시형태를 도시한 도면;
도 3e는 안테나 벨트의 배향 및 이에 의해 이식된 RC-WVM 임플란트에 대해 발생된 자기장을 개략적으로 도시한 도면;
도 4는 시스템 전자 기기의 실시형태를 도시하는 블록도;
도 5a 및 도 5b는 고정 주파수 와이어를 가지는 조정 가능한 파형(fixed frequency RF burst excitation signal wave form)을 도시한 도면;
도 6a 및 도 6b는 스위프 주파수 와이어를 가지는 조정 가능한 파형(sweep frequency RF burst excitation signal wave form)을 도시한 도면;
도 7은 본 명세서에 개시된 실시형태에서 제어 시스템의 신호 발생 모듈에 사용되는 다중-채널, 직접 디지털 합성기를 도시하는 블록도;
도 7a 및 도 7b는 다중 주파수 와이어를 가지는 조정 가능한 파형(multi-frequency RF burst excitation signal wave form)을 도시한 도면;
도 8은 파형 펄스 성형(waveform pulse shaping)을 도시한 도면;
도 9a, 도 9b, 및 도 9c는 본 명세서에 개시된 바와 같은 RC-WVM 임플란트를 위한 전달 시스템의 실시형태의 양태를 개략적으로 도시하며, 도 9a는 전달 시스템 및 그 하부 구성 요소의 전체도를 도시하고, 도 9b는 RC-WVM이 로딩된 원위 단부의 상세도를 도시하고, 도 9c는 전달 외피로부터 IVC로의 RC-WVM 임플란트의 부분적인 전개를 도시한 도면;
도 10a, 도 10b, 도 10c, 도 10d 및 도 10e는 도 1 및 도 2에 도시된 바와 같이 기본형 시스템 및 RC-WVM 임플란트를 사용하여 임상전 실험(pre-clinical experiment)에서 얻어진 신호를 도시하는 도면;
도 11a 및 도 11b는 본 명세서에 개시된 바와 같은 RC-WVM 임플란트 및 제어 시스템을 전개하는 대안적인 임상 또는 가정용 시스템의 구성 요소 및 가능한 배열을 개략적으로 도시한 도면;
도 12a, 도 12b, 도 12c, 도 13a, 도 13b, 도 13c, 도 13d, 도 14a, 도 14b, 도 15a, 도 15b, 도 16a, 도 16b, 도 17a, 도 17b, 도 18, 도 19a, 및 도 19b는 본 발명에 따른 RC-WVM 임플란트의 대안적인 실시형태를 도시하는 도면;
도 20a 및 도 20b는 본 명세서에 개시된 RC-WVM 임플란트에서 사용하기 위한 대안적인 프레임 구조를 도시한 도면;
도 21a 및 도 21b는 본 발명에 따른 RC-WVM 임플란트 실시형태를 제조하기 위한 방법의 예를 도시한 도면;
도 22a는 송신 코일 및 수신 코일을 가지는 평면 안테나 모듈을 포함하는 RC-WVM 임플란트를 활성화시키고 통신하기 위한 본 발명에 따른 대안적인 시스템을 도시한 도면;
도 22b는 또 다른 대안적인 안테나 모듈을 개략적으로 도시한 도면;
도 23a 및 도 23b는 도 12a에 도시된 기본형 임플란트 및 도 22b에 도시된 안테나 모듈 구성을 사용하여 임상전 실험에서 얻어진 신호를 도시한 도면;
도 24a는 본 명세서에 기술된 바와 같은 RC-WVM 임플란트 및 시스템의 실시형태와 함께 사용될 수 있는 예시적인 여기 및 피드백 모니터링("excitation and feedback monitoring, EFM") 회로의 회로도;
도 24b는 본 명세서에 기술된 바와 같은 RC-WVM 임플란트 및 시스템의 실시형태와 함께 사용될 수 있는 다른 예시적인 EFM 회로의 회로도;
도 25a는 도 24a 또는 도 24b와 같은 EFM 회로와 함께 사용될 수 있는 안테나 모듈 동조(tuning) 및 이조(detuning) 네트워크의 회로도;
도 25b는 송신 신호 및 수신 신호의 기하학적 디커플링(geometric decoupling)을 제공하도록 배열된 안테나 모듈 코일의 또 다른 실시형태를 개략적으로 도시한 도면;
도 26a는 본 명세서에 개시된 실시형태에 따른 시스템을 위한 대안적인 신호 발생 모듈을 도시한 도면;
도 26b는 본 명세서에 개시된 실시형태에 따른 시스템에서 사용하기 위한 대안적인 수신기 체인 신호 조절 모듈(receiver chain signal conditioning module)을 도시한 도면;
도 26c는 본 명세서에 개시된 실시형태에 따른 시스템에서 사용하기 위한 대안적인 데이터 변환 모듈을 도시한 도면;
도 27a 및 도 27b는 가변 길이의 코일 특징부를 이용하는 대안적인 벨트 안테나 실시형태를 도시한 도면;
도 28a 및 도 28b는 본 명세서에 개시된 안테나 요소 실시형태에서 사용하기 위한 대안적인 능동 다이오드 스위치 및 수동 다이오드 스위치를 도시한 도면;
도 29a 및 도 29b는 대안적인 안테나 벨트 실시형태를 도시한 도면;
도 30a 및 도 30b는 온보드, 이식된 파워 서플라이를 가지는 대안적인 제어 시스템을 도시하는 블록도;
도 31a 및 도 31b는 본 명세서에 개시된 다른 실시형태에 따른 온보드 파워 서플라이 및 제어 전자 기기를 가지는 무선 임플란트의 대안적인 실시형태의 사시도;
도 32는 이식된 심장 모니터링 디바이스와 통신하는 온보드 전력 및 전자 기기를 포함하는 무선 임플란트의 개략도; 및
도 33은 특수화된 컴퓨팅 디바이스 또는 시스템의 형태를 하는 예시적인 제어 시스템의 양태의 컴퓨터 기반 실행의 하나의 가능한 실시형태를 도시하는 블록도.
본 발명의 양태는, 여기 신호로 RC-WVM 임플란트를 활성화시키고 RC-WVM 임플란트에 의해 생성된 특징적인 피드백 신호를 수신하도록 사용될 수 있는 여기 및 피드백 모니터링("EFM") 회로를 포함하는 무선, 공진 회로 기반 맥관 모니터링("RC-WVM") 임플란트, 시스템, 방법 및 소프트웨어에 관한 것이다. RC-WVM 임플란트에 의해 생성된 피드백을 자동 또는 수동으로 분석하는 것에 의해, 다양한 심장 관련, 신장 관련 또는 맥관 관련 건강 상태를 예측하고 예방하고 진단하는 의료 전문가를 지원하는 것이 가능하다. 예를 들어, 특정 시간에 RC-WVM 임플란트에 의해 생성된 피드백은 혈관 기하학적 구조를 이해하고 그러므로 상대적 체액 상태, 체액 반응성, 체액 저항력, 심박수, 호흡수 및/또는 다른 메트릭스를 추정하기 위하여 다른 시간에 RC-WVM 임플란트에 의해 생성된 피드백 및/또는 기저 RC-WVM 임플란트에 의해 생성된 피드백과 비교될 수 있다. 이러한 추정 중 하나 이상은 환자의 상태를 모니터링하고 임의의 이형(anomaly) 또는 관련 추세의 경우에 의료 전문가 및/또는 환자에게 피드백을 제공하기 위하여 자동 또는 수동으로 발생될 수 있다.
시스템 개요
IVC의 고유 생리학은 환자 체액 상태의 변화로부터 발생하는 그 치수의 변화를 검출하고 해석하도록 시도할 때 몇몇 특유의 문제점을 나타낸다. 예를 들어, 전형적인 모니터링 영역(즉, 간 정맥과 신장 정맥 사이)에 있는 IVC 벽은 다른 혈관에 비해 상대적으로 순응성이며, 이러한 것은 혈관 체적의 변화가 측면 내측 벽(lateral-medial wall)과 비교하여 전방 벽과 후방 벽 사이의 상이한 상대적 거리 변화를 유발할 수 있다는 것을 의미한다. 그러므로, 체액량의 변화가 혈관의 기하학적 구조 및 운동에서의 역설적인 변화(paradoxical change)로 이어질 것이라는 것은 매우 일반적이며; 즉, 혈액량이 감소함에 따라서, IVC는 호흡에 따라서 더욱 작아지고 붕괴되는 경향이 있으며, 혈액량이 증가함에 따라서, IVC가 커지는 경향이 있고 호흡에 따른 붕괴가 감소된다. 본 명세서에 개시된 시스템 및 임플란트는 이러한 역설적인 변화를 보상하고 해석하도록 고유하게 구성된다.
도 1에 도시된 바와 같이, 본 발명에 따른 시스템(10)은 일반적으로 환자의 IVC에서의 배치를 위해 구성된 RC-WVM 임플란트(12), 제어 시스템(14), 안테나 모듈(16), 및 유선 또는 원격/무선 데이터 링크일 수 있는 하나 이상의 데이터 링크(26)를 통해 제어 및 통신 모듈과 통신하는, 처리 시스템, 사용자 인터페이스/디스플레이, 데이터 저장 장치 등과 같은 하나 이상의 원격 시스템(18)을 포함할 수 있다. 많은 실행에서, 원격 시스템(18)은 외부 인터페이스 디바이스로서 역학을 하는 랩탑, 태블릿 또는 스마트폰과 같은 컴퓨팅 디바이스 및 사용자 인터페이스를 포함할 수 있다.
RC-WVM 임플란트(12)는 일반적으로 가변 인덕턴스, 일정한 커패시턴스(constant capacitance), 환자의 IVC 내의 모니터링 위치에 위치될 때 체액량의 변화로 인하여 확장 및 수축함에 따라서 IVC 벽과 함께 움직이는 탄력적으로 붕괴 가능한 코일로서 형성되는 공진 LC 회로를 포함한다. 가변 인덕턴스가 임플란트의 코일 구조물에 의해 제공되어서, 코일의 치수가 IVC 벽 움직임에 따라서 변할 때, 인덕턴스가 변경된다. 회로의 커패시터 소자는 이산 커패시터, 또는 특별히 임플란트 구조물 자체의 고유하게 설계된 고유 커패시턴스에 의해 제공될 수 있다. RC-WVM 임플란트(12)의 실시형태는 임플란트에 의해 결정된 측정을 왜곡하거나 또는 그렇지 않으면 부정적인 영향을 주도록 혈관 벽을 과도하게 왜곡함이 없이 임플란트가 IVC에 안전하고 적절하게 위치되는 것을 보장하도록 임플란트 구조물 내로의 고유하게 설계된 고정 및 격리 수단, 또는 별개의 이러한 추가 구조물을 또한 구비할 수 있다. 일반적으로, RC-WVM 임플란트(12)는 전개시에 배치되는 맥관 내강 벽에서 그 자체가 적어도 실질적으로 영구적으로 이식되도록 구성되고, 이식 후 환자의 신체 외부의 디바이스에 물리적인 연결(통신, 전력 또는 다른 경우를 위해)을 요구하지 않는다. 본 명세서에서 사용되는 "실질적으로 영구적으로 이식된"은 통상적인 사용에서, 임플란트가 그 유용한 작동 수명 동안, 맥관 내강 벽에 이식된 상태로 유지되고, 조직 내 성장에 의해 맥관 내강 벽 내로 다양한 정도로 포함될 수 있지만, 임플란트를 제거하는 목적을 위해 특별히 착수된 혈관내 중재적 또는 외과적 제거 절차에 의해 의학적으로 지시된 바와 같이 임플란트가 의도적으로 제거될 수 있다는 것을 의미한다. 도 2, 도 2a, 도 12a, 도 12b, 도 12c, 도 13a, 도 13b, 도 13c, 도 13d, 도 14a, 도 14b, 도 15a, 도 15b, 도 16a, 도 16b, 도 17a. 도 17b, 도 18, 도 19a 및 도 19b에 도시된 임플란트(12)의 대안적인 실시형태의 상세가 아래에 제공된다. 특히, 대안적인 RC-WVM 임플란트(12) 중 임의의 것, 특히 임플란트 실시형태(12a 내지 12k, 12m, 12n 및 12p) 중 임의의 것이 식별될 수 있는 것 외에 시스템의 추가의 변경없이 본 명세서에서 기술된 바와 같은 대안적인 시스템(10)에서 이용될 수 있다는 것에 유의하여야 한다.
제어 시스템(14)은 예를 들어 신호 발생, 신호 처리 및 전력 공급을 위한 기능 모듈(일반적으로 EFM 회로를 포함하고 모듈(20)로서 지시됨) 및 데이터 링크(26) 및 선택적으로 다른 근거리 또는 클라우드 기반 네트워크(28)를 통해 다양한 원격 시스템(18)에 통신 및 데이터 송신을 용이하게 하는 통신 모듈(22)을 포함한다. 제어 시스템(14), 모듈(20 및 22) 및 대안적인 EFM 회로의 요소의 상세 및 대안적인 실시형태는 아래에서 설명되고, 도 4, 도 7, 도 24a, 도 24b, 도 25a, 도 25b, 도 26a, 도 26b 및 도 26c에 도시된다. EFM 회로의 송신 코일에 의해 여기된 후에 RC-WVM 임플란트(12)로부터 수신된 신호를 분석한 후에, 원격 시스템(18)을 통해 임의의 적절한 형태(예를 들어, 구두로, 보고서를 인쇄하는 것에 의해, 문자 메시지 또는 전자 메일을 송신하는 것에 의해 또는 기타 방법으로)로 수동 또는 자동으로 환자, 보호자, 의료 전문가, 건강 보험 회사 및/또는 임의의 다른 필요하고 승인된 당사자에게 결과가 전달될 수 있다.
안테나 모듈(16)은 유선 또는 무선 연결일 수 있는 전력 및 통신 링크(24)에 의해 제어 시스템(14)에 연결된다. 안테나 모듈(16)은 제어 시스템(14)의 EFM 회로에 의해 제공되는 신호에 기초하여 RC-WVM 임플란트(12) 주위에서 적절하게 성형되고 배향된 자기장을 생성한다. 자기장은 RC-WVM 임플란트(12)의 LC 회로를 활성화시켜, 이로 하여금 그 순간에 그 인덕턴스 값을 나타내는 "링 백(ring-back)" 신호를 생성하도록 한다. 인덕턴스 값이 임플란트의 기하학적 구조에 의존하고, 이러한 것이 체액 상태, 심장 박동수 등에 응답하여 IVC의 치수 변화에 기초하여 전술한 바와 같이 변하기 때문에, 링 백 신호는 제어 시스템(14)에 의해 해석되어, IVC 기하학적 구조, 그러므로 체액 상태에 대한 정보를 제공할 수 있다. 그러므로, 안테나 모듈(16)은 또한 수신 기능/안테나뿐만 아니라 송신 기능/안테나를 제공한다. 일부 실시형태에서, 송신 및 수신 기능은 단일 안테나에 의해 수행되고, 다른 실시형태에서, 각각의 기능은 별개의 안테나에 의해 수행된다. 안테나 모듈(16)은 안테나 벨트로서 도 1에 개략적으로 도시되어 있으며, 이 실시형태는 아래에서 보다 상세히 설명되고 도 3a 내지 도 3d에 도시된다.
도 1a는 코일(32, 34) 위에 위치된 RC-WVM 임플란트(12)(IVC에 이식된)를 가지는 환자의 등이 놓이는 패드 또는 매트리스(36)에 송신 코일(32) 및 수신 코일(34)이 배치된 안테나 패드(16a)로서의 안테나 모듈(16)의 하나의 대안적인 실시형태를 도시한다. 도 1a에 도시된 바와 같은 안테나 모듈(16)은 본 명세서에 개시된 다른 대안적인 안테나 모듈과 기능적으로 등가이며; 전술한 바와 같이 전력 및 통신 링크(24)에 의해 제어 시스템(14)에 연결된다. 안테나 모듈(16)의 추가의 대안적인 실시형태 및 구성 요소가 또한 도 22a, 도 22b, 도 27a, 도 27b, 도 28a, 도 28b, 도 29a 및 도 29b에 도시되고 다음에 보다 상세하게 설명된다. 평면형 안테나 모듈은 또한 착용식 구성으로 구성될 수 있으며, 예를 들어, 안테나 코일은 배낭 또는 조끼와 같은 착용 가능한 의복에 통합된다. 안테나 모듈(16)은 또한 테이프, 아교 또는 다른 수단에 의해 환자의 신체, 예를 들어 복부 또는 등에 직접 고정되거나, 또는 의자 등받이와 같은 가구에 통합되도록 적응된 코일을 포함할 수 있다. 당업자라면 알 수 있는 바와 같이, 본 명세서에 기재된 바와 같은 안테나 모듈(16)의 다양한 실시형태가 본 명세서에서 특별히 식별되는 것과 다른 시스템 또는 안테나 모듈에 대한 추가의 변경없이 도 1에 도시된 바와 같은 시스템(10)과 함께 이용될 수 있다.
가변 인덕턴스 L-C 회로는 인덕턴스가 변화함에 따라서 변하는 공진 주파수를 생성한다. 임플란트가 IVC에서의 공지된 모니터링 위치에 견고하게 고정되는 것으로, IVC의 기하학적 구조 또는 치수의 변화는 가변 인덕터의 구성의 변화를 유발하고, 이러한 것은 차례로 회로의 공진 주파수의 변화를 유발한다. 공진 주파수에서의 이러한 변화는 RC-WVM 제어 및 통신 시스템에 의한 혈관 기하학적 구조 또는 치수의 변화와 상관될 수 있다. 그러므로, 임플란트가 모니터링 위치에 견고하게 위치되어야 할뿐만 아니라, 적어도 임플란트의 가변 코일/인덕터 부분은 사전 결정된 탄성 및 기하학적 구조를 가져야 한다. 그러므로, 일반적으로, 가변 인덕터는 혈관 기하학적 구조의 변화에 비례하여 형상 및 인덕턴스를 변화시키도록 특별히 구성된다. 일부 실시형태에서, 고정 및 격리 수단은 위치를 유지하면서 혈관 벽과 함께 움직이도록 임플란트의 센서 코일 구조물에서 적절하게 선택되고 구성된 형상 및 순응성을 포함할 것이다. 이러한 실시형태는 다음에 보다 상세히 설명되는 바와 같은 추가의 고정 특징부를 포함하거나 포함하지 않을 수 있다. 대안적으로, 고정 및 격리 수단이 가변 인덕터 코일 구조로부터 이격 및/또는 기계적으로 격리된 별개의 구조를 포함할 수 있어서, 고정 기능은 측정/모니터링 기능으로부터 물리적으로 및/또는 기능적으로 분리되어서, 앵커에 의해 유발된 혈관에 대한 어떠한 왜곡 또는 제약도 측정에 부정적으로 영향을 미치지 않도록 가변 인덕터로부터 충분히 멀리 떨어져 있고/있거나 격리된다.
가변 인덕터로서의 RC-WVM 임플란트(12)는 환자의 외부에 위치된 안테나 모듈 내의 하나 이상의 송신 코일에 의해 전달되는 전기장에 의해 원격으로 활성화되도록 구성된다. 활성화될 때, L-C 회로는 공진 주파수를 생성하고, 공진 주파수는 그런 다음 안테나 모듈의 하나 이상의 수신 코일에 의해 검출된다. 공진 주파수가 가변 인덕터의 인덕턴스에 의존하기 때문에, 혈관 벽의 기하학적 구조 또는 치수의 변화에 의해 유발되는 인덕터의 기하학적 구조 또는 치수의 변화는 공진 주파수의 변화를 유발한다. 검출된 공진 주파수는 그런 다음 RC-WVM 제어 및 통신 시스템에 의해 분석되어, 혈관 기하학적 구조 또는 치수의 변화를 결정한다. 검출된 공진 주파수로부터 도출된 정보는 본 명세서에서 설명된 바와 같이 다양한 신호 처리 기술에 의해 처리되고, 그런 다음 건강 관리 제공자 시스템 또는 환자 시스템과 같은 다양한 원격 디바이스로 송신되어, 상태, 또는 적절한 경우에 치료에서의 경보 또는 변경을 제공할 수 있다. 검출된 공진 주파수의 측정을 용이하게 하기 위해, 상대적으로 보다 높은 Q 인자, 즉 특히 더욱 낮은 주파수에서 동작할 때 비교적 긴 기간 동안 신호/에너지를 유지하는 공진 회로 구성을 가지는 설계를 제공하는 것이 필요할 수 있다. 예를 들어, 본 명세서에서 추가로 기술된 바와 같이 리츠 와이어(Litz wire)를 사용하는 설계의 이점을 실현하도록, 5㎒ 이하, 전형적으로 약 1㎒ 내지 3㎒의 공진 주파수 범위에서 동작하는 것이 필요할 수 있으며, 이러한 경우에, 적어도 약 50 이상의 Q 인자를 가지는 공진 회로 구성이 필요할 수 있다.
완전한 시스템 실시형태의 예
완전한 예시적인 시스템(10)의 하나의 가능한 실시형태에 대한 상세는 도 2 내지 도 8c를 참조하여 이후에 설명된다. 그 후, 시스템 구성 요소의 또 다른 대안적인 실시형태에 대한 상세가 설명된다. 그러나, 예시적인 시스템이 도 2 내지 도 7 및 도 9a 내지 도 9c에 도시된 특정 요소 또는 구성 요소의 사용으로 한정되지 않고, 이후에 기술된 임의의 대안적인 구성 요소가 주목될 수 있는 것을 제외하면 전체 시스템에서 변경없이 대체될 수 있음을 이해해야 한다. 예를 들어, RC-WVM 임플란트(12) 또는 임의의 대안적인 RC-WVM 임플란트(12c 내지 12k, 12m, 12n 및 12p)는 아래에 처음 설명되는 바와 같은 임플란트(12a 또는 12b)를 대체할 수 있다. 유사하게, 제어 시스템(14)은 도 4, 도 24a, 도 24b, 도 26a, 도 26b, 도 26c, 도 28a, 도 28b, 도 29a, 및 도 29b 중 임의의 것에 도시된 바와 같이 제공될 수 있고/있거나, 안테나 모듈(16)은 패드 안테나(16a)와 같은 안테나 또는 패드 또는 벨트 안테나로서, 단일 스위칭된 안테나 코일 또는 별개의 디커플링된 송신 코일 및 수신 코일, 또는 벨트 안테나(16b, 16c, 16d, 16e 또는 16f)를 구비할 수 있다.
도 2는 예시적인 시스템(10)에서 사용될 수 있는 바와 같은 본 발명에 따른 RC-WVM 임플란트(12)의 하나의 예를 도시한다. 도 2의 박스에서의 확대 상세는 지시된 바와 같이 취해진 단면도를 나타낸다(단면도에서, 매우 가는 와이어의 개별 단부가 그 매우 작은 크기로 인해 명확하게 보이지 않을 수 있다는 것에 유의하여야 한다). 일반적으로, RC-WVM 임플란트(12)는 이를 통해 흐르는 실질적으로 방해받지 않는 혈류를 허용하도록 개방 중심 주위에 형성된 유도 코일을 일반적으로 포함하는 탄성 센서 구조물을 포함하며, 유도 코일은 구조물에 가해지는 힘의 결과로서 구조물 기하학적 구조의 변화를 이용하여 인덕턴스를 변화시킨다. 이 예에서, 임플란트(12a)는 예각을 형성하는 둥근 크라운 섹션(40)에 의해 그 단부에서 연결된 일련의 직선형 스트럿 섹션(straight strut section)(38)을 구비한 탄성의, 동심의 지그재그형 또는 링크된 "Z-형상" 구조물로서 형성된다. 결과적인 구조물은 또한 외관상 사인파인 것으로 간주될 수 있다. 이러한 구조물은 프레임 또는 코어(44) 상으로 전도성 와이어(42)를 권취하는 것에 의해 형성될 수 있다. 이러한 대안에서, RC-WVM 임플란트(12a)는 형상 설정(shape set) 0.010" 니티놀 와이어 프레임(44)을 가지며, 0.04 ㎜ 직경의 금의 300개의 가닥의 개별적으로 절연된 리츠 와이어(42)가 프레임의 주위에서 단일 루프로 권취된다. 단일 루프 랩(single loop wrap)으로, 와이어(42)의 가닥은 도 2의 단면도에서 알 수 있는 바와 같이, 임의의 주어진 지점에서 프레임에 실질적으로 평행하게 보이기 시작한다. 리츠 와이어(42) 상의 개별 절연은 생체 적합성 폴리우레탄 코팅으로서 형성될 수 있다. 또한, 이러한 특정 예에서, 이산 커패시터(46)는 약 47ηF(나노-패럿)의 커패시턴스를 구비하고; 그러나, 커패시턴스는, RC-WVM 임플란트(12)에 대한 모든 잠재적 허용 가능한 주파수 대역(약 148.5㎑ 내지 약 37.5㎒)을 커버하도록 약 180 피코-패럿 내지 약 10 마이크로 패럿의 범위일 수 있다. 하나의 대안에서, 단일 루프에서 상대적으로 많은 수의 와이어 가닥보다는 오히려, 예를 들어 약 10개 내지 20개 범위에 있는, 특히 약 15개의 비교적 적은 수의 가닥이 비교적 많은 수의 루프, 예를 들어 약 15개 내지 25개의 범위, 또는 보다 구체적으로 약 20개의 루프에 배열될 수 있다. 이러한 실시형태에서, 이산 커패시터 소자는 와이어의 평행한 가닥 사이의 공간을 기초로 발생하는 고유 코일 커패시턴스로 대체된다.
또한, 도 2b를 참조하면, 리츠 와이어(42)는 형상 설정 니티놀 프레임(44) 주위에 형성된다. PET 열 수축 튜브(60)의 층으로 덮일 수 있는 리츠 와이어(42)의 두 단부는 커패시터(46)와 함께 연결되어 루프 회로를 형성한다. 커패시터(46)는 금 와이어 접점(56)에 대한 납땜 연결부(54)에 의해 리츠 와이어(42)에 연결된 커패시터 단자(52)를 포함한다. 금 와이어 접점(56)은 리츠 와이어(42)의 단부에서 단락 섹션(short section)으로부터 개별 절연재를 제거(또는 연소)하고 이러한 단부를 연결하여 실축형 접점(solid contact)을 형성하는 것에 의해 형성되며, 실축형 접점은 납땜 연결부(54)에 의해 커패시터 단자(52)에 연결될 수 있다. 커패시터, 커패시터 단자 및 금 와이어 접점은 리플로된 폴리머(reflowed polymer) 또는 에폭시와 같은 적절한 생체 적합성 절연재(58)로 캡슐화된다. 대안적인 실시형태에서, 전체 구조물은 그런 다음 PET 열 수축 절연재(60)의 층에 의해 덮일 수 있다. 대안적으로, 프레임을 통한 단락 회로가 생성되지 않아야 한다고 결정되면, 커패시터 또는 다른 곳에서 프레임에 갭이 제공될 수 있다.
RC-WVM 임플란트(12a)는 또한 IVC에서의 배치 후에 임플란트의 이동을 방지하는 것을 돕도록 앵커(48)를 선택적으로 구비한다. 앵커(48)는 또한 니티놀 레이저 절단 섹션 또는 형상 설정 와이어로 형성되고 각각의 스트럿 섹션(38)에 접착될 수 있다. 미늘(50)은 앵커(48)의 단부에서 바깥쪽으로 연장되어 IVC 벽과 결합된다. 일 실시형태에서, 앵커(48)는 두개(cranial) 및 꼬리(caudal) 방향 모두에서 양방향성이며; 다른 실시형태에서, 앵커는 일 방향, 양 방향의 혼합물 또는 혈관에 직각일 수 있다.
RC-WVM 임플란트(12)의 전체적인 구조는 전기적 및 기계적 요건의 균형을 나타낸다. 예를 들어, 이상적인 전기 센서는 가능한 짧고 이상적으로 0인 스트럿 길이에 의해 가능한 솔레노이드에 근접하는데 반하여, 전개 및 안정성의 기계적인 고려는, 잘못된 배향으로의 전개를 피하고 안정성을 유지하도록 혈관 내로 전개되는 임플란트 스트럿 길이가 적어도 혈관의 직경만큼 길어야 한다는 것에 영향을 미친다. RC-WVM 임플란트(12a)의 요소의 치수는 도 2에서 문자 A 내지 F에 의해 지시되며, 환자 해부학적의 범위에 적합한 이들 치수에 대한 전형적인 값의 예가 다음의 표 I에 제공된다. 일반적으로, 본 명세서에서의 교시에 기초하여, 당업자는 RC-WVM 임플란트가 사용되는 환자에 대해 최대로 예상되는 완전히 연장된 IVC 직경을, RC-WVM 임플란트(12)의 비압축 자유 상태 (전체적인) 직경이 크게 초과하지 않아야 한다는 것을 인식할 것이다. RC-WVM 임플란트 높이는 일반적으로 모니터링 위치에서의 임플란트 안정성을 기하학적 구조/가요성/탄성과 균형을 맞추도록 선택되어, 임플란트에 의해 생성된 감지 데이터를 손상시킬 수 있는 대다수 인구의 간의 정맥 또는 신장의 정맥에 영향을 주지 않으면서 IVC의 의도된 영역에 맞추는 능력을 제공하여야 한다. 높이와 안정성 고려 사항은 인자 중에서도, 특정 RC-WVM 임플란트 설계 구성, 및 별개의 앵커 특징부가 포함되는지 아닌지에 영향을 받을 것이다. 그러므로, 당업자가 알 수 있는 바와 같이, 본 발명에 따른 RC-WVM 임플란트(12)에 대한 주요 설계 고려 사항은, 본 명세서에 설명된 측정 또는 모니터링 기능을 수행할 수 있는 능력을 가지며 IVC 벽에 대해 적절하지만 비교적 낮은 반경 방향 힘을 제공하는 것에 의해 IVC 벽의 왜곡없이 IVC 내에 구조물을 견고하게 고정하도록 구성되는 가변 인덕턴스 LC 회로를 형성하는 구조물의 준비이다.
Figure pct00001
RC-WVM 임플란트(12)에 대한 다른 대안적인 구조는 도 2a에 도시된 바와 같은 RC-WVM 임플란트(12b)에 의해 예시된다. 다시 한번, 도 2a의 박스에서의 확대 상세는 지시된 바와 같이 취해진 단면도를 나타낸다. 이 실시형태에서, 임플란트(12b)는 임플란트(12a)와 유사하고 직선형 스트럿 섹션(38) 및 곡선 크라운 섹션(40)을 가지는 프레임 상에 형성된 전체적인 구조를 가진다. 이 실시형태에서, 이전 실시형태의 이산 커패시터는 와이어의 가닥의 묶음 사이의 분산된 커패시턴스로 대체된다. 와이어(64)의 다수(예를 들어, 약 15개)의 가닥은 서로 평행하게 놓여지고 묶음으로 꼬여진다. 이러한 묶음은 그런 다음 와이어 프레임(66)(예를 들어, 0.010" 직경의 니티놀 와이어일 수 있음)의 전체 원주 둘레를 다수회 권취되어 가닥의 평행한 묶음의 다수의 타래(turn)를 유발한다. 묶음 사이의 절연은 이전에서와 같이 RC-WVM이 공진하도록 하는 분산 커패시턴스를 유발한다. 전체적인 치수는 유사하고, 표 I에 나타낸 바와 같이 근사될 수 있다. 외부 절연 층 또는 코팅(60)은 전술한 바와 같이 또는 침지(dipping) 또는 분사 공정을 사용하여 도포될 수 있다. 이러한 경우에, LC 회로는 이산 커패시터 없이, 그러나 대신에 재료 및 와이어 가닥의 길이/구성의 선택을 통해 구조물의 고유 커패시턴스를 동조시키는 것에 의해 생성될 수 있다. 이러한 경우에, 임플란트(12b)에서 약 40 내지 50 ηF의 범위에 있는 고유한 커패시턴스를 달성하도록 와이어의 15 가닥의 20개의 타래가 실리콘의 외부 절연 층(60)과 함께 사용된다.
임플란트(12a)와는 달리, 임플란트(12b)의 프레임(66)은 성능에 부정적인 영향을 미침에 따라서 임플란트 내에서 전기 루프를 완성하지 않도록 불연속적이다. 프레임(66)의 임의의 중첩 단부는 열 수축 튜브, 절연 에폭시 또는 리플로된 폴리머와 같은 절연재로 분리된다. RC-WVM 임플란트(12b)는 앵커를 포함하지 않을 수(또는 포함할 수) 있다. 대신, 임플란트는 IVC 벽의 자연스러운 움직임의 최소 왜곡으로 그 위치를 유지하면서 IVC 벽 기하학적 구조 또는 치수의 변화와 함께 움직이는 것을 허용하기 위해 순응성/탄성을 가지도록 구성된다. 이러한 구성은 재료, 표면 특징부, 및 치수의 적절한 선택에 의해 달성될 수 있다. 예를 들어, 프레임의 스트럿 섹션 길이는 전기적 성능 대 안정성의 균형을 고려하여야만 하며, 보다 짧은 스트럿 섹션 길이는 전기 성능을 향상시키는 경향이 있을 수 있지만, 보다 긴 스트럿 섹션 길이는 안정성을 증가시킬 수 있다.
RC-WVM 임플란트(12)를 활성화시키고 임플란트로부터 신호를 다시 수신하기 위해, 안테나 모듈(16)은 송신 및 수신 안테나(또는 다중 안테나)를 기능적으로 포함할 것이다. 그러므로, 안테나 모듈(16)은 물리적으로 구별되는 송신 안테나 및 수신 안테나를 구비할 수 있거나, 또는 현재 설명된 예시적인 시스템(10)에서와 같이 송신 모드와 수신 모드 사이에서 스위칭되는 단일 안테나에 의해 제공될 수 있다. 도 3 및 도 3a 내지 도 3d에 도시된 안테나 벨트(16b)는 단일의 스위칭된 안테나를 사용하는 안테나 모듈(16)의 예를 예시한다.
기계적인 구성이라는 면에서, 벨트 안테나(16b)는 대체로 신축성 웨브 섹션(72) 및 전력 및 데이터 링크(24)를 위한 연결부를 가지는 버클(74)을 포함한다. 일 실시형태에서, 안테나 벨트 크기가 상이한 허리 둘레(예를 들어 약 700 내지 1200 cm의 환자 허리 둘레 범위)를 가지는 환자를 수용하기 위하여, 고 신축성 및 저 신축성 재료의 조합으로 만들어진 다층 구조가 사용될 수 있다. 이러한 실시형태에서, 베이스 층(76)은 바느질(stitching)에 의한 것과 같이 연결되는 고 신축성 섹션(76a)과 저 신축성 섹션(76b)의 조합이다. 베이스 층(76)과 실질적으로 동일한 프로파일을 가지는 외부층(78)은 3D 메쉬 직물일 수 있는 고 신축성 재료로 완전히 구성될 수 있다. 각각의 섹션 내에서, 안테나 코어 와이어(82)는 섹션의 전체 신축성을 수용하는데 충분한 전체 길이를 가지는 구불구불한 구성으로 제공된다. 코어 와이어(82)는 그 자체로 신축되지 않아야 한다. 그러므로, 직물 층의 신축성은 특정 벨트 설계에 대해 필요한 허리 둘레 수용을 충족시키도록 코어 와이어 전체 길이와 쌍을 이룬다. 외부층(78)은 가장자리를 따라서 베이스 층(76)에 연결된다. 결합 재료(80)로 덮인 바느질은 2개의 층을 연결하기 위한 하나의 적절한 수단이다. 층들은 층 사이에 배치된 열 융착 재료에 의해 함께 더욱 접착될 수 있다. 웨브 섹션(72)의 단부 부분(81)은 버클(74)에 부착되기 위해 구성된다.
안테나 요소를 형성하는 코어 와이어(82)는 층 사이에 배치되고, 벨트의 신축성으로 확장 및 수축할 수 있도록 연장 가능한 구불구불한 구성을 구비한다. 저 신축성 섹션(76b)에 대응하는 코어 와이어(82)의 중간 섹션(84)은 더욱 큰 폭을 가진다. 흉곽 바닥에서의 대략 가슴 레벨에서 착용되는 안테나 벨트(16b)가 환자의 등의 중간에 배치되도록 의도된 이러한 섹션은 RC-WVM 임플란트(12)로부터의 신호를 판독하기 위해 가장 큰 감도를 제공한다. 하나의 가능한 예로서, 코어 와이어(82)는 약 0.5-3 m 범위의 전체 길이를 가지는 꼬인 46 AWG 구리 와이어의 300 가닥으로 만들어질 수 있다. 약 700 내지 1200㎜의 범위에 있는 환자의 허리 둘레를 수용하기 위해 신축되도록 구성된 안테나 벨트에 대하여, 코어 와이어(82)의 전체 길이는 대략 2 m일 수 있다.
이러한 안테나 벨트에 작동 가능한 버클을 제공하는 많은 방법이 본 명세서에 포함된 교시에 기초하여 당업자에 의해 도출될 수 있다. 이러한 버클을 설계하는데 고려될 인자는 물리적 견고성, 민첩성이 떨어진 사람에 의한 조작 용이성, 및 전기 커넥터와의 부주의한 접촉에 의한 전기 충격으로부터의 보호를 포함한다. 예로서, 버클(74)은 2개의 버클 절반부, 즉 내부 절반부(74a) 및 외부 절반부(74b)로 구성된다. 버클(74)은 벨트 단부에 대한 물리적 연결뿐만 아니라 코어 와이어(82)에 의해 형성된 안테나 회로에 대한 전기 연결을 제공한다. 물리적 연결에 대하여, 버클(74)은 민첩성이 떨어진 사람에 의한 조작을 용이하게 하도록 크기가 비교적 크다. 자석 래치(magnetic latch)는 폐쇄를 돕기 위해 사용될 수 있으며, 예를 들어, 내부 버클 절반부(74a) 상의 자석 패드(86a)는 버클 외부 절반부(74b) 상에 대응하게 배치된 자석 패드(86b)에 연결된다. 필요하면, 시스템은 벨트 회로의 완료를 모니터링하도록, 그러므로 벨트 폐쇄를 검출하도록 구성될 수 있다. 벨트 폐쇄의 확인시에, 시스템은 임플란트로부터 수신된 신호 강도와, 수신된 신호가 판독이 완료되는데 충분하면 만들어지는 평가를 평가하도록 구성될 수 있다. 신호가 충분하지 않으면, 벨트를 환자의 보다 최적의 위치로 재위치시키는 지시가 제공될 수 있다.
코어 와이어(82)의 전기적 연결은 대향하는 커넥터 절반부(88a, 88b) 상에 배치된 오목한 커넥터 핀에 의해 제공될 수 있다. 전력 및 데이터 링크(24)의 연결은 예를 들어, 버클(74) 및 제어 시스템(14) 상의 동축 커넥터(예를 들어, SMA 플러그)를 가지는 동축 RF 케이블을 통해 제공될 수 있다. 단지 하나의 가능한 예로서, 종래의 50Ω 동축 케이블을 사용하여 전력 및 데이터 링크를 위한 편리한 길이는 약 3 m이다.
전술한 바와 같이, 안테나 벨트(16b)에서와 같이 단일 코일 안테나를 사용하는 것은 송신 모드와 수신 모드 사이에서 안테나의 스위칭을 요구한다. 이러한 스위칭은 제어 시스템(14) 내에서 실행되며, 그 예가 도 4에서 제어 시스템(14a)으로서 개략적으로 도시되어 있다. 이 실시형태에서, 제어 시스템(14a)은 기능 모듈들(20)로서, 신호 발생기 모듈(20a) 및 수신기-증폭기 모듈(20b)을 포함한다. 이들 기능 모듈은 송신/수신(T/R) 스위치(92)와 함께 송신 모드와 수신 모드 사이에서 안테나 벨트(16b)의 요구된 스위칭을 제공한다.
도 3e는 안테나 벨트(16b)에 의해 생성된 자기장(
Figure pct00002
)과 RC-WVM 임플란트(12)와의 상호 작용을 개략적으로 도시한다. 안테나 벨트(16b) 및 임플란트(12) 모두는 일반적으로 축(A) 주위에 배치된다. 벨트형 안테나를 이용한 최상의 결과를 위해, 각각이 그 주위에 배치되는 축은 실질적으로 평행한 배향으로 놓일 수 있고, 실행 가능한 범위 내에서 도 3e에 도시된 바와 같이 일치할 것이다. 서로에 대해 적절히 배향될 때, 안테나 벨트(16b)의 코어 와이어(82)에서의 전류(I)는 자기장(
Figure pct00003
)을 발생시키며, 이러한 자기장은 임플란트 코일(12)을 여기시켜, 여기의 시간에 그 크기/기하학적 구조에 대응하는 그 공진 주파수에서 코일이 공진하도록 한다. 도 3e에 도시된 바와 같이, 안테나 벨트(16b)와 임플란트(12) 사이의 배향은 임플란트 코일을 여기시키고 판독 가능한 공진 주파수 응답 신호를 생성하는데 필요한 전력을 최소화한다.
임의의 RF 코일 안테나 시스템과 마찬가지로, 안테나와 시스템은 최적의 성능을 위해 정합되고 동조되어야 한다. 인덕턴스, 커패시턴스 및 저항과 그 상호 관계에 대한 값은 신중하게 고려되어야 한다. 예를 들어, 코일 인덕턴스는 동조 커패시턴스를 결정하고, 코일 저항(동조 커패시턴스를 포함하는)은 정합 커패시턴스 및 인덕턴스를 결정한다. 개시된 시스템의 비교적 낮은 전력을 고려할 때, 구동 자기장에 의한 작동시에, 적절하게 판독 가능한 신호가 RC-WVM 임플란트(12)에 의해 발생되는 것을 보장하도록 이러한 양태에 특별한 주의가 주어진다. 안테나 벨트(16b)(또는 상이한 크기의 안테나 벨트를 구비한)와 같은 조정 가능한 허리 둘레 벨트에 의해, 제어 시스템에 의해 제어되는 가변적인 또는 상이한 길이의 안테나 코일 때문에 추가적인 고려 사항이 나타난다. 이러한 고려 사항을 다루기 위해, 종래 기술에서 이해되는 바와 같이 별개의 동조-정합 회로(94, 96)가 신호 발생기 모듈(20a) 및 수신기-증폭기 모듈(20b)에 각각 제공된다.
전력 및 데이터 링크(24)의 일 실시형태에서 전술한 바와 같이, RF-전력 송신을 위해 종래의 동축 케이블을 사용하여, 안테나와 제어 시스템 사이의 최적의 RF 전력 전달은 시스템 및 안테나 임피던스가 50Ω 실시간 저항에 정합될 때 달성된다. 그러나, 전술한 실시형태에서, 안테나 벨트(16b)의 저항은 일반적으로 50Ω보다 훨씬 낮다. 동조-정합 회로(94, 96)의 일부로서 변환 회로는 안테나 저항을 50Ω으로 변환하도록 사용될 수 있다. 안테나 벨트(16b)의 경우에, 병렬 커패시터 변환 회로가 이러한 목적에 효율적이라는 것이 알려졌다.
지금까지 기술된 시스템 구성 요소를 사용하여 동조하는 하나의 예에서, 직렬 커패시터가 사용되었고, 이는 정합 커패시터와 함께 전체 공진을 형성한다. 아래의 표 II에 제시된 측정값을 사용하여, 목표 공진 주파수가 인덕턴스 및 커패시턴스에 기초하여 2.6㎒에서 계산되었다. 2.6㎒에서의 안테나 벨트(16b)의 신축성에 따른 인덕턴스 변화를 고려하면, 공진 주파수는 각각 안테나 벨트(16b)의 1200㎜ 내지 700㎜ 원주 사이의 길이의 변화에 대해 약 2.5㎒로부터 약 2.6㎒까지만 변하도록 측정되었다. 11.1Ω의 저항을 고려하면, 케이블/벨트 조립체의 Q-인자는 3이도록 계산된다. 이러한 낮은 Q-인자는 600㎑의 펄스의 반치전폭으로 변환된다. 이러한 것은 700㎜로부터 1200㎜ 원주까지 벨트의 신축으로 인하여 공진 주파수의 변화보다 훨씬 적다. 그러므로, 안테나 벨트(16b)에 대한 동조값(tuning value)은 C정합 = 2.2 nF 및 C동조 = 2.2 nF를 이용하여 2.6㎒에서 결정되었다.
Figure pct00004
길이가 변경됨에 따라서, 안테나 벨트(16b)에 포함된 것과 같은 가변 길이 안테나가 안테나 동조를 동조하고 유지하는데 어려움을 나타낼 수 있다는 것이 예상될 수 있지만, 현재의 구성으로 이러한 것이 그런 경우가 아니라는 것이 발견되었다. 전술한 바와 같이, 안테나 인덕턴스에 비하여 상대적으로 큰 인덕턴스를 가지는 전력 및 데이터 링크(24)를 위한 케이블을 의도적으로 사용하는 것에 의해, 벨트 직경의 변화로 인한 인덕턴스의 비례적인 변화는 성능을 저하시키지 않을 정도로 충분히 작다.
다시 도 4를 참조하면, 동조-정합 회로(94)에 추가하여, 신호 발생기 모듈(20a)은 RC-WVM 임플란트(12)의 여기에 필요한 신호를 생성하는 구성 요소를 포함한다. 이들 구성 요소는 직접 디지털 합성기(direct digital synthesizer: DDS)(98), 안티 앨리어싱 필터(anti-aliasing filter)(100), 전치 증폭기(102), 및 출력 증폭기(104)를 포함한다. 일 실시형태에서, 신호 발생기 모듈(20a)은 시스템과 쌍을 이루는 특정 RC-WVM 임플란트로 재단된 단일의 비변동 주파수를 가지는 RF 버스트 여기 신호를 생성하도록 구성된다(예시적인 파형들이 도 5a 및 도 5b에 도시된다). RF 버스트는 버스트 사이의 설정된 간격으로 선택된 주파수에서 사인파형(sinusoidal waveform)의 사전 한정된 수의 펄스를 포함한다. 선택된 RF 버스트 주파수 값은 임플란트 판독기 출력에서 가장 낮은 진폭을 생성할 쌍으로 된 RC-WVM 임플란트(12)의 고유 주파수에 대응한다. 이렇게 하는 것에 의해, 임플란트 응답 신호의 최악의 경우에 대해 최적의 여기가 달성된다.
대안적인 실행에서, 제어 시스템(14)은 쌍을 이룬 RC-WVM 임플란트(12)의 예상 대역폭 내에 있는 사전 결정된 주파수에서 안테나 모듈(16)을 여기시킨다. 시스템은 그런 다음 쌍을 이룬 RC-WVM 임플란트로부터의 응답을 검출하고, 임플란트 고유 주파수를 결정한다. 제어 시스템(14)은 그런 다음 쌍을 이룬 임플란트의 고유 주파수와 정합시키도록 여기 주파수를 조정하고, 완전한 판독 사이클을 위해 이러한 주파수에서 계속해서 여기시킨다. 당업자라면 알 수 있듯이, 이 실시형태에서 설명된 주파수 결정 및 조정은 디지털 신호 처리 및 분석을 사용하는 소프트웨어를 통해 실행될 수 있다.
또 다른 대안적인 실행에서, 각각의 개별 RF 버스트는 임플란트의 잠재적인 대역폭과 동일한 주파수의 사전 한정된 범위에 걸쳐서 연속 주파수 스위프(continuous frequency sweep)를 포함한다(도 6a). 이러한 것은 가능한 모든 고유 주파수에서 임플란트를 활성화시킬 수 있는 광대역 펄스를 생성한다(도 6b). 여기 신호는 이러한 "버스트 주파수 스위프 모드 내"에서 연속할 수 있거나, 또는 제어 시스템은 센서의 고유 주파수를 결정하고, 고유 주파수에서만 송신하도록 조정할 수 있다.
다른 대안적인 실행에서, 여기는 쌍을 이룬 RC-WVM 임플란트(12)의 잠재적인 대역폭을 커버하는 이산 주파수 값(discrete frequency value)의 세트에 걸쳐서 일시적 주파수 스위프transitory frequency sweep)를 포함한다. 주파수는 각각의 RF 버스트에 대해 연속적으로 증분되고, RC-WVM 임플란트 응답의 RMS 값은 각각의 증분 후에 평가된다. 제어 시스템(14)은 그런 다음 RC-WVM 임플란트 응답에서 최대 진폭을 생성하는 주파수를 확립하고, 사전 한정된 크기의 강하가 검출되고 주파수 스위프가 재시작될 때까지 그 주파수에서 쌍을 이룬 RC-WVM 임플란트를 계속 여기시킨다.
또 다른 실행에서, 여기 신호는 주파수의 사전 한정된 세트로 구성되며, 각각의 주파수는 일정하게 유지된다. 제어 시스템(14)은 모든 주파수 성분에서 동일한 진폭을 인가하는 것에 의해 안테나 모듈(16)(및 그러므로 쌍을 이룬 임플란트)을 여기시킨다. 시스템은 쌍을 이룬 임플란트로부터의 응답을 검출하고 그 고유 주파수를 결정한다. 제어 시스템(14)은 그런 다음 쌍을 이룬 임플란트의 고유 주파수에 가장 근접한 여기 주파수의 진폭을 최대화하도록 설정된 여기 주파수의 상대 진폭을 조정한다. 다른 주파수의 진폭은 전자기 방출 및 송신 대역폭 제한의 요건을 충족시키면서 쌍을 이룬 임플란트의 응답을 최대화하도록 최적화된다.
다른 실행에서, 도 7에 도시된 직접 디지털 합성기(DDS)(98)는 도 7a 및 도 7b에 도시된 바와 같이 쌍을 이룬 RC-WVM 임플란트(12)의 추정된 동작 대역폭에 속하는, 동시에 사전 한정된 수의 이산 주파수를 발생시키도록 다중 채널 DDS 시스템으로서 제공될 수 있다. 그러므로, 각각의 주파수 성분의 크기는 그 개별적인 코일 특성에 기초하여 특정 RC-WVM 임플란트(12)에 최적의 여기를 제공하도록 독립적으로 제어될 수 있다. 또한, 각각의 주파수 성분의 상대 진폭은 임플란트에 최적의 여기를 제공하도록 독립적으로 제어될 수 있으며, 즉 주파수 성분의 진폭은 쌍을 이룬 임플란트가 응답 신호를 송신하는 최악의 경우(즉, 대부분 압축됨)에, 여기 신호가 최대화되는 방식으로 선택된다. 이러한 배열에서, 다중 채널 DDS 시스템(98)으로부터의 모든 출력은 도 7에 도시된 고속 연산 증폭기에 기초한 가산 연산 증폭기(120)를 사용하여 함께 합산된다.
또 다른 실행에서, 신호 발생기 모듈(20a)은 도 8에 도시된 바와 같이 펄스 성형을 제공하도록 구성될 수 있다. 직접 디지털 합성(direct digital synthesis)(98)에 기초한 임의의 파형 발생은 사전 한정된 성형의 펄스를 생성하도록 사용되며, 그 스펙트럼은 쌍을 이룬 RC-WVM 임플란트(12)의 응답을 최대화하기 위해 최적화된다. RC-WVM 임플란트(12)로부터의 대략 일정한 출력 신호 진폭 및 그러므로 개선된 응답을 얻기 위해, 증가된 링 백 신호 진폭을 유발하는 주파수 성분의 크기는 최대화되는 한편, 증가된 링 백 신호 진폭을 유발하는 주파수 성분의 크기는 감소된다.
다시 도 4를 참조하면, 동조-정합 회로(96)에 추가하여, 수신기 모듈(20b)은 임플란트 응답 검출, 신호 분석을 위한 데이터 변환 및 수집을 위해 구성 요소, 예를 들어, 싱글 엔드 입력-차동 출력 회로(single end input to differential output circuit)(SE to DIFF)(106), 가변 이득 증폭기(VGA)(108), 필터 증폭기(110) 및 출력 필터(112)를 포함한다. 수신 기간 동안, T/R 스위치(92)는 동조 및 정합 네트워크(96)를 통해 수신기 증폭기(20b)에 안테나 벨트(16b)를 연결한다. 안테나 벨트(16b)에서 임플란트(12)에 의해 유도된 응답 신호는 단위 이득 싱글 엔디드-차동 증폭기(unity-gain single ended to differential amplifier)(106)로 인가된다. 싱글 엔디드 모드로부터 차동 모드로 변환하는 것은 임플란트 응답 신호로부터 공통 모드 노이즈을 제거하는데 기여한다. 임플란트 응답 신호의 진폭이 마이크로 볼트 범위이기 때문에, 단일 싱글 엔디드 모드로부터 차동 모드로의 변환 후에, 80 dB(10000 배)까지 전압 이득을 제공할 수 있는 가변 이득 차동 증폭기(108)로 신호가 공급된다. 증폭된 신호는 그런 다음, 대역 외 주파수 성분(out-of-band frequency component)을 제거하고 추가적인 레벨의 증폭을 제공하도록 능동 대역 통과 필터 증폭기(110)에 인가된다. 결과적인 신호는 대역 외 고주파 성분의 추가 제거를 위해 수동 고차 저역 통과 필터(112)에 인가된다. 필터의 출력은 데이터 변환 및 통신 모듈(22)에 공급된다. 데이터 변환 및 통신 모듈(22)은 전자 시스템으로부터 외부 처리 유닛으로의 데이터 수집 및 전달을 제공하는 구성 요소를 포함한다. 고속 아날로그-디지털 컨버터(ADC)(114)는 수신기 모듈(20b)의 출력 신호를 사전 한정된 수의 비트(예를 들어, 12 비트)의 디지털 신호로 변환한다. 이러한 디지털 신호는 병렬 모드에서 마이크로 컨트롤러(116)로 전달된다. 하나의 실행에서, 레벨 시프터 회로는 ADC의 로직 레벨을 마이크로 컨트롤러에 정합시키도록 사용된다. ADC에 의해 출력된 데이터는 마이크로 컨트롤러의 내부 플래시 메모리에 연속적으로 저장된다. 데이터 처리량을 최대화하도록, 직접 메모리 액세스(direct memory access, DMA)가 이러한 처리에서 사용된다. 마이크로 컨트롤러(116)는 직접 디지털 합성기(98)와 동기화되어서, RF 버스트가 임플란트(12)의 여기를 위해 송신될 때 데이터 수집이 시작된다. 트리거되면, 마이크로 컨트롤러는 사전 한정된 수의 샘플(예를 들어, 1024)을 포착한다. 샘플링 주기만큼 승산된 샘플의 수는 임플란트(12)로부터의 응답 신호가 평가되는 관측창을 한정한다. 이러한 관측창은 임플란트(12)로부터의 응답 신호의 길이와 정합되며, 이러한 것은 신호 감쇄의 시간 상수에 의존한다.
노이즈 감소 수단으로서, 임플란트(12)의 응답 신호는 사전 한정된 횟수(예를 들어, 256 회) 관측되고, 평균 응답이 그런 다음 계산된다. 이러한 접근법은 검출된 신호의 신호 대 노이즈 비를 증가시키는데 크게 기여한다.
평균 응답은 그런 다음 통신 모듈(118)에 의해 외부 인터페이스 디바이스(18)(예를 들어, 랩톱 컴퓨터)로 송신된다. 이를 위해 상이한 접근법이 취해질 수 있다. 일 실시형태에서, 통신은 마이크로 컨트롤러로부터의 UART 인터페이스를 사용하여 수행되고, 외부 하드웨어는 UART로부터 USB로 변환하도록 사용된다. 제2 실시형태에서, USB 구동 능력을 가지는 마이크로 콘트롤러가 사용되며, 이러한 경우에, 외부 인터페이스 디바이스와의 연결은 단순히 USB 케이블을 사용하는 것에 의해 달성된다. 또 다른 실행 예에서, 마이크로 컨트롤러와 외부 인터페이스 디바이스 사이의 통신은 (예를 들어, 블루투스를 통한) 무선이다.
시스템은 주 입력과 출력 사이의 절연과 함께 AC-DC 컨버터로 이루어진 저전압 전력 공급 유닛(PSU)에 의해 전력이 공급되어, IEC 60601-1:2005+AMD1:2012의 8절에 따라서 Patient Protection (MOPP)의 2가지 메뉴 중 최소를 제공한다. 이러한 방식으로 파워 서플라이는 감전사로부터 사용자를 보호한다. PSU는 상이한 주 사양을 이용하여 상이한 국가에서의 시스템의 동작을 가능하게 하도록 광범위한 주 전압(예를 들어, 90 내지 264 VAC) 및 주 주파수(예를 들어, 47 내지 63㎐)를 수용할 수 있다.
전술한 바와 같은 제어 시스템(14a)은 소프트웨어 기반 주파수 검출을 이용한다. 그러므로, 신호 송신이라는 면에서, 여기 주파수가 최적화되면, 신호 발생기 모듈(20a)을 가지는 제어 시스템(14a)을 사용하는 시스템(10)은 개방 루프 모드에서 동작하며, 즉, 송신 신호의 주파수 또는 주파수들 및 진폭은 RC-WVM 임플란트(12) 응답에 의해 영향을 받지 않는다. 수신측에서, 증폭기-수신기 모듈(20b)을 사용하여, 제어 시스템(14a)은 RC-WVM 임플란트(12)로부터의 응답 신호를 검출하고, 이러한 신호는 고속 데이터 컨버터를 사용하여 디지털화된다. 미가공 디지털화된 데이터는 후속적으로 처리 유닛(예를 들어, 랩톱 컴퓨터 또는 다른 장비 마이크로 컨트롤러)에 전달되고, 디지털 신호 분석 기술(예를 들어, 고속 푸리에 변환)이 신호의 주파수 컨텐츠를 확립하도록 적용된다. 그러므로, 이러한 소프트웨어 기반 기술을 사용하는 한 가지 이점은 위상 동기 루프(PLL) 회로 또는 유사한 회로가 제어 시스템(14a)에서 사용되거나 또는 요구되지 않는다는 것이다.
본 명세서에서 설명된 바와 같은 전체 RC-WVM 시스템의 추가 구성 요소는 RC-WVM 임플란트 전달 시스템이다. 도 9a 내지 도 9c는 IVC 내의 필요한 모니터링 위치에 RC-WVM 임플란트(12)를 배치하기 위한 혈관 내 전달 시스템의 양태를 도시하며, 이러한 것은 일반적으로 외측 외피(124) 및 외측 외피(124)의 내강에 수용되도록 구성된 푸셔(126)를 포함하는 전달 카테터(122)를 포함한다. 일반적으로, 인간 또는 다른 동물의 순환계 내로의 디바이스의 삽입은 당업계에 널리 공지되어 있으며, 그래서 본 명세서에서 상세히 설명되지 않는다. 당업자는 비록 다른 방법이 사용될 수 있을지라도, 예를 들어 대퇴정맥 또는 다른 주변 맥관 접근 지점을 통해 IVC로 RC-WVM 임플란트를 전달하도록 사용될 수 있는 멸균 전달 시스템 내로 멸균 RC-WVM 임플란트를 로딩하도록 로딩 툴을 사용하여 순환계에서의 필요한 위치로 RC-WVM 임플란트(12)가 전달될 수 있다는 것이 그 전체에 있어서 본 명세서를 읽은 후에 이해할 것이다. 전형적으로, RC-WVM 임플란트(12)는 전달 카테터를 사용하여 이식될 것이며, 전달 카테터(122)는 그 예시적인 실시형태이며, RC-WVM 임플란트는 가능한 작은 카테터를 통한 전달을 위해 최적화될 것이다. 이러한 것을 용이하게 하도록, 임플란트 크라운에서의 굴곡부(또는 후술하는 바와 같이 귀부(ear), 총체적으로 "센서 구성 단부 부분")는 예를 들어 도 9b에 도시된 바와 같이 전달 카테터 내로 패킹될 때 낮은 프로파일을 촉진하는 작은 반경의 굴곡부일 수 있다. 하나의 대안에서, 푸셔(126)는 전달을 위해 압축될 때 RC-WVM 임플란트(12)의 내주변과 결합되도록 구성된 감소된 직경의 단부 부분(130)을 가지는 계단식 원위 단부(128)를 구비할 수 있다. 앵커(예를 들어, 도 2의 앵커(48))를 사용하는 임플란트 실시형태에 대하여, 단부 부분(130)은 도 9b에 도시된 바와 같이 압축된 구성으로 앵커에 의해 획정된 내주변과 결합되도록 구성될 수 있다. 대안적으로, 푸셔 원위 단부(128)는 특정 RC-WVM 임플란트 및 앵커 설계와 협력하도록 구성된 직선형의 평탄 단부 또는 다른 단부 형상을 구비할 수 있다.
하나의 전개 옵션에서, RC-WVM 임플란트는 간 정맥과 신장 정맥 사이의 모니터링 위치에 위치되도록 대퇴 또는 장골 정맥(iliac vein)과 같은 말초 정맥으로부터 IVC 내로 삽입될 수 있다. 임플란트가 또한 다른 정맥 위치로부터 도입될 수 있다는 것을 이해할 것이다. 임플란트 구성에 의존하여, 체액 상태 모니터링을 위해 IVC에 배치될 때, RC-WVM 임플란트(12)의 특정 배향은 벨트 판독기 안테나 코일과의 통신을 최적화하도록 요구될 수 있다. 필요한 배치 또는 위치 설정을 용이하게 하기 위해, RC-WVM 임플란트(12)의 길이 및 직경은 도 9c에 개략적으로 도시된 바와 같이 푸셔(126)에 의해 적소에서 홀딩되고 외피(124)가 인출됨에 따라서 점차적으로 확장되도록 설계될 수 있다. 여기에서, RC-WVM 임플란트(12)는 근위 크라운이 여전히 외피(124) 내에 수용되어 있는 동안 원위 크라운이 이미 IVC 벽과 결합되는, 부분적으로 전개된 상태로 도시되어 있다. 이러한 점진적인 부분 전개는 RC-WVM 임플란트(12)가 IVC에서 적절히 위치되도록 보장하는 것을 돕는다. 센서 길이 대 혈관 직경 비율(길이가 항상 혈관 직경보다 큰 경우에)은 또한 센서가 IVC에서 정확한 배향으로 전개되는 것을 보장하는 중요한 설계 인자이다. 또 다른 대안에서, 푸셔(126)의 원위 단부(128)는 필요에 따라 재위치 설정을 위해 수축될 수 있도록 외측 외피(124)로부터 완전히 전개되기 전에 임플란트의 앵커 또는 근위로 배향된 부분을 해제 가능하게 유지하도록 구성될 수 있다. 예를 들어, 외측 외피(124) 내에서 압축되는 한 임플란트(12)의 근위 크라운 뒤에 결합되는 단부 부분(130)의 단부 근처에 작은 반경 방향으로 연장되는 스터드가 제공될 수 있으며, 이에 의해, 임플란트는 도 9c에 도시된 바와 같이 부분적으로 전개된 위치로부터 다시 당겨질 수 있지만, 위치 설정이 완료된 후 완전히 전개될 때 확장에 의해 스터드로부터 자기 해제될 수 있다. 종래의 방사선 불투과성 마커는 임플란트의 위치 설정 및 전개 동안 시각화를 용이하게 하도록 외측 외피(124)의 원위 단부 및/또는 푸셔(126)의 원위 단부에 또는 그 근처뿐만 아니라 RC-WVM 임플란트(12) 상에 제공될 수 있다. 전형적으로, 앵커 특징부가 전개되는 경우에, 임플란트는 앵커가 IVC 내에서 정확한 배향을 용이하게 하고 필요에 따라 끌어 당기고 재위치 설정을 잠재적으로 허용하기 위하여 전개된 마지막 부분이도록 근위로 배향된 앵커 특징부가 위치될 것이다. 임플란트가 완전히 전개되면, 전달 카테터(122)는 환자로부터 인출될 수 있으며, 임플란트(12)는 부착된 와이어, 리드, 또는 모니터링 위치로부터 멀리 연장되는 다른 구조물없이 이산의 자기 수용 유닛으로서 혈관에 남는다.
실시예 1
본 명세서에 기술된 바와 같은 시스템은 RC-WVM 임플란트(12a)(도 2에서와 같은), 안테나 벨트(16b)(도 3에서와 같은)와 유사한 안테나 벨트, 및 제어 시스템(14a)(도 4에서와 같은)을 사용하여 임상전 테스트에서 평가되었다. 임플란트는 표준 중재 기술(standard interventional technique)을 사용하여 전달 시스템(130)(도 9b에서와 같은)을 사용하여 양의(ovine) IVC 내로 전개되었다. 전개는 혈관 내 초음파를 사용하고 안테나 벨트를 사용하여 혈관 조영술적으로 확인되었다.
도 10a, 도 10b 및 도 10c는 각각 미가공 링 다운 신호(raw ring down signal), 최대 주파수의 검출 및 기준 특성 곡선을 사용하여 IVC 면적으로의 이러한 것의 변환을 도시한다. 도 10a는 시간 경과에 따라 감쇠하는 RC-WVM 임플란트의 공진 응답과 함께 시간 도메인에서의 미가공 링 다운 신호를 도시한다. 임플란트 기하학적 구조의 변조는 2개의 상이한 플롯팅된 트레이스 사이의 차이로서 보여질 수 있는 공진 주파수의 변화를 유발한다. 도 10b는 주파수 도메인으로 변환되고 시간 경과에 따라 플롯팅된 RC-WVM 임플란트 신호를 도시한다. 도 10a로부터의 최대 주파수가 (예를 들어, 고속 푸리에 변환을 사용하여)결정되고, 시간 경과에 따라 플롯팅된다. 신호의 보다 크고 느린 변조(즉, 3개의 넓은 피크)는 IVC 벽의 호흡 유도 운동을 나타내지만, 이러한 신호에 덮어씌워진 보다 빠르고 작은 변조는 심장 주기에 응답하는 IVC 벽의 운동을 나타낸다. 도 10c는 IVC 면적으로 변환된 도 10a에 플롯팅된 주파수 변조 대 시간 플롯을 도시한다(이러한 경우에서의 변환은 표준 실험/테스트 절차를 따르는 일정 범위의 샘플 직경 내강에 대한 벤치 테스트를 통해 결정된 바와 같은 특성 곡선에 기초하였다). 도 10c는 호흡 및 심장주기에 응답하여 모니터링 위치에서의 IVC 면적의 변화를 도시한다.
체액 로딩(fluid loading)의 결과로서 IVC 면적 변화를 검출하는 RC-WVM 임플란트(12)(이러한 경우에, 임플란트(12a))의 능력은 도 10d 및 도 10e에서 입증된다. 하나의 예에서, 그 결과는 도 10d에 도시되고, 양의 IVC에서 RC-WVM 임플란트(12)의 배치 및 임플란트 신호의 수신을 확인한 후에, 10 ㎖/s로 100 ㎖의 채액 한 회분(fluid bolus)이 동물에 추가되었다. 도 10d의 회색 띠는 체액 한 회분의 투여를 나타낸다. RC-WVM 임플란트(12)로부터 감소하는 주파수 링 백 신호에 의해 반영되는 바와 같이, 추가된 체액량은 IVC를 확장시키고, 임플란트와 함께, 이러한 것은 임플란트의 인덕턴스의 변화를 차례로 유발하고, 그러므로 여기에 대한 그 링 백 응답의 주파수를 변화시킨다. 다른 예에서, 도 10e에 도시된 결과와 함께, 수술대는 동물 내에서 체액을 시프팅시키도록 기울어졌다. 도 10e의 좌측으로부터 시작하여, 첫 번째 회색 띠는 수술대가 초기에 기울어진 시간을 나타낸다. 수술대의 기울어짐은 체액이 IVC로부터 멀리 시프팅하도록 하여, IVC의 직경을 감소시키고, 그러므로 IVC와 함께 작은 직경으로 이동됨에 따라서 RC-WVM 임플란트(12)의 링 백 신호의 주파수를 증가시킨다. 두 번째 회색 띠는 수술대가 기울어진 상태에서 평탄한 상태로 복귀된 시간을 나타낸다. 이 시점에서, 체액은 IVC 내로 다시 시프팅되어, 추가된 체액량으로 크기를 증가시키며, 그러므로 위에 설명된 바와 같이 링 백 신호의 주파수를 감소시킨다.
그러므로, 이러한 출력 신호는 호흡을 이용하여 IVC의 변조의 검출을 입증한다. 특히, 본 발명의 실시형태들이 IVC 기하학적 구조 변화의 총 동향을 식별할 수 있을뿐만 아니라, 호흡 및 심장 기능으로부터 일어나는 IVC 기하학적 구조의 변화 사이를 실시간으로 판별할 수 있는 예상치 않게 강력한 진단 도구를 제공할 수 있다는 것을 알 것이다.
본 명세서에 개시된 RC-WVM 임플란트에 기초한 대안적인 환자 요양 시스템
도 11a는 본 명세서의 어딘가에 설명된 바와 같이 IVC에서의 모니터링 위치에 위치된 RC-WVM 임플란트(12)를 사용한 체액 상태 모니터링에 기초하여 환자 돌봄을 제공하도록 구성된 대안적인 시스템(10a)을 개략적으로 도시한다. RC-WVM 임플란트(12)를 사용하여, 임플란트(12)에 의한 IVC 직경 또는 면적의 측정은 하나 이상의 호흡 주기에 걸쳐서 연속적으로 만들어져, 이러한 주기에 걸쳐서 환자 체액량에서의 변동을 결정할 수 있다. 또한, 이들 측정 기간은 사전 선택된 기간 및/또는 건강 관리 제공자/환자로부터의 원격으로 제공된 프롬프트에 응답하여 연속적으로 취해질 수 있다.
안테나 모듈(16)은 본 명세서의 어딘가에 설명된 바와 같이 무선 또는 유선 연결(24)을 통해 제어 시스템(14)과 통신하도록 구성될 수 있다. 제어 시스템(14)에 의해 수집된 데이터 및 정보는 전화 또는 근거리 통신망(132)과 같은 유선 링크 또는 인터넷 또는 클라우드 기반 시스템(133)을 통해 건강 관리 제공자 디바이스(131)에 궁극적으로 전달될 수 있다. 스마트폰 또는 태블릿과 같은 개인 통신 디바이스(134)는 본 명세서에 설명된 다른 통신 디바이스 및 모드와 통신을 위해, 또는 이에 대한 대안으로서 또한 사용될 수 있다. 건강 관리 제공자 디바이스(131)는, 적절한 사용자 인터페이스, 데이터 입력 및 취급, 통신 및 처리를 위한 처리 및 통신 모듈뿐만 아니라, 수집된 IVC 직경 또는 면적 측정에 기초하여 치료 프로토콜을 결정하기 위한 본 명세서에서 설명된 바와 같은 치료 알고리즘을 포함할 수 있는 치료 및 제어 모듈, 및 본 명세서의 어딘가에 설명된 바와 같이 결정된 치료 프로토콜에 기초하여 치료 디바이스의 자동화된 원격 제어를 위한 시스템으로 구성될 수 있다. 이러한 치료 디바이스의 예는 투석 장치(135) 및 약물 전달 디바이스(136)를 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 치료의 예는 측정된 치수가 저혈액량 경계 영역(hypovolemic warning zone) 내에 놓일 때 체액 또는 혈관 수축제의 투여, 및 측정된 치수가 혈류 과용량 경계 영역 내에 놓일 때 이뇨제 또는 혈관 확장제의 투석 또는 투여를 포함한다.
IVC 물리적 치수 데이터 및/또는 이로부터 도출된 체액량 상태 정보는 또한 이러한 데이터에 기초한 치료 조언과 함께 사전 결정된 알고리즘/이식된 의료 디바이스를 사용하여 환자 자신에게 직접 전달될 수 있다. 시스템 전체에 걸친 통신 프로토콜은 양방향 통신을 포함하여, 건강 관리 제공자(또는 시스템에서의 다른 지점에 있는 적절하게 훈련된 다른 운영자)가 모니터링 디바이스에서 실행되는 전체 모니터링 프로토콜을 변경시키거나, 또는 예를 들어 현재 운영 프로토콜 외부에 있는 모니터링 디바이스에 의해 추가 문의를 요청하는 것을 허용할 수 있다.
다른 실시형태는 예를 들어, 약물 또는 다른 치료법의 자기 투여를 위한 임상의 개요와 함께 또는 개요 없이 환자에 의해 직접 이용되는 IVC 체적 메트릭스 데이터를 이용하여 환자 자기 유도형 치료(patient self-directed therapy)를 위한 시스템을 포함한다. 이러한 시스템은 또한 가정 투석 및/또는 복막 투석을 위해 실행될 수 있다. IVC 모니터와 환자 또는 건강 관리 제공자의 휴대 전화 또는 컴퓨터 사이의 무선 통신은 IVC 데이터의 연속적 또는 주기적인 송신 및 소프트웨어 응용 프로그램의 사용을 가능하게 하여, 경보 또는 알림(reminder)을 제공하고, 추세를 그래픽으로 나타내고, 환자의 행동, 약물 복용량 옵션, 또는 치료 시스템 설정을 제안하고, 의사와의 통신을 가능하게 한다.
도 11b는 하나의 대안으로, 환자 자기 유도형 치료를 포함할 수 있는 다른 예시적인 시스템을 개략적으로 도시한다. 도 11b에 도시된 바와 같이, 시스템(10b)은 환자 가정용 시스템(137), 클라우드 스토리지(133), 환자 관리 시스템(138), 의사 경보 시스템(139), 및 선택적으로 병원 네트워크(140) 사이의 통신을 제공한다. 저장 및 액세스를 위한 환자 가정용 시스템(137)으로부터 클라우드(133)로의 데이터 통신은 임상 및 간호 팀을 위한 원격 액세스를 용이하게 한다. 환자 자기 유도형 치료 실시형태에서, 환자의 집은, 클라우드 스토리지(133)에 독립적으로 액세스할 수 있고 사전 결정된 한계/치료 알고리즘에 기초하여 치료제 또는 약물 전달 디바이스(136) 또는 가정 투석 장치(135)의 환자 자가 투여를 나타낼 수 있는 가정 치료 디바이스(141)를 포함할 수 있다. 이러한 시스템에서, 무선 임플란트(12)를 가지는 환자는 특정 시간 간격으로 휴대 전화 또는 가정 내의 다른 디바이스로부터 프롬프트를 수신할 수 있거나, 또는 의사 결정 알고리즘에 대한 입력으로서 가정용 디바이스와 또한 통신하는 혈압, 심박수 또는 호흡 모니터와 같은 다른 환자 모니터링 디바이스에 의해 발생된 데이터(D)를 이용할 수 있으며, 저장을 위해 데이터를 클라우드(133)에 송신할 수 있다. 시스템(10b)은 또한 경고 구역 및 경보 한계를 설정하고 환자 체액 상태를 평가하는데 사용되는 데이터(D) 입력을 수신하기 위한 이러한 다른 모니터링 디바이스와의 통신 링크(직접, 네트워크 또는 클라우드 기반)를 포함할 수 있다. 추가 입력은, 예를 들어 환자 관리 시스템(138)의 일부로서 구성될 수 있는 사용자 인터페이스를 통해 사용자에 의해 만들어질 수 있다. 사용자 입력은 환자 연령, 성별, 키, 몸무게, 활동 레벨, 또는 건강 이력 표시자와 같은 추가의 환자 특정 정보를 포함할 수 있다.
판독을 취하도록 시스템(10b)으로부터의 프롬프트에 응답하여, 환자는 선택된 RC-WVM(12)과 통신하는데 적절한 것으로서 안테나 모듈(16)에 대해 또는 안테나 모듈 상에 자신을 위치시킬 것이다. 제어 시스템(14)의 사용자 인터페이스 또는 하나의 가능한 대안에서, 개인용 통신 디바이스(134)는 환자에게 연속적인 프롬프트 및/또는 지시를 제공할 수 있다.
다양한 레벨의 응답은 RC WVM 임플란트(12)로부터 수신되고 다른 환자 데이터(D)에 비추어 해석될 수 있는 바와 같은 IVC 측정에 의존하여 가정용 시스템(137)에 의해 발생될 수 있다. 환자 체액 상태가 허용 범위 내에 있고 어떤 조치도 요구되지 않으면 최소 응답이 제공될 수 있다. 중간 레벨의 응답은 경고를 포함하거나 치료제 투여 또는 가정 약물 전달 또는 가정 투석에서의 변화에 대한 건강 관리 제공자 또는 안내자에게 연락할 수 있다. 일관되게 범위를 벗어나거나 판독값이 증가하면 임상 중재에 대한 단계적 확대를 촉발할 것이다. 환자 치료 프로토콜은 일반적으로 RC-WVM 임플란트(12) 및 시스템(10)에 의해 보고된 진단 정보에 의해 통지된 바와 같은 질병 상태 관리를 위한 적용 가능한 실무 표준에 기초할 수 있다. RC-WVM 임플란트(12)의 고유한 기능의 이점을 취하도록 설계된 치료 프로토콜의 특정 예는 참조에 의해 본 명세서에 통합되는 "환자 체액 관리를 위한 시스템 및 방법"이라는 명칭으로 2017년 8월 10일자 출원된 출원인의 동시 계류중인 국제 출원 PCT/US2017/046204에 제공된다. 가정 투석 또는 약물 전달이 촉발될 때, 이러한 것은 전술한 바와 같은 폐쇄 루프 시스템에서 직접 제어될 수 있거나, 또는 시스템으로부터의 프롬프트를 이용하여 환자에 의해 제어될 수 있다. RC-WVM 임플란트(12)로부터의 환자 데이터(D) 및 IVC 측정치는 또한 시스템(10b)에 의해 클라우드 스토리지(133)로 연속적으로 또는 주기적으로 통신될 수 있고, 원격 환자 관리 시스템(138)에 더 통신될 수 있다. 시스템(10b)을 위한 기능성은 주로 가정용 시스템(137) 또는 환자 관리 시스템(138)에 포함되거나 또는 네트워크를 통해 적절하게 분산될 수 있다. 선택적으로, 센서 결과 및 환자 건강 및 체액 상태를 포함하는 환자 관련 데이터는 또한 병원 네트워크(140)에 전달되거나 또는 이에 의해 액세스 가능할 수 있다. 시스템(10b)은 또한 예를 들어 과거 치료 및 의료 이력에 관련된 의료 기록을 포함하는 환자 관련 데이터를 수신할 수 있다.
환자 상태가 허용 가능한 한계 밖으로서 시스템(10b)에 의해 인식될 때, 경보가 의사 경보 시스템(139)에 의해 발생될 수 있다. 경보 상태를 지원하는 정보는 예를 들어 환자 관리 시스템(138)을 통해 의사 경보 시스템(139)에 전달될 수 있다. 의사 경보 시스템(139)은 건강 관리 제공자 사무실에 상주할 수 있고/있거나, 건강 관리 제공자와 환자 사이의 통신(142)을 허용하도록 원격으로 건강 관리 제공자에 의해 액세스 가능한 모바일 링크를 포함할 수 있다. 건강 관리 제공자와 환자 사이의 통신(142)은 네트워크, 인터넷 또는 전화 기반일 수 있으며, 이메일, SMS(텍스트) 메시징 또는 전화/음성 통신을 포함할 수 있다. 의사 경보 시스템(139)은 건강 관리 제공자가 IVC 측정 및 시간 경과에 따른 투약 변화의 로그를 검토하고, 환자로부터의 치료 적정(therapy titration), 심각한 경우에 병원 입원에 관한 결정을 내릴 수 있게 한다.
시스템의 특정 기능 요소에 할당된 다양한 시스템 기능을 가지는 예시적인 시스템 실시형태(10a 및 10b)는 각각 도 11a 및 도 11b에 도시된다. 개시의 명료성을 위해, 시스템에 걸쳐서 기능 요소에서의 기능의 모든 가능한 분산 또는 조합이 설명되는 것은 아니다. 당업자에 의해 이해될 수 있는 바와 같이, RC-WVM 임플란트 자체의 기능 이외에, 모든 기능은 가정 또는 임상적 적용에 가장 적합한 임의의 수의 배열에서 및 센서 판독 기능의 의도된 위치, 예를 들어, 가정 또는 병원 환경에서의 기능적 요소 사이에 분산될 수 있다. 예를 들어, 모든 시스템 기능(언급된 임플란트 관련 기능을 제외한)은 독립형 환자 관리 시스템의 형태로 단일 기능 유닛에 포함될 수 있다. 대안적으로, 기능은 보안 클라우드 컴퓨팅 솔루션과 네트워크화된 모바일 디바이스 사이에 고도로 분산될 수 있다. 예를 들어, 제어 시스템(14)은 환자 소유의 스마트폰과 직접 통신하여, IVC 물리적 치수 측정을 나타내는 신호를 수신하고, 차례로 건강 관리 제공자 소유의 추가 모바일 디바이스로의 분산을 위해 WiFi 또는 셀 네트워크를 통해 클라우드로 이러한 신호를 송신한다. 태블릿 또는 스마트폰과 같은 손 파지 디바이스(134)는 제어-치료 전달 디바이스와 직접 통신할 수 있거나, 또는 이러한 디바이스는 자기 수용 환자 관리 시스템(self-contained patient management system)에 의해 제어될 수 있다. 또한, 시스템의 동작에 필요한 처리는 적절하게 분산되거나 집중화될 수 있거나, 또는 안전 및 중복(redundancy)을 제공하도록 다수의 디바이스에 복제될 수 있다. 그러므로, 도 11a 및 도 11b의 예시적인 예의 개략적인 프리젠테이션에서 기능적 요소(블록)의 특정 배열은 네트워크를 통해 개시된 기능의 분산을 위한 가능한 배열에 대해 제한하는 것으로 고려되어서는 안 된다.
전술한 바와 같이, 다양한 요양 알고리즘이 시스템(10a 및 10b)에 기초하여 개발될 수 있다. 예를 들어, 하나의 시나리오에서, 제1 자택 요양 알고리즘은 RC-WVM 임플란트(12)를 사용하는 것에 의한 주기적인 IVC 직경/면적 측정을 포함하는 가정용 시스템에서의 상호 작용을 관리하며, 현재의 치료법을 유지할지 또는 자택 요양 팀(home-care team) 능력의 범위 내에서 치료를 변경할지를 조정한다. IVC 체적 메트릭스가 사전 한정된 한계 내에 있는 한, 제1 자택 요양 알고리즘은 모니터링 및 치료를 계속 관리한다. 그러나, 모니터링된 파라미터, 예를 들어, IVC 체적 메트릭스가 사전 한정된 한계를 초과하면, 제2 건강 관리 제공자 알고리즘과 맞물린 경보가 발생된다. 이러한 경보는 가정용 시스템(137)에 의해 내부적으로 발생될 수 있거나, 또는 가정용 시스템(137)에 의해 통신되고 주기적으로 또는 연속적인 토대로 다른 시스템에 의해 수신되는 모니터링된 데이터에 기초하여 환자 관리 시스템(138)(또는 의사 경보 시스템(139))에서 발생될 수 있다. 일 실시형태에서, 환자 관리 시스템(138)을 통해 상황을 근거리로 또는 원격으로 분류할 수 있는 의사 보조자 또는 심부전 간호사에 의해 초기에 경보가 수신된다. 이러한 초기 레벨에서, 보조자 또는 간호사는 치료의 조절 또는 신체 활동도의 레벨과 같은 다른 파라미터와 관련된 네트워크를 통해 환자에게로의 통신(142)을 위한 메시지를 발생시키도록 선택할 수 있다. 그러나, 분류가 더욱 중요한 이벤트를 나타내는 경보를 표시하면, 의사는 의사 경보 시스템(139)을 통해 경보를 받을 수 있다. 그러므로, 측정된 IVC 체적 메트릭스에 기초한 여러 계층의 관리 및 검토가 환자 체액 상태를 효율적으로 관리하도록 및 가능한 입원을 피하는 경우에 제공된다.
RC-WVM 임플란트 설계 고려 사항 및 대안적인 임플란트 실시형태
IVC에서의 치수 변화의 측정이 IVC의 고유한 해부학에서 발생하는 고유한 고려 사항 및 요건을 나타낸다는 것을 알 것이다. 예를 들어, IVC는 간단히 그 직경을 변화시키지 않고 혈액량 및 압력 변화에 대응하는 그 전체 형상(단면 프로파일)을 변화시키는 비교적 낮은 압력의 얇은 벽의 혈관이다. 그 원주를 중심으로 대칭으로 확장 및 수축되는 대신에, IVC는 주로 전후 방향으로 확장 및 붕괴되어, 더욱 높은 체적에서의 비교적 원형 단면으로부터 낮은 체적에서의 평탄한 타원 형상 단면으로 바뀐다. 그러므로, RC-WVM 임플란트(12)의 실시형태는 과도한 반경 방향 구속없이 A-P 방향으로 이러한 비대칭, 저압 붕괴 및 확장을 모니터링하여야 하며, 또한 임플란트를 견고하게 고정하고 이동을 방지하도록 충분한 힘으로 혈관 벽에 결합되어야 한다. 따라서, RC-WVM 임플란트(12)는 일반적으로 혈관의 자연스러운 형상의 과도한 왜곡없이 원형 단면으로부터 타원형 또는 평탄한 단면으로 A-P 방향으로 혈관에 의해 붕괴될 수 있어야만 한다. 이러한 요건은 RC-WVM 임플란트(12)의 코일 측정 섹션이 그 왜곡을 유발할 수 있는 과도한 반경 방향 압력없이 IVC 벽에 대해 접촉이 유지되도록 재료 순응성 및 구성의 적절한 선택에 의해 본 명세서에 기술된 다양한 실시형태에 따라서 달성된다. 예를 들어, 본 명세서에 기술된 실시형태에 따른 RC-WVM 임플란트(12)는 50% 압축에서 약 0.05 N 내지 0.3 N의 범위에 있는 반경 방향 힘을 발휘할 수 있다. 다른 대안에서, 위치 설정의 잠재적으로 증가된 보장(security)은 측정에 영향을 미치지 않도록 측정 섹션으로부터 이격된 충분한 거리를 고정하는 것으로 인하여 혈관 벽의 가능한 왜곡에 대해 조치를 취하도록 고정 섹션 및 측정 섹션을 물리적으로 분리하는 것에 의해 측정 응답을 손상시킴이 없이 달성될 수 있다.
기술된 바와 같은 RC-WVM 임플란트(12)는 탄성 사인 곡선 또는 "Z-형상" 굴곡부를 가지는 와이어로 형성된 붕괴 가능한 루프 또는 튜브, 또는 "귀부"와 같은 비교적 덜 탄성적인 영역들에 의해 연결되는 "척추부(spine)"와 같은 더욱 탄성적인 영역을 가지는 보다 복잡한 붕기 가능한 형상과 같은 다양한 구조로 구성될 수 있다. 각각의 구조물은 혈관 벽과의 접촉을 보장하도록 임플란트의 탄성 요소 사이의 편향을 통해 그 위치 및 배향을 유지하도록 크기, 형상 및 재료에 기초하여 구성된다. 추가적으로 또는 대안적으로, 앵커, 표면 텍스처(surface textures), 미늘, 비늘, 핀형 스파이크 또는 다른 고정 수단이 혈관 벽에 보다 견고하게 결합되도록 구조물 상에 배치될 수 있다. 코팅 또는 피복은 또한 조직 내부 성장을 고취시키도록 사용될 수 있다. 일부 실시형태에서, 코일 귀부에서 감지된 바와 같이 혈관 벽의 움직임에 대한 편향력의 어떠한 영향도 감소시키기 위해 위치 설정 유지 결합 부분으로서 구조물의 특정 부분, 예를 들어 코일 척추부(coil spine)를 구성하거나 또는 그 반대도 바람직할 수 있다. 다른 실시형태에서, 별개의 고정 구조물은 임플란트의 코일 측정 부분에 결합될 수 있다. 이러한 고정 구조물은 코일 자체의 영역에서 혈관의 자연스러운 확장 또는 수축에 대해 어떠한 간섭도 최소화하도록 코일 부분의 상류 또는 하류에서 혈관에 결합되는 후크, 확장 가능한 관형 요소, 또는 다른 조직 결합 요소를 포함할 수 있다. 감지 양식 및 위치 설정은 다음에 보다 상세하게 설명된다.
RC-WVM 임플란트(12)는 활성화될 때 외부 시스템에 의해 무선으로 수신되기에 충분한 세기의 신호를 발생시켜야만 한다. 가변 유도 회로의 경우에, 외부 수신기로 신호를 송신하는 코일은 혈관이 붕괴될 때에도 충분한 크기의 관 형상 또는 중앙 안테나 오리피스를 유지하여야만 하여서, 그 인덕턴스는 외부 안테나에 의해 검출기되기에 충분히 강한 자기장을 발생시키는데 충분하다. 그러므로, 일부 실시형태에서, 가변 인덕터가 혈관의 확장 및 붕괴에 따라 변형되는 붕괴 부분, 및 혈관이 붕괴되고 확장함에 따라서 상대적으로 적게 변형되는 비붕괴 부분을 가지는 것이 필요할 수 있다. 이러한 방식으로, 혈관이 붕괴될 때에도 코일의 상당 부분이 개방된 채로 유지된다. 다른 실시형태에서, 코일은 전후방 축(anterior-posterior axis)을 포함하는 제1 평면에서 변형되는 반면에, 내외측 축(medial-lateral axis)을 포함하는 제2 직교 평면에서 상대적으로 적게 편향되도록 구성될 수 있다. 또 다른 실시형태에서, 제1 유도 코일은 혈관과 함께 확장되고 붕괴되도록 제공될 수 있고, 상당히 더욱 적게 변형되는 별개의 송신 코일은 외부 수신기로 신호를 송신하도록 제공될 수 있다. 일부 경우에, 송신 코일은 임플란트의 고정 부분으로서 또한 사용될 수 있다.
본 명세서에 개시된 특정의 대안적인 RC-WVM 임플란트 실시형태로 돌아가서, 제1 예시적인 대안적인 실시형태는 도 12a에 도시된 RC-WVM 임플란트(12c)이다. 임플란트(12c)는 코일 부분(142) 및 커패시터 부분(144)으로 도시된 바와 같은 "도그 본(dog-bone)형" 형상을 포함할 수 있다. 임플란트(12c)는 타원형 또는 라운딩된 직사각형(rounded rectangular) 형상을 가지는 다수의 타래 또는 루프를 포함하는 단일의 연속적인 코일로 권취되거나 또는 그렇지 않으면 형성된 전기 전도성 와이어 또는 와이어의 묶음을 포함할 수 있다. 임플란트의 인덕턴스를 향상시킬 수 있기 때문에, 코일을 위하여, 와이어의 다수의 독립적으로 절연된 가당을 가지는 "리츠" 와이어를 사용하는 것이 유익할 수 있다. 코일은 일반적으로 직사각형 루프의 긴 치수가 IVC 내에서 두개-꼬리 방향으로 길이 방향으로 연장되기 위해 배향되도록 구성된다. 와이어 또는 와이어의 그룹이 연속적인 중첩 방식으로 다수회 권취되어서, 직사각형 루프는 그 주변 주위에서 와이어의 2개 이상의 평행한 가닥 또는 묶음에 의해 각각 한정된다. 직사각형 루프는 척추부(148)를 형성하는 2개 이상의 길이 방향 와이어(146)에 의해 묶음화된 중앙 영역을 가져서, 두개-꼬리 방향으로의 길이 방향으로 진행하는 중앙 평면을 대략 한정한다. 이러한 중앙 영역은 혈관의 전후방 축에 대체로 직각인 평면에 배치되도록 구성되며, 혈관이 전후 방향으로 붕괴되고 확장됨에 따라서 상대적으로 변형되지 않은 채로 유지된다. 길이 방향 요소는 혈관의 대향하는 벽과 결합될 수 있다. 라운딩된 직사각형의 중앙 영역의 꼬리 및 두개의 단부에서, 와이어 또는 와이어들은 도 12a에 도시된 바와 같이, 서로로부터 멀어지게 외측으로 및 임플란트의 중앙 평면으로부터 전후 방향으로 벌어지는 2개의 귓불(lobe) 또는 한 쌍의 코일 귀부(150)를 형성한다. 코일 귀부(150)는 혈관의 대향하는 전방 벽 및 후방 벽과 결합되고 혈관의 중앙 내강을 남겨 화살표로 표시된 바와 같이 혈액의 흐름을 완전히 방해하지 않는다.
IVC가 형상을 변경함에 따라서, 길이 방향 와이어는 서로 더욱 근접하거나 또는 더욱 멀리 이동될 수 있고, 코일 귀부(150)는 서로 더욱 근접하거나 또는 더욱 멀리 이동될 수 있으며. 이에 의해 코일의 인덕턴스를 변화시킬 수 있다. 귀부는 귀부의 곡선 단부의 정점에서 약 1 cm 내지 약 5 cm만큼 분리될 수 있다. RC-WVM 임플란트(12c)는 평균 IVC 크기에 맞게, 약 2.5 cm 내지 10 cm 길이일 수 있다. IVC가 전후 방향으로 붕괴됨에 따라서, 코일 귀부(150)는 내측으로 변형되고, 이에 의해 코일의 인덕턴스를 변화시킨다는 것을 알 수 있다. 그러나, 코일의 중앙 영역은 상대적으로 변형되지 않고 남아 있으며, 코일의 인덕턴스가 외부 검출을 위해 충분히 강한 자기장을 생성하도록 충분히 높은 충분한 크기를 유지한다. 이 실시형태에서의 커패시터 부분(144)은 L-C 회로를 완성하기 위해 이산 커패시터(152)를 포함한다. 커패시터 부분(144)은 대안적으로 코일 귀부(150)의 원위와 같은, 또는 척추부(148) 중 하나를 따라서 다수의 위치에 위치될 수 있다.
전술한 바와 같이, 간 정맥과 신장 정맥 사이의 전형적인 모니터링 영역에 있는 IVC는 비교적 순응적이고, 전후 방향에서보다 내외측 방향으로 보다 넓은 비원형의 타원 형상 단면으로 붕괴되는 경향이 있다. RC-WVM 임플란트(12c)와 같은 "도그 본" 스타일 임플란트의 특징은, 척추부(148)가 코일의 중앙 영역의 평면에서 더욱 큰 강성을 생성하며, 이러한 것은 내측 벽과 외측 벽을 따르는 2개의 척추부로 혈관의 길이 방향 축 주위에서 디바이스가 회전적으로 자동 배향되도록 하고, 코일 귀부(150)가 전방 및 후방으로 벌어진다는 것이다. 전형적으로, 이와 같이 구성된 RC-WVM 임플란트(12)는, 척추부 사이의 거리가 바람직하게는 현재의 혈액량에서의 IVC의 자연스러운 내외측 치수에 대응하여서, 임플란트가 그 자연스러운 형상으로부터 혈관을 왜곡하지 않는 미편향된 이식 구성을 취할 것이다. 하나의 대안에 있어서, RC-WVM 임플란트(12)의 전체적인 직경은 그 고정 위치에서의 혈관 직경과 비교하여 다소 필요 이상 클 수 있어서, 항상 혈관 벽에 대해 비교적 외향하여 편향된다. 이러한 경우에, IVC가 붕괴될 때, M-L 증가가 일반적으로 A-P 붕괴보다 훨씬 적을지라도, A-P 치수는 감소되고 M-L 치수는 증가하며, 오버사이즈는 혈관 벽 접촉 및 고정 위치 설정을 유지한다. 어딘 가에서 논의된 바와 같이, 임플란트를 형성하는 코일/와이어의 탄성은 이러한 경우에 혈관 벽 움직임에 기초한 왜곡 측정없이 혈관과 함께 움직이도록 선택되어야만 한다.
RC-WVM 임플란트(12)의 또 다른 실시형태는 도 12b에 도시된 "x-활(bow)" 형상의 임플란트(12d)이다. "도그 본" 형상의 RC-WVM 임플란트(12c)처럼, "x-활" 형상의 RC-WVM 임플란트(12d)는 코일 부분(154) 및 커패시터 부분(156)으로 형성된 이전에 기술된 형태의 전기 전도성 와이어 또는 와이어의 그룹을 포함할 수 있다. 그러나, RC-WVM 임플란트(12c)에서와 같이 라운딩된 직사각형 형상으로 형성되기 보다는, "x-활" 형상의 RC-WVM 임플란트(12d)는 도시된 바와 같이 2세트의 코일 귀부(158)를 형성하도록 교차 평면에 배치된 2개의 타원체 형상으로 권취되거나 또는 그렇지 않으면 형성된다. 일 실시형태에서, "x-활" 형상의 RC-WVM 임플란트(12d)는 단일 평면에서 하나 이상의 와이어로 맨드렐에 권취하거나 또는 타원체 형상을 형성하고, 그런 다음 도 12b에 도시되 것처럼 타원 형상을 형성하도록 다른 평면에서의 타원체 형상으로 이 평면으로부터 하나 이상의 와이어의 하나 이상의 타래를 구부리는 것에 의해 형성될 수 있다. 이산 커패시터(160)와 같은 커패시터 소자는 "X"의 교차점 중 하나 또는 귀부(158)의 단부 중 하나에서 커패시터 부분(156)에 편리하게 배치될 수 있다. RC-WVM 임플란트(12d)로서 구성된 임플란트는 바람직하게는 (IVC의 전방 벽과 후방 벽에 대하여) 전술된 바와 같이 배향된 코일 귀부(158)와 함께 IVC에 배치될 수 있었다. 임플란트의 개방된 중앙 내강을 통한 혈류는 도 12b에서 큰 화살표의 방향을 따를 것이다.
"도그 본" 형상의 RC-WVM 임플란트(12c)와 유사하게, "x-활" 형상의 RC-WVM 임플란트(12d)는 전후 방향으로 혈관 벽과 함께 변형되는 한편, 내외측 방향으로 비교적 적게 변형된다. 그러므로, RC-WVM 임플란트(12d)는 붕괴됨에 따라서 IVC와 함께 변형될 수 있지만, 높은 레벨의 인덕턴스를 유지하도록 내외측 방향으로 개방된 코일 형성을 유지하며, 그러므로 외부 수신기에 의해 검출되도록 충분한 세기의 필드를 생성할 수 있다.
다른 실시형태에서, 테더(tether) 또는 스텐트형 구조는 사전 결정된 위치에 RC-WVM 임플란트(12)를 고정하도록 사용될 수 있는 동시에, 모니터링되는 것이 필요한 혈관의 벽에 대해 매우 부드럽게 가압하는 것을 가능하게 한다. 고려해야 할 중요한 문제는, 이러한 임플란트를 사용하여 측정 가능하도록 예상될 수 있는 정맥 또는 동맥의 형상의 변화가 발생할 수 없거나 또는 임플란트에 대한 맥관의 형상 또는 기능, 또는 맥관 응답으로 인하여 심하게 감쇠될 수 있는 지점까지, 정맥 또는 동맥의 가요성 또는 탄성을 변경할 수 있다는 사실이다. 따라서, 임플란트가 혈관에 자기 자체가 고정되도록 충분한 강성을 가지는 동시에, 임플란트가 혈관 치수를 측정하는 위치(들)에서 혈관 벽의 자연스러운 확장 및 수축을 가능하게 것이 중요하다. 전술한 임플란트에서, 예를 들어, 코일의 벽 결합 귀부는 자연스러운 벽 운동의 과도한 왜곡 또는 감쇠없이 혈관 벽과 함께 안팍으로 움직이는데 충분한 순응성/가요성 및 탄성을 가져야만 한다.
도 12c에 도시된 바와 같이, RC-WVM 임플란트(12e)는 추가적인 안정성 또는 고정 보장을 위한 스텐트형 구조를 사용하는 대안적인 임플란트 실시형태의 예이다. RC-WVM 임플란트(12e)는 전술한 RC-WVM 임플란트(12d)와 유사한 "x-활" 형태의 임플란트로서 형성되지만, 임플란트 중심 주위에서 대향하는 코일 와이어 교차점(164)에 고정되는 사인 곡선의 확장 및 붕괴 가능한 와이어 지지부(162)를 구비한다. 와이어 지지부는 임플란트의 전기적 성능을 방해하지 않도록 코일 귀부(158)를 형성하는 코일 와이어로부터 절연된다. 하나의 예로서, 와이어 지지부(162)는 임플란트 자체의 프레임(예를 들어, 각각 도 2 및 도 2b의 프레임(44) 또는 도 20a 또는 도 20b의 프레임(244 또는 246))을 위해 사용되는 바와 같은 니티놀 와이어 또는 레이저 절단 형상으로 형성될 수 있다. 와이어 지지부(162)의 스텐트형 구조는 이러한 것이 임플란트와 함께 확장 및 붕괴되는 것을 가능하게 하며, 코일 귀부(158)로부터 멀어지는 고정력의 균일한 확장 및 국부화(localization)를 돕는다.
다른 RC-WVM 임플란트(12) 대안적인 실시형태에서, 도 12b에 도시된 RC-WVM 임플란트(12d)와 유사한 "x-활" 형상의 RC-WVM 임플란트는 2개의 축에서, 즉 전후 방향 및 내외측 방향으로 혈관 치수의 측정을 가능하게 하도록 직교 평면에 2개의 별개의 코일로 형성될 수 있다. 도 13a, 도 13b 및 도 13c는 이러한 대안적인 실시형태를 도시한다. 여기에 도시된 바와 같이, RC-WVM 임플란트(12f)는 2개의 상이한 주파수로 동조된 2개의 별개의 독립 공진 회로를 형성하도록 2개의 별개의 코일(166, 168)로 형성된다. 그러므로, RC-WVM 임플란트(12f)는 각각의 회로에 대해 하나씩 2개의 커패시터(170, 172)를 포함한다. 2개의 별개로 동조된 코일을 이용하여, RC-WVM 임플란트(12f)는 2개의 직각 축을 따라서 치수의 변화 사이를 구별하는 능력을 가지며, 하나의 직각 축은 도 13a에서 화살표(E)로 표시된 코일 귀부(174)를 통과하고, 다른 하나의 직각 축은 도 13c의 화살표(S)로 표시된 코일 척추부(176)를 통과한다. 2개의 별개의 공진 회로는 독립적으로 공진하도록 별개로 활성화될 수 있다. 2개의 측정치는, RC-WVM 임플란트(12f)에 의해 후속적으로 발생된 출력이 외부 수신 안테나에 의해 차동화될 수 있도록 상이한 주파수를 가지는 2개의 입력 파형을 사용하여 취해질 필요가 있을 수 있다. 대안적으로, 상이한 기하학적 구조의 코일 또는 상이한 커패시턴스의 커패시터가 주어진 입력 파형에 대해 상이한 공진 주파수를 생성하도록 사용될 수 있었다. 예를 들어, 도 22a 또는 도 22b에 도시된 바와 같이 평면 안테나 코일을 가지는 안테나 모듈(16)은 RC-WVM 임플란트(12f)와 같은 이러한 2-코일형 임플란트와 함께 바람직할 수 있다. 도 13a 내지 도 13c에 도시된 바와 같은 형상의 임플란트와의 커플링은 전후방이다. 2개의 별개로 동조된 코일의 사용은 또한 코일의 상호 인덕턴스를 이용할 기회를 제공한다. 개시된 바와 같이 2개의 코일을 함께 사용하는 것으로, 각각의 코일의 인덕턴스는 서로 비교하여 일정하거나 동일하게 유지될 수 있다. 상호 인덕턴스는 제1 인덕턴스를 제2 인덕턴스와 커플링 계수를 곱한 값과 같다(M = L1 * L2 * k).
도 13d는 기본형 RC-WVM 임플란트(12f)의 신호 응답을 도시한다. 기본형은 각각 PET 열 수축 물질로 절연된 2개의 0.010" 니티놀 프레임으로 구성되었다. 전체 프레임 크기는 약 25 내지 30㎜ 직경과 약 60㎜ 길이였다. 하나의 프레임 상의 제1 코일은 15 ηF 커패시터에 대한 납땜 연결을 가지는 60 가닥의 46 AWG 구리 리츠 와이어의 3개의 타래를 구성하였다. 프레임 반대편의 제2 코일은 5.6 ηF 커패시터에 대한 납땜 연결을 가지는 60 가닥의 46 AWG 구리 리츠 와이어의 4개의 타래를 구성하였다. PET 열 수축 절연은 각각의 코일 주위에 제공되었으며, 2개의 코일은 에폭시로 도 13a 내지 도 13c에 도시된 x-활 형상으로 함께 연결되었다. 도 13d에서의 3개의 플롯은 미압축 임플란트에 대한 신호 응답, 2개의 주파수 피크가 일치하여 증가하는 척추부(화살표 S)를 따르는 압축에 대한 신호 응답, 및 주파수 피크 사이의 갭이 증가하는 코일 귀부(화살표 E)에서의 압축에 대한 신호 응답을 (좌측으로부터 우측으로) 나타낸다. 2개의 코일 각각으로부터의 독립적인 응답은 각각의 플롯에서 2개의 뚜렷한 주파수 피크에 의해 명확하게 나타나고, 그러므로 IVC의 A-P 및 M-L 팽창이 이해될 수 있다.
도 14a 및 도 14b는 상이한 주파수로 동조될 수 있는 2개의 별개의 코일을 가지는 다른 대안적인 RC-WVM 임플란트(12g)를 도시한다. 이 실시형태에서, 코일(178 및 180)은 탄성/압축성 프레임 부재(182 및 184) 상에 장착된다. 코일(178 및 180)은 본 명세서에 기술된 다른 RC-WVM 임플란트 실시형태와 같이 가는 리츠 와이어의 다수의 타래로 프레임 상에 형성될 수 있으며, 약간 위로 향한 단부(186 및 188)를 가지는 대체로 직사각형 형상이다. 코일(178 및 180)은 프레임 부재(182 및 184)에서의 루프에 직각으로 진행한다. 프레임 부재(182 및 184)는 또한 예를 들어 프레임(44)에 대해 전술한 바와 같이 전기 절연체(electrical break)를 가진다. 도시된 바와 같은 RC-WVM 임플란트(12g)는 이산 커패시터를 포함하지 않고, 그러므로 L-C 회로를 완성하기 위해 임플란트 코일의 고유 캐패시턴스에 의지한다. 그러나, 이산 커패시터는 대안으로서 각각의 코일에 추가될 수 있었다.
RC-WVM 임플란트(12)의 다른 실시형태는 별개의 길이 방향으로 이격된 측정 섹션과 앵커 섹션을 제공하는 것에 의해 고정 및 측정 요건의 균형을 맞추도록 적응될 수 있다. 이러한 실시형태는 앵커 섹션이 측정되는 영역에서 혈관을 왜곡하거나 또는 구속하지 않는 충분한 거리만큼 서로로부터 길이 방향으로 분리된 2개의 별개의 영역으로 고정 및 측정을 분할한다. 측정 섹션과 앵커 섹션의 반경 방향 힘 특성은, 양 섹션의 반경 방향 힘이 상대적으로 낮고 간격이 5㎜ 정도로 감소될 수 있는 특정 실시형태에서 요구된 간격을 결정할 것이다. 별개의 측정 섹션 및 앵커 섹션을 가지는 RC-WVM 임플란트 실시형태의 예가 도 15a 및 도 15b, 도 16a 및 도 16b, 및 도 17a 및 도 17b에 도시되어 있다. 하나의 이러한 대안적인 실시형태는 도 15a에 도시된 RC-WVM 임플란트(12h)이다. 여기에 도시된 바와 같이, 앵커 섹션(190)(또한 아래에서 설명되는 바와 같은 안테나 섹션)은 RC-WVM 임플란트(12h)를 견고하게 고정하도록 측정 섹션(192)보다 큰 직경으로 설정된 그 확장된 형상과 함께 더욱 강성이며 상이한 기하학적 구조일 수 있다. 앵커 섹션(190)은 탄성 및/또는 강성을 증가시키기 위해 니티놀 또는 다른 적절한 재료로 구성되는 동시에, 전개를 위한 붕괴를 여전히 가능하게 할 수 있다. 일부 실시형태에서, 별개의 안테나 코일은 후술하는 바와 같이 신호 송신/수신으로부터 혈관 측정의 분리를 가능하게 하도록 앵커 섹션과 통합되거나 또는 이에 결합될 수 있다.
전술한 바와 같이, 별개의 앵커 섹션 및 측정 섹션을 가지는 RC-WVM 임플란트(12)의 실시형태는 앵커 섹션을 안테나 코일로서 사용할 수 있다. 도 15a에 도시된 RC-WVM 임플란트(12h)는 이러한 실시형태의 예이다. 앵커 섹션(190) 및 측정 섹션(192)은 2개의 기계적으로 분리되지만 전기적으로 연속적인 코일로서 제공되며, 하나의 코일은 혈관 측정을 위한 것이고, 다른 하나는 신호 수신/송신을 위한 안테나이다. 유익하게, 안테나 코일(196)로부터 측정 코일(194)의 분리는 안테나 코일이 혈관 크기의 변화에 의한 영향을 덜 받고, 이에 의해 발생된 송신 신호(즉, 자기장)를 최대화하도록 선택된 형상 및 크기를 가지는 것을 가능하게 한다. 더욱이, 안테나 코일(196)은 측정 코일(194)의 성능에 영향을 미침이 없이 임플란트를 혈관에 고정시키도록 구성될 수 있거나, 또는 앵커 요소에 통합되거나 결합될 수 있다. 그러므로, 안테나 코일(196)은 고정 및 외부 안테나와의 통신 모두를 최적화하도록 측정 코일(194)과 다른 리츠 와이어의 더욱 많은 가닥의 보다 많은 타래 및 기하학적 구조 및 크기를 가진다. RC-WVM 임플란트(12h) 예에서, 앵커 섹션(190)은 일반적으로 혈관의 내벽과 결합되도록 성형된, 대체로 탕원형 형상의 다수 루프로서 형성된다. 측정 섹션(192)은, 예를 들어 사인 곡선의 "z" 형상으로서 형성되며, 이러한 것은 보다 높은 게이지(보다 가는) 와이어의 보다 적은 타래, 또는 안테나 코일(196)보다 적은 리츠 와이어의 가닥을 가지는, 보다 가늘고 보다 낮은 반경 방향 힘의 니티놀 프레임을 포함할 수 있다. 측정 코일(196)을 형성하는 측정 섹션(192)은 매우 순응성이며, 측정 기능을 정확하게 수행하도록 혈관의 자연스러운 확장 및 붕괴의 왜곡을 최소화한다. 측정 코일(194)은 사인파, 구형파 또는 다른 개방 셀 설계(open-cell design)와 같은 다양한 다른 기하학적 구조를 가질 수 있지만, 일반적으로 문제가 되는 와전류를 생성할 수 있는 코일의 연속적인 루프 사이에 폐쇄 셀(closed-cell) 또는 다른 전기 연결을 가지지 않을 것이다. RC-WVM 임플란트(12h)는 또한 앵커/안테나 섹션과 측정 섹션/코일을 연결하는 스트럿 섹션(200) 상에 이산 커패시터(198)를 또한 구비한다.
RC-WVM 임플란트(12)를 위한 또 다른 대안적인 실시형태는 디바이스를 "이중 동조(double tune)"하기 위해 2개의 커패시터의 사용을 수반한다. 이러한 실시형태의 하나의 예는 도 15b에 도시된 RC-WVM 임플란트(12i)이다. 이 실시형태에서, 제1 커패시터(CT)(202)는 측정 코일(LS)(204)과 관련되는 반면에, 제2 커패시터(CA)(206)는 안테나 코일(LA)(208)과 관련되어, 역동 범위(dynamic range), 전계 강도, 및 신호 지속 시간을 최적화하도록 측정 회로 및 안테나 회로의 독립적인 동조를 가능하게 한다. 이들 커패시터는, RC-WVM 임플란트(12i)의 전체 인덕턴스의 낮은 비율이고 정상적으로 공진 주파수의 작은 변위(shift)만을 유발하는 측정 코일(204)의 편향이 더욱 큰 역동 범위를 가지도록 만들어지고 그러므로 이러한 주파수에서 더욱 검출 가능한 변위를 생성할 수 있도록 선택될 수 있다. 동시에, 안테나 코일(208)의 공진 주파수는 외부 안테나에 의한 수신을 위해 최적화될 수 있다. 이러한 배열을 가지는 안테나 코일(208)은 전술한 바와 같이 앵커 섹션으로서 구성될 수 있다.
도 16a 및 도 16b는 추가의 대안적인 RC-WVM 임플란트(12j 및 12k)를 도시한다. 도 16a에서의 RC-WVM 임플란트(12j)는 다른 유사하게 성형된 센서 코일에 대해 앞서 기술된 바와 같이 구성된 사인 곡선의 소자 센서(210)를 포함한다. 센서 요소(210)는 세장형 격리 커넥터(212)를 통해 앵커 섹션(213)에 부착된다. 센서 요소(210)는 또한 안테나 모듈(16)과 통신한다. 앵커 섹션(213)은, IVC 벽과 결합하고 임플란트를 모니터링 위치에 고정하도록 구성된 곡선형 와이어 앵커 요소(214)를 구비한다. 격리 커넥터(212)는 IVC 벽이 앵커 섹션(213)에 의해 받을 수 있는 어떠한 왜곡 또는 불규칙성으로부터 센서 요소(210)를 격리시킨다. 도 16b에 도시된 다른 RC-WVM 임플란트(12k)는 본 명세서에 기술된 바와 같은 기술을 사용하여 하나의 연속 코일에 형성된 2개의 별개의 사인 곡선 요소(216, 217)를 사용한다. 사인 곡선 요소(216)는 직경 변화에 저항하여 낮은 반경 방향 힘을 발휘하고, 그러므로 RC-WVM 센서 코일로서 동작하도록 설계된다. 사인 곡선 요소(217)는 더욱 높은 반경 방향의 힘을 발휘하도록 구성되고, 그러므로 앵커 섹션을 형성하고, 또한 안테나 모듈(16)과 통신하도록 구성될 수 있다. 앵커 격리 수단(218)은 요소(216 및 217) 사이의 와이어 연결 부분으로서 형성될 수 있다.
도 17a 및 도 17b는 또 다른 대안적인 RC-WVM 임플란트(12m)를 도시하며, 도 17a는 사시도이고, 도 17b는 정면도를 도시한다. 코일 센서 요소(220)는 본 명세서의 어디선가 기술된 바와 같이 제공되며; 이 경우에, 직사각형 단면 레이저 절단 프레임 주위에 형성된 코일 와이어의 결과로서 다소 넓은 단면을 가진다. 앵커 섹션(222)은 앵커 격리 수단(223)에 의해 센서 요소(220)로부터 변위된다. 앵커 섹션(222) 및 앵커 격리 수단(223)은 모두 예를 들어 니티놀 와이어로 형성될 수 있다. 센서 요소(220)로부터 분리하여 앵커 섹션(222)를 위치시키는 것은 IVC의 감지 영역에 영향을 미침이 없이 앵커 섹션에서 더욱 높은 반경 방향 힘의 사용을 가능하게 한다. 앵커 섹션(222)은 고정을 위하여 반경 방향의 힘에만 의지하거나, 뾰족한 개별 앵커를 통합할 수 있다. 앵커 섹션(222)은 많은 실시형태에서와 같이 본 명세서에 개시된 임의의 다른 앵커/앵커 섹션을 포함하여 구성될 수 있다. 도 17a 및 도 17b에 도시된 바와 같이, 앵커 섹션(222)은 혈관 벽을 넓히고 이와 결합되도록 외향하여 자기 편향인 "귀부"(224)를 사용한다.
도 18은 또 다른 대안적인 RC-WVM 임플란트(12n)를 도시한다. 이 실시형태에서, 2개의 사인 곡선의 "z"자-형상 코일(226, 228)은 2쌍의 세장형 부재(232)에 의해 연결부(230)에서 연결된다. 코일(226, 228)은 상이한 두께의 니티놀 와이어 프레임 상에 형성되고, 그러므로, 상이한 반경 방향 힘, 즉, 측정을 위한 낮은 힘 단부와 고정을 위한 높은 힘 단부를 초래할 수 있다. 그러므로, 세장형 부재(232)는 또한 센서 코일과 앵커 코일 사이의 앵커 격리 수단으로서 기능한다. 센서 코일은 다중 가닥 리츠 와이어(본 명세서에서 어딘가에 설명된 바와 같이)로 구성된 2-타래 코일일 수 있으며, 앵커 코일은 또한 안테나 모듈(16)과의 강한 통신을 더 제공하기 위해 큰 면적을 가질 수 있다.
도 19a 및 도 19b는 또 다른 대안적인 RC-WVM 임플란트(12p)를 도시한다. 이 실시형태에서, 어딘가에 기술된 바와 같이, 권취된 리츠 와이어로 형성될 수 있는 2-타래 코일(234)은 이중 사인 곡선의 니티놀 고정 구조물(236, 237)로부터 분리된다. 코일(234)의 외향으로 곡선화된 "귀부"(238)는 센서 또는 측정 요소를 형성하도록 보다 적은 힘으로 IVC 벽과 결합되도록 구성되며, 코일(234)의 큰 면적은 안테나 모듈(16)과의 통신을 최적화한다. 이중 니티놀 고정 구조물(236, 237)은 분리된 더욱 큰 반경 방향 힘 고정 부분을 제공한다. 그러므로, 코일(234)의 평탄 부분(240)은 앵커 격리 기능을 제공한다.
본 명세서에서 설명된 RC-WVM 임플란트(12)의 임의의 실시형태에서, 고주파수 교류 전류로 성능을 최적화하도록 서로 권취되거나 편조된 복수의 별개로 절연된 가닥을 포함하는 다중 가닥 와이어 또는 케이블로 임플란트의 코일 부분을 형성하는 것이 유익할 수 있다. 일부 실시형태에서, 임플란트에서 사용된 전기 전도성 와이어 또는 와이어들은 와이어의 별개로 절연된 가닥이 고주파수 "표피 효과(skin effect)"를 최적화하는 것에 의해 AC 전류 송신을 최적화하도록 특정의 규정된 패턴으로 함께 편조되거나 권취되는 리츠 와이어를 포함할 수 있다. 개별 와이어 절연은 그 중에서도 PTFE, 폴리에스터, 폴리우레탄, 나일론 또는 폴리이미드일 수 있었다. 혈액으로부터의 전기 절연을 제공하고 리츠 와이어를 프레임에 결합하기 위하여 전체 다중 가닥 와이어 또는 케이블 주위에 추가의 절연 재킷이 제공될 수 있으며, 이러한 것은 그렇지 않으면 일부 상황에서 임플란트를 최적이 아니거나 또는 믿을 수 없게 할 수 있다. 이러한 추가 절연은 PET(폴리에틸렌 테레프탈레이트), ETFE, FEP, PE/PP, TPE, 폴리우레탄, 실리콘, 폴리이미드 또는 다른 재료의 형태로 제공될 수 있으며, RC-WVM 임플란트의 와이어 상에 그리고/또는 그 전체에 있어서 RC-WVM 임플란트(12)를 둘러싸도록 제공될 수 있다. 고주파 전자기 신호의 사용으로 인해, 다른 형태의 임플란트 또는 전기 디바이스에 대해 요구될 수 있는 것보다 RC-WVM 임플란트(12)의 전기 부분에 더욱 많거나, 또는 상이한 절연이 제공될 필요가 있을 수 있다.
일부 실시형태에서, 도 20a 및 도 20b에 도시된 프레임(244, 246)과 같은 니티놀 프레임은, 각각 구조적 지지 및 강화된 고정을 제공하고, 전달 외피 내로/이로부터 RC-WVM 임플란트(12)의 크림핑(crimping) 또는 압축 및 전개 또는 확장을 용이하게 하도록 사용될 수 있다. 예를 들어, 니티놀 프레임은 코일의 필요한 형상에서 형성될 수 있으며(형성된 와이어(244) 또는 레이저 절단 튜브 또는 박판(246)을 사용하여), 전도성 와이어는 그런 다음 코일을 형성하도록 니티놀 프레임과 동축으로 권취될 수 있다. 대안적으로, 니티놀 와이어와 리츠 와이어는 동시 권취 또는 편조되고, 그런 다음 복합 케이블이 코일을 형성하도록 사용되어서, 니티놀 와이어의 전기 인덕턴스가 리츠 와이어의 전기 인덕턴스에 추가될 수 있다. 구조물은 그런 다음 예를 들어 실리콘 튜브 또는 몰딩을 이용하여 절연될 수 있다. 다른 실시형태에서, 그 내부에 동축으로 배치된(또는 그 역으로) 리츠 와이어를 가지는 니티놀 튜브가 사용될 수 있으며; 이러한 튜브는 예를 들어 약 0.005" 내지 0.020"의 두께를 가지는 벽과 함께 약 0.020" 내지 0.050"의 내경을 가질 수 있다. 다른 실시형태에서, 코일은 금 코팅 니티놀 와이어 및/또는 인발 충전 튜브(drawn-filled tube)가 형성될 수 있다. RC-WVM 임플란트(12)의 임의의 비절연 부분의 노출된 표면은 바람직하게는 원치않는 효과 또는 건강 문제를 방지하도록 생체 적합성 폴리머 또는 금, 백금, 팔라듐/몰리브덴과 같은 금속으로 만들어지거나 또는 도금될 수 있다. 니티놀 와이어 프레임(244)은 전술한 바와 같이 스트럿 섹션(38) 및 크라운 섹션(40)을 포함한다. 와이어가 프레임을 형성함에 따라서, 프레임(244)은 와이어 단부가 함께 결합되는 곳에서 발생하는 자연스러운 분기점(natural break)(245)을 가진다. 필요한 경우에, 프레임을 통한 전기 루프의 생성을 피하도록, 분기점은 프레임 구조를 완성하기 위해 에폭시와 같은 절연재와 함께 접착될 수 있다.
도 20b에 도시된 바와 같이, 레이저 절단 오리피스(254)에 의해 형성되는 일체형 앵커 요소(250)를 포함하는 크기로 확장되고 형상 설정되고 앵커 요소(250)를 형상 설정하는 레이저 절단 프레임(246)은 니티놀 튜브로부터 절단된다. 프레임(246)은 절단 후에, 코일 와이어가 다음에 설명되는 바와 같이 권취되기 전에 전기 폴리싱된다. 프레임(246)은 튜브로부터 절단하는 것에 의해 형성될 때 연속적인 부재일 것이고, 그러므로 코일의 성능에 부정적으로 영향을 미칠 수 있는, 프레임 내에서의 전기 루프의 형성을 피하도록 사전 코일 권취 스테이지(pre-coil wrapping stage) 동안 위치(38)에서 절단되어야만 한다. 절단 섹션은 그런 다음 에폭시와 같은 절연재로 접착하거나 또는 폴리머로 오버몰딩하는 것에 의해 재연결될 수 있다. 앵커(250)는 개구(254)를 가지는 연장 포스트(252) 상에 위치될 수 있으며, 앵커 요소(250)가 이러한 것으로 형성된다. 이러한 앵커 요소는 도시된 바와 같이 양방향으로 또는 단일 방향으로만 연장될 수 있다. 다른 프레임 치수에 비해 상대적으로 짧지만, 앵커 요소(250)는 고정을 위해 혈관 벽과 결합되도록 프레임(246)에 추가될 때 와이어 및 절연체를 지나서 돌출되도록 충분히 길어야 한다. 전형적으로, 앵커 요소(250)가 프레임의 한쪽 단부에만 형성될 때, 앵커 요소는 전술한 바와 같이 전달 카테터로부터 전개될 때 마지막으로 전개되도록 프레임의 근위 단부 상에 있을 것이다. 그러나, 대안적으로, 앵커 요소(250)가 프레임의 양쪽 단부에 형성될 수 있다. 도 20b에 도시된 바와 같이, 앵커 부착 요소(250)는 프레임(246)의 스트럿 섹션(38)을 연결하는 각각의 근위 크라운 섹션(40) 상에 제공된다. 대안적으로, 다른 앵커 부착 지점의 연장 포스트(252)는 모든 크라운 섹션, 예를 들어 모든 다른 크라운 섹션에서 보다 적게 제공될 수 있다.
도 21a 및 21b는 도 20a에 도시된 와이어 프레임(244)과 같은 와이어 프레임을 사용하여 RC-WVM 임플란트를 제조하기 위한 방법의 하나의 예의 양태를 도시한다. 프레임의 형성 후에, 임플란트는 후크(256)와 같은 고정구 상에서 대략 최대 직경으로 확장된다. 리츠 와이어(42)와 같은 선택된 와이어는 그런 다음 프레임 주위에 권취된다. 와이어를 고르게 분포시키고 프레임을 덮기 위해 크라운 섹션(40) 사이에서 회전할 수 있는 다수의 평행한 권취가 만들어질 수 있다. 권취하는 목적은 균일하게 분산된 와이어를 달성하고, 스트럿 및 크라운 섹션(38, 40)을 일정하지만 얇은 와이어 코팅으로 덮는 것이다. 하나의 대안적인 기술에서, 첫 번째 및 마지막 권취는 와이어(42)를 프레임에 결합하도록 반경 방향일 수 있다. 권취가 완료된 후, 구조물은 침지, 분사 또는 열 수축 공정에 의해 절연된다. 전형적인 절연재는 실리콘, TPU, TPE 또는 PET를 포함할 수 있다. 지금까지 설명된 방법 단계는 개별적으로 절연된 리츠 와이어 가닥의 사용을 고려한다. 절연되지 않은 와이어 가닥이 사용되면, 와이어를 도포하기 전에 프레임 자체를 절연시키는 추가적인 사전 권취 단계가 필요할 수 있다. 도 21b는 고정구 후크(256)로부터 제거된 후에 권취된 프레임(244)을 도시한다. 다른 기술은 설계에서 요청되는 만큼 많은 타래를 가지는 연속 루프에서 서로 이웃하는 가는 와이어의 다수의 가닥을 배치하는 것을 포함한다. 이러한 루프는 상기 방법과 비교하여 한번 또는 두번 정도와 같이 적은 횟수만큼 프레임 주위에 권취될 수 있다. 전체 조립체는 그런 다음 설명된 바와 같이 적절한 외부 단열재와 함께 홀딩될 수 있다.
RC-WVM 임플란트(12) 실시형태의 코일 부분을 형성하도록 사용된 와이어의 타래의 수는 물리적으로 더욱 작은 커패시터의 사용을 가능하게 하기 위해 더욱 낮은 커패시턴스값 커패시터의 사용을 가능하게 하기에 충분한 전도성 재료를 제공하도록 최적화되고, 이에 의해, 임플란트 크기를 최소화할 수 있다. 타래의 바람직한 수는 코일의 직경, 와이어 또는 케이블의 가닥의 크기 및 수, 송신 안테나에 의해 생성된 자기장의 세기, 수신 안테나의 감도, 커패시터의 Q 값, 및 기타 인자를 포함하는 다양한 인자에 의존할 것이다. 이러한 코일은 대체로 1 내지 10개 이상의 타래를 가질 수 있고(각각의 타래는 프레임 주위의 와이어의 완전한 360°루프임), 바람직하게는 적어도 2개의 이러한 타래를 가진다. 예를 들어, RC-WVM 임플란트(12)의 실시형태에서 사용된 리츠 와이어는 46 AWG(0.04㎜ 와이어)의 180개의 가닥을 가질 수 있지만, 대체로 1 내지 1000개의 가닥을 포함할 수 있으며, 가닥은 약 0.01 내지 0.4㎜ 직경일 수 있었다.
대안적인 시스템 실시형태, 구성 요소 및 모듈
안테나 모듈(16)에 대한 대안적인 실시형태(16c 및 16d)가 각각 도 22a 및 도 22b에 도시되어 있다. 도 22a에 도시된 바와 같이, 제어 시스템(14)은 본 명세서의 어디선가 설명된 바와 같이 입력 파형을 발생시키고, RC-WVM 임플란트(12)로부터 신호를 다시 수신한다. 특히, 제어 시스템(14) 내에 있는 신호 발생기 모듈은 RC-WVM 임플란트(12)를 활성화시키는 8자형(figure-eight) 송신 코일(258)을 구동한다. RC-WVM 임플란트(12)의 와이어에 의해 형성된 LC 회로로 인해, 임플란트는 그런 다음 공진되고, 유도된 전류의 결과로서 그 자체의 자기장을 생성할 것이다. RC-WVM 임플란트(12)에 의해 생성된 자기장은 수신 코일(260)을 사용하여 측정될 수 있으며, 이러한 것은 제어 시스템(14) 내의 증폭기-수신기 모듈을 통해 모니터링되고, 제어 시스템은 그런 다음 원격 시스템(18)에 데이터를 전달할 수 있다. 대안적인 안테나 실시형태(16c)에서, 수신 코일(260)은 자기장이 임플란트에 의해 발생될 때 전류를 발생시키기 위해 적절하게 배향되도록 송신 코일과 동일한 일반적인 평면에 놓이는 단일의 정사각형 코일을 포함한다. 널리 공지된 오른손 법칙에 따라서, 전류가 송신 코일을 통해 흐를 때, 자기장은 각각의 코일의 평면에 직각인 방향으로 발생될 것이다. 전류가 각각의 송신 코일 주위에서 반대 방향으로 흐르게 하는 것에 의해, 자기장은 원환체 형상(toroidal shape)을 형성하여, 하나의 송신 코일로부터 임플란트의 유도 코일을 통해 환자의 신체 내로, 그리고 다른 송신 코일을 통해 환자 밖으로 흐른다. 이러한 배열은 도 25b와 관련하여 이하에서 더욱 상세히 설명되는 바와 같이, 송신 코일 및 수신 코일의 기하학적 디커플링(geometric decoupling)을 생성한다. 또한, 어디선가 보다 상세하게 논의된 바와 같이, 임플란트는 송신 코일에 의해 생성된 자기장이 임플란트의 유도 코일의 중심을 통과하도록 배향되어야 한다는 것을 유의하여야 할 것이다. 이러한 것은 회로에서의 커패시터로 인해 코일의 크기와 형상에 기초하여 특정 주파수에서 공진하는 유도 코일을 통해 흐르는 전류를 발생시킨다. 이러한 전류는 차례로 유도 코일의 평면에 직각인 임플란트의 외부로 보내지고, 외부 수신 코일을 통과하여 코일에서 전류를 발생시키는 자기장을 생성한다. 이러한 전류의 주파수는 측정되고 혈관 직경과 상관될 수 있다. 대안적인 안테나 실시형태(16d)에서, 송신 코일(262)은 또한 2개의 정사각형 코일을 포함하지만, 이 경우에, 수신 코일(264)은 송신 코일 내에 각각 배치된 2개의 둥근 코일을 포함한다. 다시, 송신 코일 및 수신 코일은 전술한 바와 동일한 평면에 배치된다.
실시예 2
본 명세서에 기술된 시스템은 도 12a에 도시된 바와 같은 RC-WVM 임플란트(12c), 및 도 22b에서 개략적으로 도시된 바와 같은 안테나 모듈(16d)을 사용하여 임상전 테스트에서 평가되었다. 임플란트는 대퇴부 접근 및 표준 중재 기술을 사용하여 돼지의 IVC에 배치되었다. 전개는 혈관 조영술 및 혈관 내 초음파를 사용하여 확인되었다. 외부 안테나 모듈(16d)은 얻어진 동물 및 링 백 신호 하에 배치되었다.
도 23a는 다중 시점에서의 임상전 테스트에서 얻어진 미가공 링 백 신호를 도시하고, 도 23b는 이 신호가 푸리에 변환을 사용하여 주파수로부터 시간 도메인으로 어떻게 변환될 수 있는지를 예시한다. 코일 공진 변조는 그런 다음 교정을 통해 혈관 치수로 변환될 수 있다. 도 23b에서, 주파수는 약 1.25 내지 1.31㎒에서 변조된다. 이러한 것은 그런 다음 다음에 설명된 것처럼 특정 변위(및 그 관련 공진 주파수) 하에서 코일의 압축을 특성화하는 것에 의해 이러한 주파수 변위(frequency shift)를 IVC 치수 변화와 상관시키는 것이 가능하였다. 주파수 신호의 단계 특성은 신호의 Q를 증가시키는 것에 의해 개선될 수 있으며, 더욱 긴 링-다운(ring-down)을 제공하고, 신호의 보다 양호한 분해능을 촉진시킨다. 신호의 강도는 리츠 와이어 및 절연의 반복으로 최적화될 것이다.
도 23a의 미가공 전압 신호는 척추부의 전후방 배향으로 위치된 RC-WVM 임플란트로부터 수신되었다. 8자형 원형 형상 코일을 사용하는 도 22b에 개략적으로 도시된 안테나 모듈은 송신 코일로서 사용되며, 8자형 정사각형 코일은 각각 수신 코일 ("TX"및 "RX")로서 사용된다. 이러한 것들은 결합되고, 아두이노(Arduino) 컨트롤러(또는 임의의 다른 마이크로 컨트롤러가 사용될 수 있음)는 송신 및 수신 디커플링을 개선하도록 수신 코일 온 및 오프 공진을 스위칭하도록 사용되었다. 임플란트 코일의 압축 해제된 공진 주파수는 25㎜ 직경에서 1.24㎒였다. 완전히 압축되면, 임플란트 코일의 공진 주파수는 1.44㎒였다. 도 23b는 1.24 내지 1.44㎒의 예상 압축 범위에서 주파수의 명확한 변화와 함께 시간의 함수로서 각각의 측정에 대해 결정된 바와 같은 공진 주파수를 도시하며, 1.25㎒는 거의 완전히 압축 해제되고(24㎜ 직경 = 단지 1㎜의 압축), 1.31㎒는 약 50% 압축(16.25㎜ 직경 = 8.75㎜의 압축)이다. 이러한 결과에 기초하여, IVC 직경 변화와 상관되는 RC-WVM의 공진 주파수 변조가 관찰되었다.
제어 시스템(14) 및 안테나 모듈(16)에 대한 구성 및 구성 요소의 또 다른 대안적인 예가 도 24a 내지 도 26c에 도시되어 있다. 도 24a 및 도 24b는 RC-WVM 임플란트에 있는 L-C 회로를 여기시키고, 그 여기에 대한 RC-WVM 임플란트의 응답을 모니터링하도록 사용될 수 있는 여기 및 피드백 모니터링("EFM") 회로의 예를 도시한다. 이러한 회로는 대안적인 제어 시스템(14)에서의 구성 요소로서 사용될 수 있다. EFM 회로에서의 수신 코일이 EFM 회로를 사용하여 이전에 발생된 여기에 대한 RC-WVM 임플란트의 응답에 대응하는 신호를 수신한 후에, 이들 신호는 신속 푸리에 변환(Fast Fourier Transform: FFT) 알고리즘, 제로 크로싱(zero-crossing) 알고리즘, 또는 다른 방법을 사용하여 신호를 주파수 도메인으로 변환하도록 디지털 방식으로 처리될 수 있다. 이러한 처리가 완료된 후에, 임플란트의 교정 주파수 범위(즉, 임플란트가 예를 들어 1.4 내지 1.6㎒와 같이 포함할 수 있는 모든 가능한 주파수) 내의 가장 큰 크기를 가지는 주파수가 결정되어 RC-WVM 임플란트에서의 LC 회로의 공진 주파수에 대응해야 한다. EFM 회로에 연결된 송신 코일의 이산 여기에 응답하여 RC-WVM 임플란트의 LC 회로로부터 수신된 신호에서 가장 큰 크기를 가지는 주파수를 연속적으로 모니터링하는 것에 의해, EFM 회로는 RC-WVM 임플란트의 LC 회로로부터 수신된 신호에서의 주파수 변위를 치수, 면적, 및/또는 RC-WVM 임플란트가 배치되는 정맥 또는 동맥의 붕괴성 지수(collapsibility index)로 변환하도록 교정될 수 있다. 일부 실행에서, 심장 박동 및/또는 다른 생리학적 신호(예를 들어, 호흡, 심장의 심장 박동)는 EFM 회로에 부착된 송신 코일에 의해 여기된 후에 RC-WVM 임플란트로부터 수신된 신호의 주파수 또는 크기 또는 형상에서의 작은 변화로부터 도출될 수 있다. 일부 실시형태에서, RC-WVM 임플란트로부터 수신된 신호에서의 크기 변화는 교차 상관 관계 또는 또는 신호를 상관시키는 다른 방법을 통해 RC-WVM 임플란트로부터 수신된 신호에서의 주파수 변화를 입증하도록 사용될 수 있다. 도 25a는 논의된 도 24a 및 도 24b에 예시된 바와 같이 여기 및 피드백 모니터링("EFM") 회로와 관련하여 안테나 모듈(16)에서 사용될 수 있는 동조 및 이조 네트워크의 하나의 예를 도시한다. 이러한 구성을 가지는 안테나 모듈(16)에서, TX 코일은 여기 신호를 RC-WVM 임플란트(12)로 송신하고, RX 코일은 임플란트로부터 링 백 신호를 수신한다.
단일 안테나-코일이 송신 신호 및 수신 신호 모두를 위해 사용될 수 있는 일부 실시형태들에서, 안테나 모듈(16)은 송신과 수신 사이에서 교번하는 스위칭 메커니즘을 포함하고, 이에 의해, 송신 신호와 수신 신호 사이의 간섭을 제거한다. 이러한 스위치의 예는 도 28a 및 도 28b에 도시된 수동 다이오드 스위치 및 능동 다이오드 스위치이다. 안테나 모듈(16)이 별개의 송신 코일 및 수신 코일을 사용하는 다른 실시형태에서, 수신 코일은 동시에 동작할 때에도 둘 사이의 간섭을 제거하도록 송신 코일로부터 기하학적으로 디커플링될 수 있다. 하나의 이러한 실시형태에서, 도 25b에 도시된 바와 같이, 수신 코일(278)은 양 송신 코일(280)의 전부 또는 일부를 둘러싸는 단일 정사각형 형상을 형성하여, 코일의 기하학적 디커플링을 초래한다(유사한 배열이 또한 도 22a에 개략적으로 도시되어 있다). 송신을 위한 보다 작은 안테나의 사용은 방출을 감소시키지만, 더욱 큰 수신기 코일의 사용은 신호 대 노이즈 비를 최대화시킨다. 이러한 배열은 평면의 8자형 루프로부터 직교하여 배향된 RC-WVM 임플란트로 송신하기 위한 최적의 기하학적 구조를 이용하는 반면에, 수신 기능은 수신 코일에서의 임플란트로부터 포획된 자속을 최대화하도록 사용될 수 있다. 이러한 배열은, 예를 들어, 벨트 안테나가 사용되지 않을 때, 루프 대 루프 커플링이 가능하지 않은 경우에 유용할 수 있다. 코일은 공진 주파수에 동조되고 소스 임피던스(예를 들어, 50Ω)에 정합된다.
유익하게, 이러한 것은 신호 세기 및 지속 기간을 최대화하고 송신 및 수신 사이에서 교번하기 위한 복잡한 스위칭을 잠재적으로 제거하도록 임플란트로/로부터의 자기장의 동시 송신 및 수신을 가능하게 한다. 특히, 일부 실행에서, 단일 또는 복수의 원형 또는 다른 형상의 송신 코일 및/또는 수신 코일이 사용될 수 있고, 송신 코일 및 수신 코일은 동일한 평면 또는 상이한 평면에 배치될 수 있고, 송신 코일에 의해 둘러싸인 면적은 수신 코일에 의해 둘러싸인 면적보다 크거나 작을 수 있다. 송신 코일 및 수신 코일은 구리 테이프 또는 와이어를 사용하여 형성될 수 있거나, 또는 인쇄 회로 기판의 일부로서 실행될 수 있다.
RC-WVM 임플란트(12)를 여기시키고 이러한 여기에 응답하여 임플란트 링 백 신호를 수신하기 위해 사용되는 송신 코일 및 수신 코일은 특정 RC-WVM 임플란트의 L-C 회로 공진 주파수 범위에서 동조(정합 및 센터링)되어야 한다. 예시적인 실시형태에서, 신호 발생기는 RC-WVM 임플란트 L-C 회로의 응답을 최대화하도록 선택된 주파수에서 20 Vpp에서 3 내지 10 사이클의 사인파 버스트(sine wave burst)를 발생시키도록 사용될 수 있다. 신호 발생기는 무슨일이 있어도 혈관 치수의 변화의 임상적으로 적절한 측정을 제공하는 속도로 버스트를 송신할 수 있으며; 이러한 것은 밀리 초마다, 10밀리초마다 또는 10분의 1초마다 송신할 수 있다. 파형이 임플란트의 공진 주파수에 대응하는 스펙트럼 성분을 포함하는 한, 펄스, 사인파, 구현파, 이중 사인파 등을 포함하는 다양한 파형이 사용될 수 있다는 것을 이해할 것이다. 기하학적 디커플링, 댐핑, 이조 및/또는 스위칭은 송신 코일이 송신하는 동안 송신 펄스 신호가 수신 코일에 의해 픽업되는 것을 방지하도록 사용될 수 있다.
도 26a는 안테나 모듈(16)(도시되지 않음)에 의해 RC-WVM 임플란트(12)(도시되지 않음)로 송신된 RF 활성화 신호(RF energizing signal)를 발생시키는 여기 파형 발생기(282)로서의 대안적인 신호 발생 모듈(20a)을 개략적으로 도시한다. 이 실시형태에서, 직접 디지털 합성(DDS) 파형 합성기(284)(클록(285)으로부터의 클록 신호를 이용)는 주파수 조정 제어(288)를 사용하여 마이크로 컨트롤러(286)를 통한 외부 입력에 의해 그 파라미터가 구성 가능한 저전압 RF 버스트 신호를 제공한다. 마이크로 컨트롤러(286)는 또한 수신기-증폭기 모듈(20b)에 대한 동기화 연결(sync connection)(289)을 포함한다. LCD 컨트롤러(290)는 LCD 디스플레이(292)가 선택된 주파수를 디스플레이하게 하도록 마이크로 컨트롤러(286)와 통신한다. 그러므로, 마이크로 컨트롤러(286)는 초기화되고, DDS(284)를 프로그램하여 출력 파형 파라미터(예를 들어, 주파수, RF 버스트 당 사이클 수, 버스트 사이의 간격, 주파수 스위프 등)의 구성을 가능하게 한다. DDS(284)로부터의 출력(저 진폭 RF 신호)은 고차 안티 앨리어싱 저역 통과 필터(294)에 인가된다. 필터(294)로부터의 필터링된 신호는 관심 주파수 대역에 걸쳐서 평탄 주파수 응답을 제공하기 위하여 전치 증폭기(296) 및 출력 증폭기(298)를 포함할 수 있는 증폭 체인(amplification chain)에 인가된다.
도 26b는 신호 발생 모듈(20a)에 의한 여기 후에 안테나 모듈(16)(도시되지 않음)에 의해 RC-WVM 임플란트(12)(도시되지 않음)로부터 수신된 링 백 신호를 조절하는 수신기 체인(300)으로서 대안적인 수신기-증폭기 모듈(20b)을 개략적으로 도시한다. 이 예에서, 싱글 엔디드 저 노이즈 전치 증폭기(도시되지 않음)는 관심 주파수 대역에 걸쳐서 평탄 응답을 제공하고, 저 노이즈 증폭기(302)로의 입력은 안테나 모듈(16)(도시되지 않음)의 수신기 안테나에 정합된다. 단위 이득 증폭기(304)는 높은 레벨의 증폭을 제공하기 위해 차동 스테이지에 대해 차동 프로그램 가능 이득으로의 신호의 싱글 엔디드-차동 변환을 제공한다. 가변 이득 증폭기(306)는 동기화 접속(312)에서, 신호 발생 모듈(20a), 예를 들어 도 26a에 도시된 여기 파형 발행기(282)에 동기화된 마이크로 컨트롤러(310)의 디지털-아날로그(DAC) 출력(308)에 의해 제어되어서, 이득은 수신기 회로에서 여기 신호의 커플링을 최소화하도록 여기 주기 동안 최소화된다. 적어도 4의 차수의 저역 통과 또는 대역 통과 차동 필터/증폭기(314)는 노이즈 및 원치 않는 신호의 거부를 제공한다. 출력 신호의 크기가 데이터 변환 스테이지의 가능한 많은 역동 범위를 커버하도록 그 이득이 선택 가능한 출력 차동 증폭기(316)는 센서에 의해 제공된 응답 신호의 주파수를 주장하도록 하드웨어 기반 주파수 검출부(318)와 통신한다. 주파수 검출부(318)는 아날로그-디지털 컨버터(도시되지 않음)에 출력을 제공한다.
도 26c는 RC-WVM 임플란트(12)(도시되지 않음)로부터의 측정 신호의 해석을 허용하기 위해 수신기-증폭기 모듈(20b)로부터의 신호를 처리하는 데이터 컨버터(320)로서 대안적인 통신 모듈(22)을 개략적으로 도시한다. 이 예에서, 데이터 변환은 고속, 고 분해능, 병렬 출력 아날로그-디지털 컨버터(ADC)(322)에 의해 달성된다. 수신기-증폭기 모듈(20a)로부터 ADC(322)로의 커플링은 노이즈를 최소화하도록 커플링 트랜스포머(324)에 의해 수행된다. ADC(322)는 광범위한 상업적으로 입수 가능한 마이크로 컨트롤러와 용이하게 접속하기 위해 LVCMOS 또는 CMOS 호환성 출력을 제공하도록 특정된다. 일 실시형태에서, 저전압 CMOS(LVCMOS)-CMOS 레벨 시프터(326)는 마이크로 컨트롤러(328)와 접속 목적을 위해 사용된다. ADC(322)는데이터 캡처 스테이지와 동기화되도록 변환 완료 신호를 제공한다.
도 27a 및 도 27b는 각각 대안적인 벨트 안테나(16c 및 16d)로서 안테나 모듈(16)에 대한 또 다른 대안적인 실시형태를 도시한다. 상이한 허리 둘레의 환자를 수용하기 위해, 벨트 안테나(16c)는 고정 부분(330), 및 가변 길이의 하나 이상의 연장 부분(332)을 포함한다. 고정 부분(330)은, 벨트를 기계적으로 고정하고 안테나 코일을 전기적으로 완성하는 것에 의해 가장 작은 크기의 벨트를 형성하도록 직접 연결될 수 있는 수형 및 암형 커넥터(334, 336)를 포함한다. 연장 부분은 고정된 벨트 부분에 연결되어, 상이한 크기를 제공하고 기계적 및 전기적 연결을 완성할 수 있도록 또한 수형 및 암형 커넥터(334, 336)를 포함한다. 안테나를 동조시키고 이를 RC-WVM 임플란트 및 신호 발생 회로(예를 들어, 모듈(20a))에 정합시키기 위해, 하나의 옵션은 고정 부분(330) 및 각각의 상이한 길이 연장 부분(332)에 고정된 인덕턴스, 저항 및 커패시턴스를 제공하는 것이어서, 완성된 벨트 안테나(16c)에 대한 총 파라미터는 공지되어 각각의 설정된 길이에 대응한다. 그러므로, 제어 시스템(14)(도시되지 않음)의 신호 발생 모듈(20a)은 필요한 동조 및 정합을 제공하기 위해 특정 길이의 벨트 및 환자 허리 둘레에 대해 필요에 따라 조정될 수 있다. 상이한 길이 연장 부분 대신에, 벨트 안테나(16d)는 폐쇄 부분(342)을 위해 다수의 연결 지점(340)을 사용한다. 각각의 연결 지점(340)은 일정 범위의 환자 허리 둘레를 수용하기 위해 상이한 길이의 벨트에 대응한다. 한쪽 단부에서, 주요 부분(344) 및 폐쇄 부분(342)은 기계적 폐쇄 및 전기 회로 완성을 제공하도록 수형 및 암형 커넥터를 가지는 걸쇠(346)를 포함한다. 폐쇄 부분(342)은 걸쇠(346)에 대향하는 커넥터(348)를 포함하며, 커넥터는 벨트 길이를 변화시키도록 각각의 연결 지점(340)에 연결 가능하다. 각각의 연결 지점(340)은 제어 시스템(14)으로 보상할 필요없이 자동 동조 및 정합을 제공하기 위해 대응하는 벨트 길이로 정합 및 동조된 고정 보상 인덕터 회로(350)를 또한 포함한다.
도 28a 및 도 28b는 전술한 바와 같이 안테나 모듈(16)이 단일 코일 안테나와 함께 사용될 때 사용하기 위한 제어 시스템(14)의 송신/수신(T/R) 스위치(92)로서 적합한 다이오드 스위치를 도시한다. 도 28a에서의 수동 다이오드 스위치(352)는 교차 다이오드(354, 356)를 포함한다. 다이오드는 자동으로 스위칭되어 송신 동안 인가된 더욱 큰 전압에 의해 개방되고 수신 동안 더욱 작은 전압이 판독될 때 폐쇄된다. 하나의 예에서, 스위치 임계값은 스위치가 임계값보다 높은 전압에서 개방되고 임계값보다 낮은 전압에서 폐쇄되도록 약 0.7 V로 설정된다. 도 28b의 능동 다이오드 스위치(360)는 PIN 다이오드(362), 직류(DC) 차단 커패시터(364), RF 차단 초크 코일(choke coil)(366), 및 DC 파워 서플라이(368)를 포함한다. 다이오드(362)는 외부적으로 제어된 로직(도시되지 않음)에 의해 스위칭되어 개폐된다. DC 전압 변화는 PIN 다이오드(362), 및 차단 커패시터(364)에 의해 생성된 RF 쵸크 경로로 국한된다. 그 결과, RF 신호는 RF 초크로 인해 DC 전류 경로를 관통할 수 없으며, 그러므로 안테나 모듈에 대한 신호는 수신 모드 동안 턴 오프된다.
도 29a 및 도 29b는 안테나 모듈(16)의 다른 대안적인 실시형태를 도시한다. 도 29a는 안테나 모듈(16)이 전력 및 통신 링크(24)에 대해 유선 연결을 사용하지 않고, 대신 시스템(14)에 대안적인 벨트 안테나(16e)를 무선으로 연결하는 실시형태를 도시한다. 이 실시형태에서, 전력 및 통신 링크(24) 및 안테나 벨트(16e)는 벨트와 전력 및 통신 링크 사이에 신호를 송신하도록 제2 쌍의 커플링 코일(370, 372)을 이용한다. 전력 및 통신 링크(24) 상의 정합된 코일(370)과 통신하기 위한 그 제2 커플링 코일(372) 외에도, 안테나 벨트(16e)는 임의의 이전의 안테나 벨트 실시형태에 대해 설명된 바와 같이 구성될 수 있다. 도 29b는 제어 시스템(14)이 배터리에 의해 구동되고 환자에게 덜 제한적인 전체 시스템을 제공하도록 벨트 안테나(16f)에 통합되는 다른 대안적인 실시형태를 나타낸다. 이 실시형태에서, 제어 시스템(14)은 전술한 바와 같이 원격 시스템(즉, 클라우드 데이터 스토리지/유선 네트워크)과 차례로 통신하는 베이스 스테이션(374)에 필요한 정보를 전달하는데 사용되는 무선 모듈을 포함한다. 이 실시형태에서의 벨트 장착형 배터리는 베이스 스테이션(374) 또는 AC 전원(378)으로부터 그 전력을 직접 차례로 수신하는 충전 패드(376) 상에 배치되는 것에 의해 무선 충전되는 비접촉 근거리 통신을 통해 충전될 수 있다. 또한, 이 실시형태에서, 안테나 벨트(16f)의 다른 양태는 다른 안테나 벨트 실시형태에 대해 전술한 바와 같이 구성될 수 있다.
온보드 전력 및 전자 기기를 구비한 RC-WVM 실시형태 및 관련 제어 시스템
일부 상황에서, 외부 송신 및 수신 안테나에 대한 필요성을 제거하고, RC-WVM 임플란트의 통신 거리를 증가시키고/시키거나 다른 이식된 모니터/디바이스와 통신하는 것이 필요할 수 있다. 도 30a 및 도 30b는 2개의 대안적인 온보드 전자 기기 시스템을 나타내는 블록도이다. 도 31a 및 도 31b는 예를 들어 도 30a 및 도 30b에 도시된 바와 같은 온보드 전자 기기 시스템을 포함할 수 있는 전자 기기 모듈을 포함하는 대안적인 무선 임플란트(12q 및 12r)를 도시한다.
하나의 대안에서, 도 30a에 예시된 바와 같이, 온보드 전자 기기 시스템(380)은 통신 거리를 증가시키기 위한 1차 배터리(382)를 포함한다. 전자 기기 시스템(380)의 다른 모듈은 전력 관리 모듈(384), 사전 프로그램된 간격 및 주파수에서 무선 임플란트 코일을 구동하는 구동 회로(386), 및 무선 임플란트 코일과 접속하는 전류 증폭기/버퍼(388)를 포함할 수 있다. 이러한 경우에, 배터리(382)는 임플란트 코일을 여기시키고, 임플란트 코일이 그 공진 주파수에서 공진하도록 (또는 후술하는 바와 같이 측정 가능한 인덕턴스 변화를 생성하도록) 사용되는 에너지를 제공하지만, 기기 내에 있는(외부 송신 코일/안테나를 사용하는 것보다) 파워 서플라이로 인해 보다 높은 전력을 가진다. 보다 강한 신호는 안테나 모듈의 수신 코일이 RC-WVM 임플란트의 1차 코일로부터 더 멀리(예를 들어, 침대 아래 또는 옆에) 위치되는 것을 가능하게 하고, 그러므로 환자 및 외부 디바이스의 위치 설정시에 보다 큰 융통성을 부여할 수 있다. 이러한 실시형태에서, 외부 송신 코일에 대한 필요성이 없을 수도 있으며, 안테나 모듈의 외부 수신 코일만이 사용된다. 선택적인 대안에서, RF 전력 하베스팅(RF power harvesting)(390)은 외부 RF 신호를 포착하여 이용하고, 슈퍼 커패시터에 전력을 공급하고, 전술한 바와 같이 수행하기 위해 사용될 수 있다. 이러한 실시형태에서 가능한 추가의 특징부는 배터리 용량 및 전력 수요 추정(power budget estimation), 또는 이용 가능한 임플란트 배터리로부터의 배터리 방전(battery down) 선택을 포함할 수 있다.
다른 대안에서, 도 30b에 예시된 바와 같이, 온보드 전자 기기 시스템(392)은 무선 임플란트 코일을 여기시키거나 그렇지 않으면 전력을 공급하는 에너지를 제공하는 1차 배터리(394)를 포함한다. 여기 또는 전력 전달은 수동으로 또는 선택적인 웨이크업 회로(wake-up circuit)(396)로부터의 신호에 응답하여 초기화될 수 있다. 전력 관리 모듈(398)은, 인덕턴스 측정 회로(402)(ADC 및 인덕턴스를 측정하도록 펌웨어를 포함할 수 있는)와 접속되는 마이크로 컨트롤러(400), 및 요구되면 선택적으로 무선 송신기(406)를 통해 디지털 데이터를 송신하는 직렬 데이터 포트(404)와 통신한다. 하나의 옵션에서, 마이크로 컨트롤러(400)는 아날로그-디지털 컨트롤러("ADC")에 접속하고, 인덕턴스 측정 회로(402)는 인덕턴스를 디지털화하고 이러한 데이터를 피하의 인체 임플란트(도 32에서의 임플란트(420))로 무선 송신하기 위한 직렬 데이터 포트(404)에 복사한다. 이러한 실시형태에서의 추가적인 특징은 배터리 용량 및 전력 수요 추정을 포함할 수 있다.
온보드 전자 기기 시스템을 사용하는 무선 임플란트(12q 및 12r)의 예시적인 예가 도 31a 및 도 31b에 도시되어 있다. 두 임플란트(12q 및 12r)는 임플란트 코일과 전기적으로 통신하기 위해 탄성 센서 구조물에 고정된 밀봉된 캡슐/용기(412) 내에 수용된 전자 기기 모듈(410)을 포함한다. 무선 임플란트(12q)는 도 2 및 도 2a에 도시된 임플란트(12a 및 12b)의 코일과 유사한 구조 및 기능을 가지는 사인 곡선 또는 "지그재그" 코일(414)을 사용하는 것으로 도시되어 있다. 무선 임플란트(12r)는 도 12a에 도시된 임플란트(12c)와 유사한 구조 및 기능을 가지는 귀부(417)를 가지는 "도그 본" 구성의 코일(416)을 사용하는 것으로 도시되어 있다. 도 31b의 화살표가 임플란트를 통한 혈류의 방향을 나타낸다는 것을 유의하여야 한다. 대안적으로, 본 명세서에 개시된 임의의 다른 임플란트(12)는 모듈(410)과 같은 전자 기기 모듈과 함께 적응될 수 있다.
시스템(392)과 같은 온보드 전자 기기 시스템의 또 다른 이점은, 온보드 시스템이 공진 주파수를 결정하고 피하 심장 모니터/디바이스(Medtronic LINQ 또는 Biotronik BioMonitor와 같은)에 신호를 송신하도록 사용될 수 있다는 것이다. 피하 심장 모니터/디바이스는 환자에게 사전에 존재하거나 또는 RC-WVM 임플란트와 함께 이식될 수 있다. 이러한 아키텍처는 디바이스가 사전 설정된 시점에 또는 가속도계와 같은 트리거에 표시된 대로 다수회의 판독을 잠재적으로 취하는 것을 가능하게 한다. 도 32는 피하 심장 모니터/디바이스(420)와 무선으로 통신(418)하는 무선 임플란트(12q 또는 12r)를 개략적으로 도시한다. 이 도면에서, 무선 임플란트는 전자 기기 모듈(410) 내에 전술한 시스템(392)과 같은 온보드 전자 기기 시스템을 포함할 수 있다. 온보드 전자 기기 시스템은 그 인터페이스에서의 변화를 필요로 함이 없이 디바이스(420)의 통신 인터페이스와 직접 통신하도록 구성될 수 있다.
또 다른 대안적인 실시형태에서, 시스템(380 또는 392)과 같은 온보드 전자 기기 시스템의 일부로서 온보드 파워 서플라이와 함께 이용될 때, 임플란트(12q, 12r)와 같은 무선 임플란트 또는 본 명세서에 개시된 다른 구성은 동조된 공진 회로를 생성하도록 특별히 정합된 커패시턴스를 포함할 필요없이 가변 인덕터로서 구성될 수 있다. 이 경우에, 온보드 전자 기기 시스템은 임플란트 센서 코일에 전류를 인가하고, 그런 다음 임플란트가 위치되는 모니터링 위치에서 맥관 내강 벽의 움직임에 응답하여 코일이 변화시키는 기하학적 구조의 결과로서 인덕턴스의 변화를 측정한다. 가변 인덕턴스 측정에 기초한 신호는 그런 다음 특별히 동조된 안테나의 필요성 없이 온보드 전자 기기 시스템의 통신 모듈에 의해 다시 송신될 수 있다. 가변 공진 주파수를 가지는 공진 회로 대신에 가변 인덕턴스를 직접 사용하는 임플란트는 공진 회로를 만들도록 특정 커패시턴스 또는 커패시터가 요구되는 것 외에, RC-WVM 임플란트(12)의 예시적인 실시형태에 대하여 본 명세서의 어딘가에 기술된 바와 같이 기계적으로 구성될 수 있다.
컴퓨터 실행 구성 요소를 위한 하드웨어 및 소프트웨어 예
예를 들어, 통신, 모니터링, 제어 또는 신호 처리에 관련된, 본 명세서에서 기술된 양태 및 실시형태 중 임의의 하나 이상이 당업자에 의해 자명한 바와 같이 본 발명의 교시에 따라서 프로그램된 하나 이상의 기계(예를 들어, 전자 문서용 사용자 컴퓨팅 디바이스, 문서 서버와 같은 하나 이상의 서버 디바이스 등으로서 이용될 수 있는 하나 이상의 컴퓨팅 디바이스)를 사용하여 편리하게 실행될 수 있다는 것에 유의하여야 한다. 적절한 소프트웨어 코딩은 소프트웨어 분야의 당업자에게 자명한 바와 같이, 본 발명의 교시에 기초하여 숙련된 프로그래머에 의해 용이하게 준비될 수 있다. 소프트웨어 및/또는 소프트웨어 모듈을 사용하여 위에서 논의된 양태 및 실행은 또한 소프트웨어 및/또는 소프트웨어 모듈의 기계 실행 가능한 명령의 실행을 지원하기 위한 적절한 하드웨어를 포함할 수 있다. 일반적으로, 본 명세서에서 사용되는 "모듈"이라는 용어는 언급된 모듈 기능을 수행하기 위한 명령의 소프트웨어 또는 펌웨어 실행 세트, 및 달리 지시되지 않으면, 명령 세트를 포함하는 비일시적 메모리 또는 저장 디바이스를 포함하는 구조를 지칭하며, 메모리 또는 저장 디바이스는 관련 프로세서에 대해 근거리 또는 원격일 수 있다. 이와 같은 모듈은 명령 세트를 실행하고 모듈의 언급된 기능을 수행하는데 필요한 것으로 기술될 수 있는 프로세서 및/또는 다른 하드웨어 디바이스를 또한 포함할 수 있다.
이러한 소프트웨어는 기계 판독 가능 저장 매체를 사용하는 컴퓨터 프로그램 제품일 수 있다. 기계 판독 가능 저장 매체는, 기계(예를 들어, 컴퓨팅 디바이스)에 의한 실행을 위해 비일시적 방식으로 명령의 시퀀스를 저장 및/또는 인코딩할 수 있고 기계가 본 명세서에 기술된 방법 및/또는 실시형태 중 임의의 것을 수행하게 하는 임의의 매체일 수 있다. 기계 판독 가능 저장 매체의 예는 자기 디스크, 광 디스크(예를 들어, CD, CD-R, DVD, DVD-R 등), 광 자기 디스크, 판독 전용 메모리("ROM") 디바이스, 랜덤 액세스 메모리("RAM") 디바이스, 자기 카드, 광학 카드, 고체 상태 메모리 디바이스, EPROM, EEPROM, 및 그 임의의 조합을 포함할 수 있지만 이에 한정되지 않는다. 본 명세서에서 사용된 바와 같은 기계 판독 가능 매체는 단일 매체뿐만 아니라, 콤팩트 디스크의 집합 또는 컴퓨터 메모리와 조합된 하나 이상의 하드 디스크 드라이브와 같은 물리적으로 분리된 매체의 집합을 포함하도록 의도된다. 본 발명에서 사용된 바와 같이, 기계-판독 가능 저장 매체는 신호 송신의 일시적 형태를 포함하지 않는다.
이러한 소프트웨어는 또한 반송파(carrier wave)와 같은 데이터 캐리어 상에서 데이터 신호로서 운반되는 정보(예를 들어, 데이터)를 포함할 수 있다. 예를 들어, 기계 실행 가능 정보는, 기계(예를 들어, 컴퓨팅 디바이스)에 의한 실행을 위하여 명령 또는 명령의 부분의 순서를 신호가 인코딩하는 데이터 캐리어에서 구현된 데이터 운반 신호, 및 기계가 본 명세서에 기술된 방법 및/또는 실시형태 중 임의의 것을 수행하도록 하는 임의의 관련 정보(예를 들어, 데이터 구조 및 데이터)로서 포함될 수 있다.
컴퓨팅 디바이스의 예는 전자 북 판독 디바이스, 컴퓨터 워크스테이션, 터미널 컴퓨터, 서버 컴퓨터, 손 파지 디바이스(예를 들어, 태블릿 컴퓨터, 스마트폰, 스마트 시계 등), 웹 기기, 네트워크 라우터, 네트워크 스위치, 네트워크 브릿지(network bridge), 그 기계에 의해 취해질 동작을 명시하는 일련의 명령을 실행할 수 있는 임의의 기계, 및 그 임의의 조합을 포함할 수 있지만 이러한 것으로 한정되지 않는다.
도 33은 특수한 컴퓨팅 디바이스 또는 시스템(500)의 형태로 제어 시스템(14)의 하나 이상의 양태의 컴퓨터-기반 실행의 하나의 가능한 실시형태의 개략도를 도시하며, 디바이스 또는 시스템 내에서, 본 명세서에 개시된 다른 시스템 및 디바이스 중에서, 신호 발생 모듈(20a), 수신기-증폭기 모듈(20b) 및 통신 모듈(22)과 같은 다양한 모듈이 본 발명의 양태 및/또는 방법 중 임의의 하나 이상을 수행하게 하기 위한 명령의 세트가 실행될 수 있다. 다수의 컴퓨팅 디바이스가 본 발명의 양태 및/또는 방법 중 임의의 하나 이상을 디바이스 중 하나 이상이 수행하게 하기 위한 특별하게 구성된 명령의 세트를 실행하도록 이용될 수 있는 것이 또한 고려된다. 예시적인 제어 시스템(500)은 통신 버스(512)를 통해 서로 및 다른 구성 요소와 통신하는 프로세서(504) 및 메모리(508)를 포함한다. 통신 버스(512)는 모든 통신 관련 하드웨어(예를 들어, 와이어, 광 섬유, 스위치 등), 및 통신 프로토콜을 포함하는 소프트웨어 구성 요소를 포함한다. 예를 들어, 통신 버스(512)는 다양한 버스 아키텍처 중 임의의 것을 사용하여, 메모리 버스, 메모리 컨트롤러, 주변 버스, 근거리 버스, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는 다양한 유형의 버스 구조 중 임의의 것을 포함할 수 있으며, 통신 모듈(22)을 포함할 수 있다.
메모리(508)는 랜덤 액세스 메모리 구성 요소, 판독 전용 구성 요소 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는 다양한 구성 요소(예를 들어, 기계 판독 가능 매체)를 포함할 수 있다. 하나의 예에서, 시동 동안과 같이, 제어 시스템(14, 500) 내의 요소들 사이에 정보를 전달하는 것을 돕는 기본적인 루틴을 포함하는 기본 입/출력 시스템(BIOS)(516)이 메모리(508)에 저장될 수 있다. 메모리(508)는 본 발명의 양태 및/또는 방법 중 임의의 하나 이상을 구현하는 (예를 들어, 하나 이상의 기계 판독 가능 매체에 저장된) 명령(예를 들어, 소프트웨어)(520)을 포함할 수 있다. 다른 예에서, 메모리(508)는 운영 시스템, 하나 이상의 애플리케이션 프로그램, 다른 프로그램 모듈, 프로그램 데이터, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는 임의의 수의 프로그램 모듈을 더 포함할 수 있다.
예시적인 제어 시스템(500)은 또한 저장 디바이스(524)를 포함할 수 있다. 저장 디바이스(예를 들어, 저장 디바이스(524))의 예는 하드 디스크 드라이브, 자기 디스크 드라이브, 광학 매체와 조합되는 광학 디스크 드라이브, 고체-상태 메모리 디바이스, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 저장 디바이스(524)는 적절한 인터페이스(도시되지 않음)에 의해 버스(512)에 연결될 수 있다. 예시적인 인터페이스는 SCSI, 고급 기술 결합(Advanced Technology Attachment: ATA), 직렬 ATA, 범용 직렬 버스(universal serial bus: USB), IEEE 1394(FIREWIRE) 및 그 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 하나의 예에서, 저장 디바이스(524)(또는 그 하나 이상의 구성 요소)는 (예를 들어, 외부 포트 커넥터(도시되지 않음)를 통해) 제어 시스템(500)과 제거 가능하게 접속될 수 있다. 특히, 저장 디바이스(524) 및 관련된 기계 판독 가능 매체(528)는 RC-WVM 제어 및 통신 시스템(500)을 위한 기계 판독 가능 명령, 데이터 구조, 프로그램 모듈 및/또는 다른 데이터의 비휘발성 및/또는 휘발성 저장을 제공할 수 있다. 하나의 예에서, 소프트웨어(520)는 기계 판독 가능 매체(528) 내에 완전히 또는 부분적으로 상주할 수 있다. 다른 예에서, 소프트웨어(520)는 프로세서(504) 내에 완전히 또는 부분적으로 상주할 수 있다.
예시적인 제어 시스템(500)은 또한 선택적으로 입력 디바이스(532)를 포함할 수 있다. 하나의 예에서, 제어 시스템(500)의 사용자는 명령 및/또는 다른 정보를 비아 입력 디바이스(532)에 입력할 수 있다. 입력 디바이스(532)의 예는 주파수 조정(288)(도 26a)뿐만 아니라 다른 알파벳-숫자 입력 디바이스(예를 들어, 키보드), 포인팅 디바이스, 오디오 입력 디바이스(예를 들어, 마이크로폰, 음성 응답 시스템 등), 커서 제어 디바이스(예를 들어, 마우스), 터치 패드, 광학 스캐너, 비디오 캡처 디바이스(예를 들어, 스틸 카메라, 비디오 카메라), 터치 스크린, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 입력 디바이스(532)는 버스(512)에의 직렬 인터페이스, 병렬 인터페이스, 게임 포트, USB 인터페이스, FIREWIRE 인터페이스, 직접 인터페이스(direct interface)를 포함하지만 이들로 제한되지 않는 임의의 다양한 인터페이스(도시되지 않음)를 통해 버스(512)에 접속될 수 있다. 입력 디바이스(532)는 다음에서 더욱 논의되는 디스플레이(536)의 일부이거나 이와는 별개일 수 있는 터치 스크린 인터페이스를 포함할 수 있다. 입력 디바이스(532)는 전술한 바와 같이 그래픽 인터페이스에서 하나 이상의 그래픽 표현을 선택하기 위한 사용자 선택 디바이스로서 이용될 수 있다.
사용자는 저장 디바이스(524)(예를 들어, 착탈식 디스크 드라이브, 플래시 드라이브 등) 및/또는 네트워크 인터페이스 디바이스(540)를 통해 예시적인 제어 시스템(500)에 명령 및/또는 다른 정보를 입력할 수 있다. 네트워크 인터페이스 디바이스(540)와 같은 네트워크 인터페이스 디바이스는 제어 시스템(500)을 네트워크 또는 클라우드(28)와 같은 다양한 네트워크 중 하나 이상, 및 이에 연결된 하나 이상의 원격 디바이스(18)에 연결하기 위해 이용될 수 있다. 네트워크 인터페이스 디바이스의 예는 네트워크 인터페이스 카드(예를 들어, 모바일 네트워크 인터페이스 카드, LAN 카드), 모뎀, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 네트워크의 예는 광역 네트워크(예를 들어, 인터넷, 엔터프라이즈 네트워크), 근거리 통신망(예를 들어, 사무실, 건물, 캠퍼스 또는 다른 비교적 작은 지리학상 공간과 관련된 네트워크), 전화 네트워크, 전화/음성 공급자(예를 들어, 이동 통신 제공자 데이터 및/또는 음성 네트워크)와 관련된 데이터 네트워크, 2개의 컴퓨팅 디바이스 사이의 직접 연결, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 네트워크(28)와 같은 네트워크는 유선 및/또는 무선 통신 모드를 사용할 수 있다. 일반적으로 임의의 네트워크 토폴로지가 사용될 수 있다. 정보(예를 들어, 데이터, 소프트웨어(520) 등)는 네트워크 인터페이스 디바이스(540)를 통해 시스템(500)에 통신되고/되거나 이를 제어할 수 있다.
예시적인 제어 시스템(500)은 디스플레이 디바이스(536)와 같은 디스플레이 디바이스에 디스플레이 가능한 이미지를 전달하기 위한 디스플레이 어댑터(552)를 더 포함할 수 있다. 디스플레이 디바이스의 예는 예를 들어 도 5a 및 도 5b, 도 6a 및 도 6b, 도 7a 및 도 7b, 도 8, 도 10a 내지 도 10c, 및 도 23a 및 도 23b에 도시된 바와 같은 사용자 프롬프트, 경보 또는 여기를 위한 파형 또는 응답 신호를 디스플레이할 수 있는, LCD 주파수 디스플레이(292)(도 26a)뿐만 아니라, 음극선관(CRT), 플라즈마 디스플레이, 발광 다이오드(LED) 디스플레이와 같은 다른 디스플레이 형태, 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다. 디스플레이 어댑터(552) 및 디스플레이 디바이스(536)는 본 발명의 양태의 그래픽 표현을 제공하도록 프로세서(504)와 조합하여 이용될 수 있다. 디스플레이 디바이스 이외에, 제어 시스템(500)은 오디오 스피커, 프린터, 및 그 임의의 조합을 포함하는 하나 이상의 다른 주변 출력 디바이스를 포함할 수 있지만 이에 한정되지 않는다. 이러한 주변 출력 디바이스는 주변 인터페이스(556)를 통해 버스(512)에 연결될 수 있다. 주변 인터페이스의 예는 직렬 포트, USB 연결, FIREWIRE 연결, 병렬 연결 및 그 임의의 조합을 포함하지만 이들로 제한되지 않는다.
개시 요약
본 발명은 센서가 이식된 체강의 치수의 변화를 감지하도록 구성된 이식 가능한 무선 모니터링 센서의 복수의 실시형태뿐만 아니라, 이러한 센서를 사용하는 시스템 및 방법을 기술한다. 개시된 센서, 시스템 및 방법의 양태는 본 명세서에 기술된 바와 같이 다수의 상이한 조합으로 조합될 수 있는 다음 중 하나 이상을 포함한다.
예를 들어, 무선 센서 임플란트는 탄성 센서 구조물, 코일, 가변 인덕턴스 또는 공진, 앵커 요소 또는 전기적 특성의 다음의 양태 중 임의의 것으로 선택적으로 구성될 수 있다:
○ 탄성 센서 구조물
■ 탄성 금속 프레임
● 성형된 와이어
● 레이저 절단
○ 니티놀
■ 코일
● 프레임 상에 권취된 복수의 와이어 가닥
○ 리츠 와이어
○ 껍질 벗긴 철사
■ 절연된 프레임
○ 프레임 주위의 단일 권취
○ 프레임 주위의 다수의 권취
● 코일 형상
○ 회전 대칭 형상
■ 반응에 영향을 미치지 않으면서 어떠한 회전 배 향으로도 배치를 가능하게 함
○ A-P 및 M-L 방향으로 IVC의 붕괴의 변화에 대응하 는 비대칭 형상
■ A-P 내강 치수 대 M-L 내강 치수의 변화 사 이의 구별을 가능하게 함
■ 적절한 배치를 용이하게 하도록 상이한 방향으 로의 상이한 반경 방향 힘
■ 가변 인덕턴스
● 공진 회로
○ 고정 용량을 가진 가변 인덕턴스
■ 회로에 추가된 이산 커패시터
■ 구조에 고유한 커패시턴스
■ 앵커 요소
● 미늘 또는 와이어
○ 두개로 배향
○ 꼬리로 배향
○ 양방향으로 배향
● 앵커로서 코일
● 감지 위치에서 내강 벽의 왜곡을 피하기 위해 고정 양태를 감지 양태로부터 분리하는 앵커 격리 구조
○ 임플란트 또는 탄성 센서 구조물 구성의 전기적 특성
■ 높은 Q로 선택된 커패시턴스
■ 주파수
● 1㎒의 범위에서 주파수
○ Q를 최대화하도록 선택된 주파수
○ 링 백 신호의 길이와 관련된 신호의 품질 인자
■ 고주파수
○ 더욱 작은 안테나 허용
○ 보다 큰 절연 요구
선택적으로 상기 앵커 요소 양태 중 하나와 함께, 가변 인덕턴스, 또는 가변 인덕턴스 및 고정 커패시턴스를 사용하는 공진 회로 중 하나를 제공하도록 상기 프레임 관련 양태 중 하나 및 상기 코일 관련 양태 중 하나에 기초하는 무선 임플란트 센서 또는 탄성 센서 구조물은 다음의 구성 중 어느 하나를 취할 수 있다:
■ 도 2 및 도 2a에 도시된 바와 같이 회전 대칭, 사인 곡선 또는 링크된 "Z-형상".
■ 도 12a, 도 19a 및 도 19b 중 임의의 것에 도시된 바와 같은 "도그 본" 형상의 구성
■ 도 12b 및 도 12c 중 임의의 것에 도시된 바와 같은 "x-활" 형상의 구성
■ 도 13a, 도 13b 및 도 13c에 도시된 바와 같은 별개의 코일 구성
■ 도 12c, 도 14a, 도 14b, 도 15a, 도 15b, 도 16a, 도 16b, 도 17a, 도 17b, 도 19a 및 도 19b에 도시된 바와 같은 디커플링된 고정 및 감지 기능을 가지는 구성
■ 고정 코일이 도 16b 및 도 18a 중 임의의 것에 도시된 바와 같은 안테나로서 또한 작용할 수 있는 고정 및 감지를 위해 별개의 코일을 사용하는 구성
상기 나열된 무선 센서 임플란트 또는 탄성 센서 구조물 중 임의의 것을 사용하는 시스템 및 방법은 다음의 안테나 및/또는 전개 시스템 중 임의의 것을 더 포함할 수 있다:
○ 안테나
■ 벨트 안테나 시스템
● 송신과 수신 사이에서 스위칭되는 단일 코일
○ 다이오드 스위칭
● 일정 길이의 안테나 와이어를 포함하는 신축성 벨트
● 센서 코일의 축과 정렬되거나 또는 이와 평행한 안테나 코일 의 축의 배향
■ 평면 안테나 시스템
● 별개의 송신 코일 및 수신 코일
● 간섭을 피하기 위해 송신 코일 및 수신 코일의 디커플링
○ 기하학적 디커플링
○ 전개
■ 전달 카테터
● 전달 외피
● 외피 내의 푸셔 요소
● 외피 내에 부분적으로 수용되는 동안 내강 벽에 부분적으로 접촉하도록 임플란트의 점진적인 전개
● 재위치를 허용하도록 부분적으로 전개된 임플란트의 수축
이상은 본 발명의 예시적인 실시형태에 대한 상세한 설명이었다. 본 명세서 및 첨부된 청구항에서, "X, Y 및 Z 중 적어도 하나" 및 "X, Y 및 Z 중 하나 이상"이라는 구문에서 사용되는 바와 같은 결합 언어는 구체적으로 언급되지 않거나 또는 달리 지시되지 않으면, 결합 목록에서의 각각의 항목이 목록의 다른 모든 항목을 제외한 임의의 수 또는 결합 목록의 임의의 또는 모든 항목(들)과 결합된 임의의 수에 존재할 수 있다는 것을 의미하는 것으로 간주되어야 하며, 각각이 또한 임의의 수로 존재할 수 있다는 것에 유의하여야 한다. 이러한 일반적인 규칙을 적용하면, 결합 목록이 X, Y 및 Z로 이루어지는 전술한 예들에서의 결합 구문은 각각 다음을 포함해야 한다: X의 하나 이상; Y의 하나 이상; Z의 하나 이상; X의 하나 이상 및 Y의 하나 이상; Y의 하나 이상 및 Z의 하나 이상; X의 하나 이상 및 Z의 하나 이상; 및 X의 하나 이상, Y의 하나 이상, 및 Z의 하나 이상.
본 발명의 사상 및 범위로부터 벗어남이 없이 다양한 변경 및 추가가 만들어질 수 있다. 전술한 다양한 실시형태의 각각의 특징은 관련된 새로운 실시형태에서 다수의 특징 조합을 제공하기 위해 적절한 것으로서 다른 설명된 실시형태의 특징과 조합될 수 있다. 또한, 전술한 내용이 다수의 개별적인 실시형태를 기술하지만, 본 명세서에 기술된 것은 본 발명의 원리의 적용의 단지 예시일 뿐이다. 또한, 본 명세서에서의 특정 방법이 특정 순서로 수행되는 것으로 예시되고/되거나 설명될 수 있을지라도, 순서는 본 발명의 양태를 달성하기 위해 통상의 기술 내에서 매우 가변적이다. 따라서, 이러한 설명은 단지 예로서 취해지며, 본 발명의 범위를 다른 방식으로 제한하려는 것은 아니다.
예시적인 실시형태가 위에 개시되고 첨부 도면에 예시되어 있다. 당업자는 본 발명의 사상 및 범위를 벗어남이 없이 본 명세서에 구체적으로 개시된 것에 대한 다양한 변화, 생략 및 추가가 만들어질 수 있다는 것을 이해할 것이다.

Claims (149)

  1. 환자 맥관구조(vasculature)에 전개되어 이식되고 내강 벽과 접촉하여 맥관 내강에서의 모니터링 위치에 위치되도록 적응된 무선 맥관 모니터링 임플란트로서, 상기 임플란트는 상기 내강 벽의 자연스러운 움직임으로 치수적으로 확장 및 수축되도록 구성된 탄성 센서 구조물을 포함하되;
    상기 탄성 센서 구조물의 전기적 특성은 그 치수적 확장 및 수축에 대해 공지된 관계로 변하며; 그리고
    상기 탄성 센서 구조물은 상기 전기적 특성을 나타내는 무선 신호를 생성하고, 상기 신호는 상기 맥관 내강의 치수를 결정하도록 상기 맥관 내강 외부에서 무선으로 판독 가능한, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 탄성 센서 구조물은 상기 내강 벽 상에 또는 내강 벽에 결합되고 실질적으로 영구적으로 이식되도록 구성 및 치수화되고;
    상기 탄성 센서 구조물은 적어도 하나의 치수를 따라서 그 치수적 확장 및 수축과 상관되는 가변 인덕턴스를 가지며; 그리고
    상기 탄성 센서 구조물은 상기 구조물로 지향된 에너지원에 의해 활성화될 때 상기 적어도 하나의 치수의 값을 나타내는 무선으로 판독 가능한 신호를 환자의 신체 외부에서 생성하며, 이에 의해 상기 맥관 내강의 치수가 결정되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  3. 제1항 또는 제2항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물은 상기 맥관 내강 벽 상의 적어도 2개의 대향하는 지점에 결합되도록 구성된 코일을 포함하고, 상기 코일은 상기 내강 벽 상의 상기 지점들 사이의 거리에 대응하는 상기 코일 상의 2개의 대향하는 지점 사이의 거리에 기초하여 변하는 인덕턴스를 가지는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  4. 제3항에 있어서, 상기 코일은 길이 방향 축을 중심으로 회전 대칭인, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  5. 제1항 내지 제4항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물은 상기 가변 인덕턴스를 변화시키도록 상기 혈관의 실질적으로 임의의 횡 방향 축을 따라서 상기 내강 벽과 함께 확장 및 수축되도록 구성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  6. 제3항 내지 제5항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물은 상기 센서 구조물이 상기 내강 벽과 접촉하여 모니터링 위치에 위치될 때 상기 맥관 내강 벽의 대향하는 표면과 결합되기 위해 서로 대향하여 위치되도록 구성된 적어도 2개의 지점이 형성된 적어도 하나의 탄성 부분을 가지는 프레임을 더 포함하며, 상기 코일은 상기 프레임 주위에 복수의 인접한 와이어 가닥을 형성하도록 프레임 주위에 배치된 적어도 하나의 와이어에 의해 상기 프레임 상에 형성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  7. 제1항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물은 상기 가변 인덕턴스와 함께 변하는 공진 주파수를 가지는 공진 회로를 포함하고, 상기 신호는 상기 공진 주파수와 상관되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  8. 제3항 내지 제6항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 코일은 공진 주파수를 한정하는 인덕턴스 및 커패시턴스를 가지는 공진 회로를 포함하고, 상기 공진 주파수는 상기 적어도 2개의 지점 사이의 거리에 기초하여 변하며; 그리고
    상기 코일은 환자의 신체 외부로부터 상기 코일로 지향된 자기장에 의해 활성화되도록 구성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  9. 제8항에 있어서, 상기 커패시턴스는 상기 코일을 형성하는 도체 사이의 공간에 의해 생성된 상기 코일의 고유 캐패시턴스로 이루어지는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  10. 제8항에 있어서, 상기 커패시턴스는 상기 회로에 배치된 커패시터 소자를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  11. 제10항에 있어서, 상기 커패시터 소자는 이산의 비변동 커패시터(discrete, non-varying capacitor)인, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  12. 제3항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 코일은 전도성 와이어의 다수의 가닥의 단일 동조 회로(single turn circuit)로 형성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  13. 제12항에 있어서, 상기 전도성 와이어의 가닥은 중심 코어 주위에서 로프형 방식으로 권취되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  14. 제3항 내지 제11항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 코일은 상기 전도성 와이어의 다수의 가닥의 다중 동조 회로로 형성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  15. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은 목표 혈관 내로 확장 및 전개를 위해 전달 외피 내로 그 탄성 붕괴를 용이하게 하는 것과 같이 형성된 가늘고 탄력적인 금속의 루프를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  16. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은 사인 곡선의 구조 또는 반복하는 "Z" 형상의 구조를 형성하도록 직선형 스트럿 섹션에 의해 분리되는 예각 섹션을 가지는 가늘고 탄력적인 금속의 루프를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  17. 제15항 또는 제16항에 있어서, 상기 가늘고 탄력적인 금속의 루프는 형상 설정 니티놀 와이어를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  18. 제15항 또는 제16항에 있어서, 상기 가늘고 탄력적인 금속의 루프는 레이저 절단 니티놀 튜브 또는 플레이트 구조물을 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  19. 제1항 내지 제18항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물로부터 꼬리(caudal), 두개(cranial) 또는 꼬리 및 두개 방향으로 연장되는 앵커 요소를 더 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  20. 제3항 내지 제19항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 코일은 리츠 와이어(Litz wire)로 형성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  21. 제1항 내지 제20항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물이 전달 카테터에 해제 가능하게 결합되도록 구성되어서, 상기 탄성 센서 구조물은 해제 후에 환자의 신체 외부의 지점에 대한 연결없이 이식을 위하여 상기 전달 카테터로부터 디커플링되고(decoupled) 모니터링 위치에서 해제될 수 있는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  22. 제1항 내지 제22항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 임플란트를 모니터링하는 것은 온보드 파워 서플라이(on-board power supply) 없이 수동적인, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  23. 무선 맥관 감지 시스템으로서, 제1항 내지 제22항 중 어느 한 항에 따른 무선 맥관 모니터링 임플란트를 포함하되;
    여기(excitation)에 상관되는 시간에 상기 내강의 치수를 나타내는 주파수 응답 신호를 생성하도록 상기 탄성 센서 구조물을 여기시키기 위한 수단;
    적어도 상기 임플란트로부터 주파수 신호를 수신하도록 구성되고 환자의 신체 외부에 배치되도록 더 구성된 안테나 모듈; 및
    상기 안테나 모듈로부터 상기 주파수 신호의 표시를 적어도 수신하고, 상기 모니터링 위치에서 맥관 내강의 치수를 추정하기 위해 상기 주파수 신호를 해석하는 데이터를 제공하도록 상기 안테나 모듈과 통신하는 제어 시스템을 더 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  24. 제23항에 있어서, 상기 안테나 모듈은 상기 모니터링 위치에서 상기 모니터링 임플란트에 인접한 위치에서 환자를 둘러싸도록 구성된 안테나 와이어를 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  25. 제24항에 있어서,
    상기 모니터링 임플란트는 제1 축 주위에 배치된 제1 시스템 코일을 포함하고;
    상기 안테나 모듈은 제2 축 주위에서 제2 코일을 형성하도록 환자의 허리 또는 몸통 주위에 권취되도록 구성된, 상기 안테나 와이어를 포함하는 착용 가능한 벨트를 더 포함하며; 그리고
    상기 제2 축은 상기 제1 축에 적어도 거의 평행한, 무선 맥관 감지 시스템.
  26. 제25항에 있어서, 상기 모니터링 임플란트 및 상기 안테나 와이어는 환자의 허리 또는 몸통에 위치된 상기 안테나 벨트와 실질적으로 동축으로 위치되도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  27. 제23항 내지 제26항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 안테나 모듈은 조정 가능한 길이를 가지는 벨트를 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  28. 제27항에 있어서, 상기 벨트는 상기 안테나 와이어의 길이를 증가시킴이 없이 그 확장 및 수축을 용이하게 하도록 구불구불한 방식으로 배열된 안테나 와이어를 수용하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  29. 제23항에 있어서, 상기 안테나 모듈은 제1 평면 수신 코일 및 제2 평면 송신 코일을 포함하며, 상기 평면 코일은 패드, 베개 또는 매트리스에 통합되도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  30. 제23항 내지 제29항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어 시스템은 상기 코일의 여기를 위하여 상기 모니터링 임플란트 코일에 정합된 신호를 생성하도록 구성된 신호 발생기 모듈을 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  31. 제30항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 신호를 발생시키도록 구성된 디지털 합성기와, 상기 안테나 모듈로의 전달 전에 상기 발생된 신호를 조절하도록 안티 앨리어싱 필터, 전치 증폭기, 출력 증폭기 및 동조 및 정합 회로 중 하나 이상을 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  32. 제30항 또는 제31항에 있어서, 상기 신호 발생기 모듈은 특정의 쌍을 이룬 모니터링 임플란트를 위해 선택된 단일의 비변동 주파수를 가지는 RF 버스트 여기 신호를 생성하도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  33. 제32항에 있어서, 상기 버스트는 버스트 사이의 설정 간격으로 선택된 주파수에서 사전 한정된 수의 사인파형 펄스를 포함하고, 상기 RF 버스트 주파수 값은 임플란트 판독기 출력에서 가장 낮은 진폭을 생성할 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 고유 주파수에 대응하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  34. 제30항 또는 제31항에 있어서,
    상기 신호 발생 모듈은 특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트에 대한 신호 응답의 예상된 대역폭 내의 사전 결정된 주파수에서 상기 안테나 모듈을 여기시키도록 구성되고;
    상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트로부터의 신호 응답을 검출하고 상기 무선 모니터링 임플란트 고유 주파수를 결정하도록 구성된 수신기 모듈을 포함하며; 그리고
    상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 결정된 고유 주파수를 정합시키기 위해 여기의 주파수를 조정하도록 더 구성되고, 완전한 사이클을 위하여 이러한 주파수에서 계속 여기시키는, 무선 맥관 감지 시스템.
  35. 제32항 내지 제34항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 예상되는 잠재적인 대역폭과 동일한 사전 한정된 범위의 주파수에 걸쳐서 연속 주파수 스위프를 각각 포함하는 개별 RF 버스트를 발생시키도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  36. 제35항에 있어서, 상기 연속 주파수 스위프는 복수의 고유 주파수에서 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 활성화시킬 수 있는 광대역 펄스를 생성하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  37. 제35항 또는 제36항에 있어서, 상기 제어 시스템은 단일 고유 주파수에서 버스트 주파수 스위프 모드 또는 고유 주파수 결정 모드 사이에서 상기 신호 발생 모듈의 선택 능력을 제공하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  38. 제30항 또는 제31항에 있어서,
    상기 신호 발생 모듈은 특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 위한 예상된 대역폭에 대응하는 이산 주파수 값의 세트에 걸쳐서 일시적 주파수 스위프를 포함하는 여기 신호를 제공하도록 구성되고;
    상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 임플란트로부터 주파수 응답 신호를 검출하는 수신기 모듈을 포함하며, 상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답에서의 최대 진폭을 생성하는 여기 신호 주파수를 결정하도록 구성되며; 그리고
    상기 신호 발생 모듈은, 사전 한정된 크기의 강하가 상기 제어 시스템에 의해 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답에서 검출되고, 그래서 주파수 스위프가 재시작될 때까지 상기 검출된 주파수에서 상기 쌍을 이룬 임플란트를 계속 여기시키도록 더 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  39. 제38항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 각각의 RF 버스트를 위한 여기 신호의 주파수를 연속적으로 증분하도록 더 구성되며, 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답의 RMS 값은 각각의 증분 후에 평가되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  40. 제30항 또는 제31항에 있어서,
    상기 신호 발생 모듈은 모든 주파수 성분에서 동일한 진폭을 인가하는 것에 의해 상기 안테나 모듈을 통해 특별히 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 여기시키도록 사전 한정된 세트의 일정한 주파수를 포함하는 여기 신호를 발생시키도록 구성되고;
    상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 임플란트로부터의 신호 응답을 검출하도록 구성된 수신기 모듈을 포함하며, 상기 제어 시스템은 상기 검출된 신호 응답에 기초하여 상기 쌍을 이룬 임플란트의 고유 주파수를 결정하도록 구성되며; 그리고
    상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 임플란트의 결정된 고유 주파수에 가장 근접한 여기 주파수의 최대 진폭으로 여기 신호 주파수 세트의 상대 진폭을 조정하도록 더 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  41. 제30항 또는 제31항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 각각의 주파수 성분의 크기가 특별히 쌍을 이룬 임플란트의 코일 특성에 기초하여 상기 쌍을 이룬 무선 임플란트에 최적의 여기를 제공하기 위하여 독립적으로 제어될 수 있도록 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 추정된 동작 대역폭에 속하는 동시의 사전 한정된 수의 이산 주파수를 발생시키도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  42. 제41항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 임플란트의 최적의 여기를 제공하도록 각각의 주파수 성분의 상대 진폭을 독립적으로 제어하도록 더 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  43. 제30항 또는 제31항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 특정 쌍을 이룬 무선 임플란트의 신호 응답을 최대화하도록 최적화된 스펙트럼을 가지는 사전 한정된 형상의 펄스를 생성하기 위해 디지털 신호 합성으로부터 임의의 파형의 펄스를 성형하도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  44. 제30항 내지 제43항 중 어느 한 항에 있어서, 동조-정합 회로, 및 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트로부터 주파수 신호 응답의 검출 및 선택적으로 신호 분석을 위한 데이터 변환 및 수집 중 하나 이상을 제공하도록 구성된, 싱글 엔드 입력-차동 출력 회로, 가변 이득 증폭기, 필터 증폭기 및 출력 필터 중 하나 이상을 포함하는 수신기 모듈을 더 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  45. 제23항 내지 제44항 중 어느 한 항에 있어서, 전달 디바이스를 더 포함하되, 상기 전달 디바이스는,
    붕괴된 상태에서 상기 탄성 센서 구조물을 수용하도록 크기화되고 맥관구조를 통해 삽입되도록 구성되는 내강을 한정하는 외피; 및
    상기 외피의 원위 개구로부터 상기 탄성 센서 구조물을 전개하도록 상기 외피 내에서 슬라이딩 가능한 임플란트 전개 부재를 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  46. 제45항에 있어서, 상기 임플란트 전개 부재는 본체 부재, 및 상기 구조물의 꼬리 단부에서 상기 붕괴된 탄성 센서 구조물의 센서 구조물 단부 부분과 결합되도록 구성되는 감소된 직경의 원위 단부 부분을 포함하는, 무선 맥관 감지 시스템.
  47. 제46항에 있어서, 상기 감소된 직경의 원위 단부 부분은 상기 센서 구조물 단부 부분과 결합되면서 상기 탄성 센서 구조물의 꼬리 단부에서 앵커 요소와의 결합을 피하도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  48. 제45항 또는 제46항에 있어서, 상기 외피 및 임플란트 전개 부재는 상기 탄성 센서 구조물이 두개로 배향된 센서 구조물 단부 부분을 이용하여 상기 외피의 원위 단부로부터 점진적으로 전개되어 상기 전개 부재에 의한 푸시에 응답하여 상기 맥관 내강 벽을 먼저 접촉하도록 상기 탄성 센서 구조물과 조합하여 구성되고 치수화되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  49. 제48항에 있어서, 상기 임플란트 전개 부재의 원위 단부는 부분적으로 전개될 때 상기 탄성 센서를 상기 외피 내로 다시 수축시키기 위해 상기 탄성 센서 구조물을 해제 가능하게 보유하도록 구성되는, 무선 맥관 감지 시스템.
  50. 제1항 내지 제6항 및 제11항 내지 제22항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 모니터링 임플란트는 상기 탄성 센서 구조물의 인덕턴스를 활성화시키고 이에 응답하여 상기 인덕턴스의 변화를 검출하도록 구성된, 상기 탄성 센서 구조물에 배치된 온보드 전자 기기 시스템을 더 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  51. 제50항에 있어서, 상기 온보드 전자 기기 시스템은 인덕턴스에서의 검출된 변화를 나타내는 신호를 환자의 신체 외부의 수신기로 무선 송신하도록 구성된 통신 모듈을 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  52. 제1항 내지 제51항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 센서 구조물은 맥관 내강의 적어도 하나의 치수의 변화에 따라 일정하게 유지되는 커패시턴스를 가지는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  53. 제1항 내지 제18항, 제20항 내지 제22항, 및 제50항 내지 제52항 중 어느 한 항에 있어서, 맥관 내강 벽에 매립되도록 구성된 앵커 수단을 더 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  54. 제53항에 있어서, 상기 앵커는 양방향, 두개로 및 꼬리로 향하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  55. 제54항에 있어서, 상기 앵커 수단은 상기 탄성 센서 구조물로부터 연장되는 적어도 하나의 미늘, 후크 또는 와이어를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  56. 제55항에 있어서, 상기 미늘 또는 와이어는 상기 탄성 센서 구조물 프레임에 고정되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  57. 제55항에 있어서, 상기 미늘 또는 와이어는 앵커 격리 구조에 의해 상기 탄성 센서 구조물 프레임으로부터 이격되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  58. 제53항에 있어서, 상기 앵커 수단은 확장 가능한 코일 구조물을 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  59. 제58항에 있어서, 상기 앵커 수단 확장 가능한 코일 구조물은 상기 탄성 센서 구조물에 의해 단일의 통합형 코일 구조물로서 형성되며, 상기 탄성 센서 구조물은 상기 센서 구조물이 내강 벽을 왜곡시키는데 충분한 반경 방향 압력을 발휘함이 없이 내강 벽에 대한 접촉을 유지하는데 충분한 반경 방향 압력을 발휘하는 정도의 구성 및 순응성을 가지는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  60. 제59항에 있어서, 상기 탄성 센서 구조물은 50% 압축 시 약 0.05 N 내지 0.3 N의 외향 반경 방향 힘을 발휘하도록 구성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  61. 제58항에 있어서, 상기 앵커 수단 확장 가능한 코일 구조물은 앵커 격리 구조에 의해 상기 탄성 센서 구조물로부터 이격되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  62. 제53항 내지 제61항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 앵커 수단은 환자의 신체 외부에 배치된 안테나와 무선 통신하기 위해 구성되는 안테나를 형성하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  63. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은 척추부 섹션에 의해 대향하는 길이 방향 측면에서 그릭고 두개 단부(cranial end) 및 꼬리 단부(caudal end)에서 획정된 라운딩된 직사각형 형상으로 형성되는 가늘고 탄력적인 금속의 하나 이상의 루프를 포함하며, 각각의 상기 척추부는, 상기 척추부로부터 외향하여 벌어지고 상기 루프를 생성하도록 대향하는 척추부를 연결하는 한 쌍의 귓불을 형성하도록 갈라지는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  64. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은 2세트의 탄성 귀부를 형성하도록 교차 평면에 배치되는 2개의 타원체 형상 내로 형성된 가늘고 탄력적인 금속의 하나 이상의 루프를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  65. 제64항에 있어서, 상기 교차 타원체 형상의 중심 주위에 형성된 2차 코일 구조물을 더 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  66. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은, 별개의 직교 평면에서 형성되는 가늘고 탄력적인 금속의 2개의 루프로서, 상기 2개의 루프의 대향하는 측면에서 중앙 척추부 섹션에서 연결되는 상기 2개의 루프를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  67. 제66항에 있어서, 상기 별개의 센서 코일은 상기 프레임의 2개의 루프의 각각에 하나씩 형성되는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  68. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은 가늘고 탄력적인 금속의 2개의 루프를 포함하며, 각각의 루프는 탄성 섹션을 형성하고, 각각의 탄성 섹션은 적어도 하나의 직선형 분리 섹션에 의해 연결된 2개의 사인 곡선의 구조물 또는 반복하는 "Z" 형상의 구조물을 형성하도록 직선형 스트럿 섹션에 의해 분리되는 예각 섹션을 가지는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  69. 제68항에 있어서, 상기 탄성 프레임 섹션은 2개의 탄성 프레임 섹션이 압축될 때 상이한 반경 방향 힘을 발휘하도록 상이한 두께를 가지는 별개의 금속 루프로 형성되며, 하나의 상기 탄성 프레임 섹션은 앵커 수단을 형성하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  70. 제6항 내지 제14항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 프레임은 탄성 섹션 및 상기 탄성 섹션 반대편의 직선형 섹션 상에 배치된 앵커 수단으로부터 길이 방향으로 연장되는 직선형 분리 섹션을 구비한 2개의 별개의 사인 곡선의 구조물 또는 반복하는 "Z" 형상의 구조물을 형성하도록 직선형 스트럿 섹션에 의해 분리된 예각 섹션을 가지는, 상기 탄성 섹션에 형성된 가늘고 탄력적인 금속의 하나 이상의 루프를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  71. 제70항에 있어서, 상기 앵커 수단은 상기 직선형 분리 섹션에 대해 일정 각도로 연장되는 곡선형 와이어를 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  72. 제70항에 있어서, 상기 앵커 수단은 제1 탄성 섹션 반대편의 상기 직선형 분리 섹션의 단부에 배치된 제2 탄성 섹션을 포함하는, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  73. 제69항 내지 제72항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 직선형 분리 섹션은 상기 앵커 수단에 의해 유발된 내강 벽의 왜곡으로부터 상기 탄성 섹션을 실질적으로 격리하는데 충분한 길이인, 무선 맥관 모니터링 임플란트.
  74. 제1항 내지 제73항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 맥관 내강은 하대정맥(IVC)인, 무선 맥관 모니터링 임플란트 또는 무선 맥관 감지 시스템.
  75. 무선 임플란트 센서 시스템으로서,
    내강 벽과 접촉하여 환자 맥관 내강에 이식되고 상기 내강 벽의 자연스러운 움직이으로 치수적으로 확장 및 수축되도록 구성된 탄성 센서 구조물로서, 상기 탄성 센서 구조물의 전기적 특성이 그 치수적 확장 및 수축에 대해 공지된 관계로 변하는, 상기 탄성 센서 구조물; 및
    환자의 신체 외부에 위치 가능하고, 상기 맥관 내강의 치수를 결정하도록 상기 전기적 특성을 나타내는, 상기 탄성 센서 구조물로부터의 무선 신호를 수신하도록 구성되는 안테나를 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  76. 제75항에 있어서,
    상기 탄성 센서 구조물은, 상기 맥관 내강에서의 모니터링 위치에서 상기 내강 벽 상에 또는 내강 벽에 그 자체가 결합되어 실질적으로 영구적으로 이식되도록 구성되고 상기 맥관 내강의 그 치수적 확장 및 수축에 상관되는 가변 인덕턴스를 가지는 무선 맥관 센서를 포함하며;
    상기 탄성 센서 구조물은 상기 구조물로 지향된 에너지원에 의해 활성화될 때 상기 맥관 내강의 치수가 결정될 수 있도록 환자의 신체 외부에서 무선으로 판독 가능한 상기 탄성 센서 구조물의 인덕턴스의 변화를 나타내는 신호를 생성하고;
    상기 안테나는 적어도 상기 무선 맥관 센서로부터의 상기 신호를 수신하기 위해 환자의 신체 외부에 배치되도록 구성되는 안테나 모듈을 포함하며; 그리고
    상기 시스템은 환자의 신체 외부에서 무선으로 판독 가능한 상기 신호를 생성하도록 상기 탄성 센서 구조물을 활성화시키기 위한 수단을 더 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  77. 제76항에 있어서, 상기 안테나 모듈로부터 상기 신호의 표시를 적어도 수신하고 상기 주파수 신호를 해석하는 데이터를 제공하도록 상기 안테나 모듈과 통신하는 제어 시스템을 더 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  78. 제77항에 있어서,
    상기 탄성 센서 구조물은 상기 맥관 내강 벽 상의 적어도 개의 대향하는 지점에 결합되도록 구성된 코일을 포함하며, 상기 코일은 상기 적어도 2개의 대향하는 지점 사이의 거리에 기초하여 변하는 인덕턴스를 가지며; 그리고
    상기 코일은 상기 맥관 내강 내의 어떠한 회전 위치에서도 동작 가능하도록 길이 방향 축을 중심으로 실질적으로 회전 대칭인, 무선 임플란트 센서 시스템.
  79. 제78항에 있어서,
    상기 코일은 공진 주파수를 한정하는 상기 가변 인덕턴스 및 고정 커패시턴스를 가지는 공진 회로를 포함하며, 상기 공진 주파수는 상기 적어도 2개의 지점 사이의 거리에 기초하여 변하며, 환자의 신체 외부에서 판독 가능한 상기 신호는 상기 공진 주파수와 상관되며; 그리고
    상기 코일은 환자의 신체 외부로부터 상기 코일로 지향된 자기장에 의해 활성화되도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  80. 제78항 또는 제79항에 있어서, 상기 코일은 탄성 금속 프레임 주위에서 적어도 하나의 타래가 권취되는 전도성 와이어의 다수의 가닥을 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  81. 제76항 내지 제80항 중 어느 한 항에 있어서,
    상기 안테나 모듈은 상기 모니터링 위치에 있는 상기 모니터링 임플란트에 인접한 위치에서 환자를 둘러싸도록 구성된 안테나 와이어를 포함하고;
    상기 탄성 센서 구조물은 제1 축 주위에 배치된 제1 시스템 코일을 포함하며; 그리고
    상기 안테나 와이어는 상기 안테나 와이어가 환자를 둘러싸도록 위치될 때 상기 제1 축에 적어도 거의 평행한 제2 축 주위에 배치된 제2 시스템 코일을 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  82. 제81항에 있어서, 상기 안테나 모듈은 매립된 안테나 와이어를 가지는 조정 가능한 허리 둘레 벨트를 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  83. 제82항에 있어서, 상기 안테나 와이어는 상기 안테나 와이어의 길이를 변경함이 없이 상이한 환자의 허리 둘레를 수용하기 위해 상기 벨트의 확장 및 수축을 용이하게 하도록 상기 벨트 내에서 구불구불한 방식으로 배열되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  84. 제76항 내지 제80항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 안테나 모듈은 제1 평면 수신 코일 및 제2 평면 송신 코일을 포함하며, 상기 평면 코일은 패드, 베개, 매트리스 또는 의복에 통합되도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  85. 제77항 내지 제84항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 제어 시스템은 상기 코일의 여기를 위해 상기 모니터링 임플란트 코일에 정합되는 신호를 생성하도록 구성된 신호 발생기 모듈을 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  86. 제85항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 신호를 발생시키도록 구성된 디지털 합성기, 및 상기 안테나 모듈로의 전달 전에 상기 발생된 신호를 조절하도록 안티 앨리어싱 필터, 전치 증폭기, 출력 증폭기 및 동조 및 정합 회로 중 하나 이상을 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  87. 제85항 또는 제86항에 있어서, 상기 신호 발생기 모듈은 특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 위해 선택된 단일의 비변동 주파수를 가지는 RF 버스트 여기 신호를 생성하도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  88. 제87항에 있어서, 상기 버스트는 버스트 사이의 설정 간격으로 선택된 주파수에서 사전 한정된 수의 사인파형 펄스를 포함하고, 상기 RF 버스트 주파수 값은 임플란트 판독기 출력에서 가장 낮은 진폭을 생성할 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 고유 주파수에 대응하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  89. 제85항 또는 제86항에 있어서,
    상기 신호 발생 모듈은 특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트에 대한 신호 응답의 예상된 대역폭 내의 사전 결정된 주파수에서 상기 안테나 모듈을 여기시키도록 구성되고;
    상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트로부터의 신호 응답을 검출하고 상기 무선 모니터링 임플란트 고유 주파수를 결정하도록 구성된 수신기 모듈을 포함하며; 그리고
    상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 결정된 고유 주파수를 정합시키기 위해 여기의 주파수를 조정하도록 더 구성되고, 완전한 사이클을 위하여 이러한 주파수에서 계속 여기시키는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  90. 제87항 내지 제89항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 예상되는 잠재적인 대역폭과 동일한 사전 한정된 범위의 주파수에 걸쳐서 연속 주파수 스위프를 각각 포함하는 개별 RF 버스트를 발생시키도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  91. 제90항에 있어서, 상기 연속 주파수 스위프는 복수의 고유 주파수에서 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 활성화시킬 수 있는 광대역 펄스를 생성하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  92. 제90항 또는 제91항에 있어서, 상기 제어 시스템은 단일 고유 주파수에서 버스트 주파수 스위프 모드 또는 고유 주파수 결정 모드 사이에서 상기 신호 발생 모듈의 선택 능력을 제공하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  93. 제85항 또는 제86항에 있어서,
    상기 신호 발생 모듈은 특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 위한 예상된 대역폭에 대응하는 이산 주파수 값의 세트에 걸쳐서 일시적 주파수 스위프를 포함하는 여기 신호를 제공하도록 구성되고;
    상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 임플란트로부터 주파수 응답 신호를 검출하는 수신기 모듈을 포함하며, 상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답에서의 최대 진폭을 생성하는 여기 신호 주파수를 결정하도록 구성되며; 그리고
    상기 신호 발생 모듈은, 사전 한정된 크기의 강하가 상기 제어 시스템에 의해 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답에서 검출되고, 그래서 주파수 스위프가 재시작될 때까지 상기 검출된 주파수에서 상기 쌍을 이룬 임플란트를 계속 여기시키도록 더 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  94. 제93항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 각각의 RF 버스트를 위한 여기 신호의 주파수를 연속적으로 증분하도록 더 구성되며, 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답의 RMS 값은 각각의 증분 후에 평가되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  95. 제85항 또는 제86항에 있어서,
    상기 신호 발생 모듈은 모든 주파수 성분에서 동일한 진폭을 인가하는 것에 의해 상기 안테나 모듈을 통해 특별히 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 여기시키도록 사전 한정된 세트의 일정한 주파수를 포함하는 여기 신호를 발생시키도록 구성되고;
    상기 제어 시스템은 상기 쌍을 이룬 임플란트로부터의 신호 응답을 검출하도록 구성된 수신기 모듈을 포함하고, 상기 제어 시스템은 상기 검출된 신호 응답에 기초하여 상기 쌍을 이룬 임플란트의 고유 주파수를 결정하도록 구성되며; 그리고
    상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 임플란트의 결정된 고유 주파수에 가장 근접한 여기 주파수의 최대 진폭으로 여기 신호 주파수 세트의 상대 진폭을 조정하도록 더 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  96. 제85항 또는 제86항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 각각의 주파수 성분의 크기가 특별히 쌍을 이룬 임플란트의 코일 특성에 기초하여 상기 쌍을 이룬 무선 임플란트에 최적의 여기를 제공하기 위하여 독립적으로 제어될 수 있도록 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 추정된 동작 대역폭에 속하는 동시의 사전 한정된 수의 이산 주파수를 발생시키도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  97. 제96항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 상기 쌍을 이룬 임플란트의 최적의 여기를 제공하도록 각각의 주파수 성분의 상대 진폭을 독립적으로 제어하도록 더 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  98. 제95항 또는 제96항에 있어서, 상기 신호 발생 모듈은 특정 쌍을 이룬 무선 임플란트의 신호 응답을 최대화하도록 최적화된 스펙트럼을 가지는 사전 한정된 형상의 펄스를 생성하기 위해 디지털 신호 합성으로부터 임의의 파형의 펄스를 성형하도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  99. 제85항 내지 제98항 중 어느 한 항에 있어서, 동조-정합 회로, 및 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트로부터 주파수 신호 응답의 검출 및 선택적으로 신호 분석을 위한 데이터 변환 및 수집 중 하나 이상을 제공하도록 구성된, 싱글 엔드 입력-차동 출력 회로, 가변 이득 증폭기, 필터 증폭기 및 출력 필터 중 하나 이상을 포함하는 수신기 모듈을 더 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  100. 제99항에 있어서, 상기 수신기 모듈로부터 처리된 신호를 수신하고 외부 컴퓨터 시스템으로 전달을 위해 상기 신호를 디지털 신호로 변환하도록 구성된 통신 모듈을 더 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  101. 제75항 내지 제100항 중 어느 한 항에 있어서, 전달 디바이스를 더 포함하되, 상기 전달 디바이스는,
    붕괴된 상태에서 상기 탄성 센서 구조물을 수용하도록 크기화되고 맥관구조를 통해 삽입되도록 구성되는 내강을 한정하는 외피; 및
    상기 외피의 원위 개구로부터 상기 탄성 센서 구조물을 전개하도록 상기 외피 내에서 슬라이딩 가능한 임플란트 전개 부재를 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  102. 제101항에 있어서, 상기 임플란트 전개 부재는 본체 부재, 및 상기 구조물의 꼬리 단부에서 상기 붕괴된 탄성 센서 구조물의 센서 구조물 단부 부분과 결합되도록 구성되는 감소된 직경의 원위 단부 부분을 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  103. 제102항에 있어서, 상기 감소된 직경의 원위 단부 부분은 상기 센서 구조물 단부 부분과 결합되면서 상기 탄성 센서 구조물의 꼬리 단부에서 앵커 요소와의 결합을 피하도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  104. 제102항 또는 제103항에 있어서, 상기 외피 및 임플란트 전개 부재는 상기 탄성 센서 구조물이 두개로 배향된 센서 구조물 단부 부분을 이용하여 상기 외피의 원위 단부로부터 점진적으로 전개되어 상기 전개 부재에 의한 푸시에 응답하여 상기 맥관 내강 벽을 먼저 접촉하도록 상기 탄성 센서 구조물과 조합하여 구성되고 치수화되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  105. 제104항에 있어서, 상기 임플란트 전개 부재의 원위 단부는 부분적으로 전개될 때 상기 탄성 센서를 상기 외피 내로 다시 수축시키기 위해 상기 탄성 센서 구조물을 해제 가능하게 보유하도록 구성되는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  106. 제76항 내지 제105항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 무선 맥관 센서는 온보드 파우 서플라이없이 수동적인, 무선 임플란트 센서 시스템.
  107. 제75항 내지 제79항 및 제100항 내지 제105항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 무선 맥관 센서는 상기 탄성 센서 구조물의 인덕턴스를 활성화시키고 이에 응답하여 상기 인덕턴스의 변화를 검출하도록 구성된, 상기 탄성 센서 구조물에 배치된 온보드 전자 기기 시스템을 더 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  108. 제107항에 있어서, 상기 온보드 전자 기기 시스템은 인덕턴스에서의 검출된 변화를 나타내는 신호를 환자의 신체 외부의 수신기로 무선 송신하도록 구성된 통신 모듈을 포함하는, 무선 임플란트 센서 시스템.
  109. 환자의 맥관 내강 치수를 모니터링하기 위한 시스템으로서,
    내강 벽과 결합되어 모니터링 위치에서 맥관 내강에 위치되도록 구성된 무선 맥관 센서로서, 상기 센서는 환자 체액량의 변화에 응답하여 상기 내강 벽의 자연스러운 움직임으로 상기 센서의 확장 및 수축과 상관되어 변하는 공진 주파수를 가지는 공진 회로를 포함하는, 상기 무선 맥관 센서;
    상기 여기에 상관되는 시간에 상기 내강의 치수를 나타내는 주파수 신호를 생성하기 위해 상기 센서의 공진 회로를 여기시키기 위한 수단;
    적어도 상기 임플란트로부터 주파수 신호를 수신하도록 구성되고, 환자의 신체 외부에 배치되도록 더 구성된 안테나 모듈; 및
    상기 안테나 모듈로부터 상기 주파수 신호의 표시를 적어도 수신하고, 감지된 맥관 내강 치수에 기초하여 환자 체액 상태를 추정하기 위해 상기 주파수 신호를 해석하는 데이터를 제공하도록 상기 안테나 모듈과 통신하는 제어 시스템을 포함하는, 환자의 맥관 내강 치수를 모니터링하기 위한 시스템.
  110. 무선 이식된 센서 시스템으로서,
    제1 축 주위에 제1 코일을 형성하도록 환자의 허리 또는 몸통 주위에 권취되도록 구성된 벨트를 포함하는 착용식 안테나; 및
    제2 축 주위에 형성된 제2 코일을 포함하는 무선 센서로서, 상기 제2 축이 상기 제1 축에 대체로 평행하도록 혈관에 이식되도록 무선 맥관 센서가 구성되는, 상기 무선 센서를 포함하되;
    상기 제1 코일에서의 전류는 제1 전자기장을 생성하며, 상기 제1 전자기장은 상기 제2 축을 따라서 상기 제2 코일을 통과하고, 이에 의해, 상기 제2 코일에서 전류를 생성하여 상기 착용식 안테나의 제1 코일에 의해 수신 가능한 신호를 유발하는, 무선 이식된 센서 시스템.
  111. 제110항에 있어서, 상기 제1 코일에서 상기 전류를 발생시키고 상기 제1 코일로부터 상기 신호를 수신하도록 구성된 제어 시스템을 더 포함하고, 상기 제어 시스템은, 전류가 상기 제1 코일로 보내지는 송신 모드와 신호가 상기 제1 코일에 의해 수신되는 수신 모드 사이를 스위칭하기 위한 스위치를 포함하는, 무선 이식된 센서 시스템.
  112. 제110항 또는 제111항에 있어서, 상기 제2 코일은 측정될 생리학적 파라미터와 상관하여 변하는 공진 주파수를 가지는 공진 회로를 포함하고, 수신 가능한 신호는 상기 공진 회로에 의해 생성된 주파수 신호를 포함하는,무선 이식된 센서.
  113. 제112항에 있어서, 상기 무선 센서는, 맥관 내강 내에 위치되고 상기 내강 벽 상에 또는 내강 벽에 그 자체가 실질적으로 영구적으로 이식되도록 구성된 탄성 센서 구조물을 포함하는 맥관 센서이며, 상기 센서 구조물은 상기 가변 공진 주파수를 변화시키도록 실질적으로 맥관 내강의 임의의 횡 방향 축을 따라서 확장되어 내강 벽과 접촉하도록 구성되는 코일을 포함하며, 상기 코일은 상기 맥관 내강 내의 어떠한 회전 위치에서도 동작 가능하도록 길이 방향 축을 중심으로 회전 대칭인, 무선 이식된 센서 시스템.
  114. 혈관의 치수를 측정하기 위한 이식 가능한 수동 센서로서,
    니티놀 와이어로서,
    길이 방향 축; 및
    형상 설정 지그재그 패턴으로서,
    상기 길이 방향 축을 힝단하는 근위 평면에 정렬된 복수의 근위 굴곡부,
    상기 길이 방향 축을 횡단하는 원위 평면에 정렬된 복수의 원위 굴곡부, 및
    상기 근위 평면과 상기 원위 평면 사이에서 연장되고, 상기 복수의 근위 굴곡부의 제1 근위 굴곡부와 상기 복수의 원위 굴곡부의 제1 원위 굴곡부를 포함하는 쌍을 연결하는 복수의 스트럿을 포함하는, 상기 형상 설정 지그재그 패턴을 포함하되,
    상기 센서가 이식되는 혈관의 단면적의 증가 및 감소 시에 반경 방향으로 증가 및 감소되도록 구성되는, 상기 니티놀 와이어;
    제1 와이어 단부 및 제2 와이어 단부를 포함하는 리츠 와이어로서, 상기 리츠 와이어로는 공진 회로의 유도 코일을 형성하도록 자기 확장 구조물(self-expanding structure) 주위에 권선되고(coiled), 상기 유도 코일의 인덕턴스는 상기 센서가 이식되는 혈관의 단면적의 변화시에 변하도록 구성되며, 상기 유도 코일의 인덕턴스의 변화는 생체외 판독기(ex vivo reader)에 의해 측정 가능한 상기 센서의 공진 주파수를 변화시키도록 구성되는, 상기 리츠 와이어;
    복수의 앵커로서, 각각 상기 복수의 스트럿의 하나의 스트럿에 각각 결합되고, 상기 복수의 원위 굴곡부에 대해 원위 방향으로 연장되며, 혈관에서의 상기 센서의 이동을 억제하도록 반경 방향으로 외향하여 연장되도록 구성되는, 상기 복수의 앵커; 및
    상기 원위 평면에 대해 원위 방향으로 연장되는 커패시터로서,
    상기 제1 와이어 단부에 결합되는 제1 전극,
    상기 제2 와이어 단부에 결합되는, 상기 제1전극으로부터 이격되는 제2 전극,
    상기 제1 전극과 상기 제2 전극 사이의 갭, 및
    상기 갭을 충전하고 상기 제1 전극과 상기 제2 전극을 캡슐화하는 강성 재료를 포함하며, 일정한 커패시턴스를 갖는, 상기 커패시터를 포함하는, 이식 가능한 수동 센서.
  115. 혈관의 치수를 측정하기 위한 이식 가능한 수동 센서로서,
    지그재그 패턴을 포함하는 형상 기억 구조물로서,
    복수의 근위 굴곡부,
    복수의 원위 굴곡부, 및
    상기 복수의 근위 굴곡부 및 상기 복수의 원위 굴곡부 사이에서 연장되는 복수의 스트럿을 포함하되,
    상기 센서가 이식되는 혈관의 단면적의 증가 및 감소시에 반경 방향으로 증가 및 감소되도록 구성되는, 상기 형상 기억 구조물;
    공진 회로의 유도 코일을 형성하도록 자기 확장 구조물 주위에 권선된 케이블로서, 상기 케이블은 나란히 배열된 복수의 절연 와이어를 포함하되, 상기 유도 코일의 인덕턴스는 상기 센서가 이식되는 혈관의 단면적의 변화시에 변하도록 구성되며, 상기 유도 코일의 인덕턴스의 변화는 생체외 판독기에 의해 측정 가능한 상기 센서의 공진 주파수를 변화시키도록 구성되는, 상기 케이블; 및
    상기 복수의 스트럿 중 적어도 하나에 결합되고 상기 복수의 원위 굴곡부에 대해 원위 방향으로 연장되는 앵커를 포함하는, 이식 가능한 수동 센서.
  116. 혈관의 치수를 측정하기 위한 이식 가능한 수동 센서로서,
    자기 확장 프레임으로서,
    근위 측면 상의 제1 복수의 굴곡부,
    원위 측면 상의 제2 복수의 굴곡부, 및
    상기 제1 복수의 굴곡부의 제1 굴곡부와 상기 제2 복수의 굴곡부의 제1 굴곡부 사이의 직선 세그먼트를 포함하되,
    상기 센서가 이식되는 혈관의 단면적의 증가 및 감소시에 반경 방향으로 증가 및 감소되도록 구성되는, 상기 자기 확장 프레임; 및
    공진 회로의 유도 코일을 형성하도록 상기 자기 확장 구조물 주위에 권선되는 케이블로서, 상기 유도 코일의 인덕턴스는 상기 센서가 이식되는 혈관의 단면적의 변화시에 변하도록 구성되며, 상기 유도 코일의 인덕턴스의 변화는 생체외 판독기에 의해 측정 가능한 상기 센서의 공진 주파수를 변화시키도록 구성되는, 상기 케이블을 포함하는, 이식 가능한 수동 센서.
  117. 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법으로서,
    체강 벽 상에 또는 체강 벽에 실질적으로 영구적으로 이식된 임플란트로부터의 가변 인덕턴스 기반 신호를 환자의 신체 외부에서 무선으로 수신하는 단계를 포함하되, 상기 가변 인덕턴스 기반 신호는 상기 체강 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  118. 제117항에 있어서, 상기 임플란트를 활성화시키고 상기 활성화에 응답하여 상기 가변 인덕턴스 기반 신호를 생성하는 활성화 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  119. 제117항 또는 118항에 있어서,
    상기 체강은 환자 맥관 내강을 포함하며, 상기 방법은 상기 맥관 내강 내의 모니터링 위치에 임플란트를 전달하는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  120. 제119항에 있어서, 상기 전달하는 단계는,
    임플란트를 전달 카테터의 외피 내에 배치하는 단계;
    상기 모니터링 위치에서 상기 전달 카테터의 원위 단부를 혈관 내 위치시키는 단계; 및
    상기 외피에 슬라이딩 가능하게 배치된 전개 부재를 이용하여 상기 전달 카테터로부터 상기 임플란트를 전개하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  121. 제120항에 있어서,
    상기 임플란트는 탄성적으로 확장 및 붕괴 가능한 센서 구조물을 포함하고;
    상기 배치하는 단계는 상기 외피 내에 배치되도록 상기 센서 구조물을 붕괴시키는 단계를 포함하며; 그리고
    상기 전개하는 단계는 상기 센서 구조물의 후미 단부가 상기 전달 카테터를 떠나기 전에 상기 센서 구조물의 선단 단부가 상기 맥관 내강 벽과 접촉하기 위해 확장되도록 상기 외피의 원위 단부 밖으로 상기 센서 구조물을 밀어내는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  122. 제121항에 있어서, 상기 전달하는 단계는,
    상기 센서 구조물이 상기 외피로부터 부분적으로 밀린 후에 상기 센서 구조물을 상기 외피 내로 다시 선택적으로 수축시키는 단계;
    상기 맥관 내강 내에서 상기 센서 구조물을 이전시키도록 전개 카테터를 재위치시키는 단계; 및
    상기 외피의 원위 단부 밖으로 상기 센서 구조물을 밀어내는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  123. 제121항 또는 제122항에 있어서,
    상기 센서 구조물은 전달 후에 상기 맥관 내강의 길이 방향 축과 정렬되도록 상기 길이 방향 축을 중심으로 회전 대칭이고; 그리고
    상기 전달하는 단계는 어떠한 회전 배향에서도 상기 센서 구조물을 전개하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  124. 제117항 내지 제123항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는 환자의 신체 외부로부터 상기 임플란트에서 자기장을 지향시키는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  125. 제124항에 있어서, 상기 임플란트는 가변 인덕턴스 및 고정 커패시턴스를 구비하는 공진 회로를 포함하며, 상기 가변 인덕턴스 기반 신호는 자기장에 의한 활성화 단계에 응답하여 상기 공진 회로에 의해 발생된 가변 공진 주파수 신호를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  126. 제125항에 있어서, 상기 활성화 단계는,
    안테나 코일이 그 주위에서 형성되는 길이 방향 축이 상기 공진 회로의 인덕터가 그 주위에 형성되는 길이 방향 축에 적어도 실질적으로 평행하도록, 이식된 임플란트의 두개-꼬리 위치(cranial-caudal position)에 적어도 거의 인접하여 상기 두개-꼬리 위치에서 환자의 몸통 또는 허리 주위에 상기 안테나 코일을 배치하는 단계; 및
    상기 임플란트의 공진 회로를 활성화시키도록 구성된 배향으로 상기 임플란트에서 자기장을 지향시키도록 환자 주위에서 상기 안테나 코일을 활성화시키는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  127. 제126항에 있어서, 상기 수신하는 단계는 환자 주위의 상기 안테나 코일을 수신 모드로 스위칭하여 상기 안테나 코일로 상기 가변 공진 주파수 신호를 검출하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  128. 제126항 또는 제127항에 있어서, 상기 안테나 코일을 배치하는 단계는 상기 안테나 코일을 수용하는 신축성 벨트를 환자 주위에 고정하는 단계를 포함하며, 상기 벨트는 환자의 허리 둘레를 수용하도록 신축되며, 상기 안테나 코일은 상기 벨트가 신축될 때 일정 길이를 유지하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  129. 제125항에 있어서, 상기 활성화 단계는,
    적어도 하나의 송신 안테나 및 적어도 하나의 수신 안테나를 포함하는 평면 안테나 어레이에 근접하여 환자를 위치시키는 단계; 및
    상기 임플란트의 공진 회로를 활성화시키도록 구성된 배향으로 상기 임플란트에서 자기장을 지향시키도록 상기 송신 안테나를 활성화시키는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  130. 제129항에 있어서, 상기 송신 안테나로부터 상기 수신 안테나를 디커플링하는 단계를 더 포함하며, 상기 수신하는 단계는 상기 수신 안테나로 가변 공진 주파수 신호를 수신하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  131. 제126항 내지 제130항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는 특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 위해 선택된 단일의 비변동 주파수를 가지는 RF 버스트 여기 신호를 발생시키고 상기 쌍을 이룬 임플란트에서 상기 여기 신호를 지향시키는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  132. 제131항에 있어서, 상기 RF 버스트는 버스트 사이의 설정 간격으로 선택된 주파수에서 사전 한정된 수의 사인파형 펄스를 포함하고, 상기 RF 버스트 주파수 값은 임플란트 판독기 출력에서 가장 낮은 진폭을 생성할 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 고유 주파수에 대응하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  133. 제131항에 있어서, 상기 활성화 단계는,
    특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트에 대한 신호 응답의 예상된 대역폭 내의 사전 결정된 주파수에서 상기 안테나를 여기시키는 단계;
    상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트로부터의 신호 응답을 검출하고 상기 무선 모니터링 임플란트 고유 주파수를 결정하는 단계; 및
    상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 결정된 고유 주파수를 정합시키도록 여기의 주파수를 조정하고 완전한 사이클을 위하여 이러한 주파수에서 계속 여기시키는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  134. 제131항 내지 제135항 중 어느 한 항에 있어서, 발생된 개별 RF 버스트는 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 예상되는 잠재적인 대역폭과 동일한 사전 한정된 범위의 주파수에 걸쳐서 연속 주파수 스위프를 각각 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  135. 제125항에 있어서, 상기 연속 주파수 스위프는 복수의 고유 주파수에서 상기 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 활성화시키는 광대역 펄스를 생성하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  136. 제126항 내지 제130항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는,
    특정의 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트에 대한 예상된 대역폭에 대응하는 이산 주파수 값의 세트에 걸쳐서 일시적 주파수 스위프를 포함하는 여기 신호를 발생시키는 단계;
    상기 쌍을 이룬 임플란트로부터 주파수 응답 신호를 검출하고 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답에서의 최대 진폭을 생성하는 여기 신호 주파수를 결정하는 단계; 및
    사전 한정된 크기의 강하가 제어 시스템에 의해 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답에서 검출되고, 그래서 주파수 스위프가 재시작될 때까지 상기 검출된 주파수에서 상기 쌍을 이룬 임플란트를 계속 여기시키는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  137. 제136항에 있어서, 각각의 RF 버스트를 위한 여기 신호의 주파수를 연속적으로 증분하고 각각의 증분 후에 상기 쌍을 이룬 임플란트 신호 응답의 RMS 값을 평가하는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  138. 제126항 내지 제130항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는,
    모든 주파수 성분에서 동일한 진폭 신호를 인가하는 것에 의해 특별히 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트를 여기시키도록 사전 한정된 세트의 일정한 주파수를 포함하는 여기 신호를 발생시키는 단계;
    상기 쌍을 이룬 임플란트로부터의 신호 응답을 검출하고 상기 검출된 신호 응답에 기초하여 상기 쌍을 이룬 임플란트의 고유 주파수를 결정하는 단계; 및
    상기 쌍을 이룬 임플란트의 결정된 고유 주파수에 가장 근접한 여기 주파수의 최대 진폭으로 여기 신호 주파수 세트의 상대 진폭을 조정하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  139. 제126항 내지 제130항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는,
    특별하게 쌍을 이룬 무선 모니터링 임플란트의 추정된 동작 대역폭에 속하는 동시의 사전 한정된 수의 이산 주파수를 발생시키고, 상기 쌍을 이룬 임플란트의 코일 특성에 기초하여 상기 쌍을 이룬 무선 임플란트에 최적의 여기를 제공하기 위하여 각각의 주파수 성분의 크기를 독립적으로 제어하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  140. 제139항에 있어서, 상기 쌍을 이룬 임플란트의 최적의 여기를 제공하도록 각각의 주파수 성분의 상대 진폭을 독립적으로 제어하는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  141. 제126항 내지 제130항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는 특정 쌍을 이룬 무선 임플란트의 신호 응답을 최대화하도록 최적화된 스펙트럼을 가지는 사전 한정된 형상의 펄스를 생성하기 위해 디지털 신호 합성으로부터 임의의 파형의 펄스를 성형하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  142. 제118항 내지 제123항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 활성화 단계는 온보드 파우 서플라이로부터 상기 임플란트에 전류를 전달하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  143. 제142항에 있어서, 상기 수신하는 단계는 임플란트 온보드 전자 기기 시스템 내에서 가변 인덕턴스 기반 신호를 초기에 수신하고, 상기 온보드 전자 기기 시스템을 통해 환자의 신체 외부의 수신기로 적어도 상기 가변 인덕턴스 기반 신호를 나타내는 신호를 송신하는 단계를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  144. 제143항에 있어서, 상기 임플란트와 환자에 이식된 별개의 디바이스 사이에 정보를 무선으로 교환하는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  145. 제144항에 있어서, 상기 별개의 이식된 디바이스는 피하 심장 모니터를 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  146. 제145항에 있어서, 상기 맥관 내강에서의 모니터링 위치로 상기 임플란트를 전달하는 단계에 수반되어 상기 피하 심장 모니터를 이식하는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  147. 제117항 내지 제146항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 가변 인덕턴스 기반 신호는 상기 임플란트가 그 안에 이식된 맥관 내강의 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하며, 상기 방법은,
    시간 경과에 따라서 맥관 내강 면적의 변화를 결정하도록 상기 신호를 처리하는 단계로서, 상기 맥관 내강 면적의 변화는 환자 체액 상태에 상관되는, 상기 신호를 처리하는 단계; 및
    환자 체액 상태를 평가하도록 시간 경과에 따라 결정된 상기 내강 면적의 결정된 변화를 해석하는 단계를 더 포함하는, 환자의 체강의 치수의 변화를 무선으로 모니터링하기 위한 방법.
  148. 환자 체액 상태를 결정하기 위한 진단 방법으로서,
    맥관 내강의 벽 상에 또는 벽에 실질적으로 영구적으로 이식된 임플란트로부터의 가변 인덕턴스 기반 신호를 환자의 신체 외부에서 무선으로 수신하는 단계로서, 상기 가변 인덕턴스 기반 신호가 내강 벽의 기하학적 구조의 변화에 기초하여 변하는, 상기 수신하는 단계;
    시간 경과에 따라서 상기 맥관 내강 면적의 변화를 결정하도록 신호를 처리하는 단계로서, 상기 맥관 내강 면적의 변화는 환자 체액 상태와 상관되는, 상기 신호를 처리하는 단계; 및
    환자 체액 상태를 평가하도록 시간 경과에 따라 결정된 상기 내강 면적의 변화를 해석하는 단계를 포함하는, 환자 체액 상태를 결정하기 위한 진단 방법.
  149. 제117항 내지 제148항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 체강은 하대정맥(IVC)인, 환자 체액 상태를 결정하기 위한 진단 방법.
KR1020197015590A 2016-11-29 2017-11-29 환자의 맥관구조 및 체액 상태를 모니터링하기 위한 무선 공진 회로 및 가변 인덕턴스 맥관 임플란트 및 이를 이용하는 시스템 및 방법 KR102518920B1 (ko)

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US (1) US10806352B2 (ko)
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IL (1) IL266680B (ko)
WO (1) WO2018102435A1 (ko)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021201528A1 (ko) * 2020-03-30 2021-10-07 울산과학기술원 생체 정보 측정 시스템 및 방법
KR20210122156A (ko) * 2020-03-30 2021-10-08 울산과학기술원 생체 정보 측정 시스템 및 방법
KR20220000063A (ko) * 2020-06-25 2022-01-03 아주대학교산학협력단 의료기기용 확장부재의 측정 시스템 및 그 방법

Families Citing this family (44)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CA2852208C (en) * 2010-10-19 2020-02-25 Bella Technologies, Llc Animal monitoring system
US9949692B2 (en) 2012-12-21 2018-04-24 Canary Medical Inc. Stent graft monitoring assembly and method of use thereof
WO2015200718A1 (en) 2014-06-25 2015-12-30 Hunter William L Devices, systems and methods for using and monitoring tubes in body passageways
CA2998709A1 (en) 2014-09-17 2016-03-24 Canary Medical Inc. Devices, systems and methods for using and monitoring medical devices
GB2563155A (en) 2015-02-12 2018-12-05 Foundry Innovation & Res 1 Ltd Implantable devices and related methods for heart failure monitoring
US11039813B2 (en) 2015-08-03 2021-06-22 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Devices and methods for measurement of Vena Cava dimensions, pressure and oxygen saturation
KR102594123B1 (ko) 2016-03-23 2023-10-26 카나리 메디칼 아이엔씨. 경보 임플란트를 위한 이식 가능한 리포팅 프로세서
EP3496606A1 (en) 2016-08-11 2019-06-19 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Systems and methods for patient fluid management
US11701018B2 (en) 2016-08-11 2023-07-18 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Wireless resonant circuit and variable inductance vascular monitoring implants and anchoring structures therefore
US11206992B2 (en) 2016-08-11 2021-12-28 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Wireless resonant circuit and variable inductance vascular monitoring implants and anchoring structures therefore
US10980419B2 (en) * 2016-11-07 2021-04-20 Orthodx Inc Systems and methods for monitoring implantable devices for detection of implant failure utilizing wireless in vivo micro sensors
EP3725214A1 (en) 2016-11-29 2020-10-21 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Wireless resonant circuit and variable inductance vascular implants for monitoring patient vasculature system
JP7288670B2 (ja) 2017-03-10 2023-06-08 ユニヴァーシティ オブ ワシントン 医療用インプラントの安定性を測定および評価するための方法およびシステム
US11944495B2 (en) 2017-05-31 2024-04-02 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable ultrasonic vascular sensor
US11779238B2 (en) 2017-05-31 2023-10-10 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable sensors for vascular monitoring
GB201712326D0 (en) * 2017-08-01 2017-09-13 Univ Southampton Wearable antenna and intra-uterine monitoring system
US11451093B2 (en) * 2017-09-05 2022-09-20 University Of Florida Research Foundation, Incorporated Wireless power transfer to biomedical implants
DE102017122820A1 (de) * 2017-09-29 2019-04-04 Biotronik Ag Implantat mit Sensoranordnung
DE102018202430B3 (de) * 2018-02-16 2019-08-14 Life Science Inkubator Betriebs Gmbh & Co. Kg Transpondersystem und Verfahren zum Auslesen eines passiven Transponders
US10965162B2 (en) 2018-05-08 2021-03-30 Apple Inc. Wireless power systems
US11045658B2 (en) 2018-06-28 2021-06-29 Medtronic, Inc. Receive coil configurations for implantable medical device
US10821292B2 (en) 2018-06-28 2020-11-03 Medtronic, Inc. Multi-axis coil for implantable medical device
US11056267B2 (en) 2018-06-28 2021-07-06 Medtronic, Inc. Receive coil configurations for implantable medical device
WO2020131727A1 (en) * 2018-12-17 2020-06-25 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Pulse wave velocity measurement
US10636260B1 (en) * 2019-01-31 2020-04-28 Facebook Technologies, Llc Wearable devices with fluidic mechanisms
US11478137B2 (en) * 2019-04-08 2022-10-25 Electronics And Telecommunications Research Institute Capsule endoscope image receiver and capsule endoscope device having the same
EP3988021A1 (en) * 2019-06-21 2022-04-27 UNIST (Ulsan National Institute of Science and Technology) Biosensor using array antenna
US20220395190A1 (en) * 2019-10-25 2022-12-15 Foundry Innovation & Research 1, Limited Deployment of Sensors
CA3157772A1 (en) 2019-11-12 2021-05-20 Pablo I. MARTIN Resonant circuit-based vascular monitors and related systems and methods
JP2023513974A (ja) * 2020-02-17 2023-04-04 カナリー メディカル スウィッツァーランド アクチェンゲゼルシャフト 血管センシングシステム
JP2023526673A (ja) 2020-05-19 2023-06-22 コラヴィ メディカル，インコーポレーテッド 注射可能な血行動態監視デバイス、システム、及び方法
CN115666383A (zh) 2020-05-27 2023-01-31 蔚山科学技术院 基于对准键进行工作的植入传感器、包括该植入传感器的植入设备及包括该植入设备的活体信息测定系统
US20220054087A1 (en) * 2020-07-28 2022-02-24 American University Of Beirut Antenna array or a group of antenna elements for biomarker monitoring, nerve stimulations & methods of use
EP4225133A1 (en) * 2020-10-07 2023-08-16 Canary Medical Switzerland AG Providing medical devices with sensing functionality
EP4284236A1 (en) * 2021-01-29 2023-12-06 Northwestern University Implantable, wireless cardiac hemodynamics monitor system and applications of same
WO2022187080A1 (en) * 2021-03-01 2022-09-09 University Of Washington Methods and devices to measure angular stiffness of dental and medical implants
CN113241240B (zh) * 2021-05-25 2022-03-08 上海交通大学 面向胶囊内镜机器人无线能量传输的三维接收线圈装置
CN113332510A (zh) * 2021-06-30 2021-09-03 中国人民解放军海军特色医学中心 血透用穿刺针滑脱的报警装置及血液透析机
WO2023037017A1 (en) 2021-09-13 2023-03-16 Foundry Innovation & Research 1, Limited Vascular imaging and measurement using ultrasound
WO2023170632A1 (en) 2022-03-09 2023-09-14 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Heart failure diagnostic tools and methods using signal trace analysis
WO2023172519A1 (en) * 2022-03-11 2023-09-14 Edwards Lifesciences Corporation Collapsible coil antenna
WO2023223301A1 (en) 2022-05-20 2023-11-23 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Resonant circuit-based vascular monitors and related systems and methods
WO2024023791A1 (en) 2022-07-29 2024-02-01 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Multistranded conductors adapted to dynamic in vivo environments
CN115414163B (zh) * 2022-11-04 2023-02-28 清华大学 血管支架、人体血管局部变形与血管局部动力学监测系统

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20080077016A1 (en) * 2006-09-22 2008-03-27 Integrated Sensing Systems, Inc. Monitoring system having implantable inductive sensor
JP2009542421A (ja) * 2006-07-07 2009-12-03 アンソニー・ヌネズ 内部人工装具インプラントをモニターするための方法及びシステム
WO2016131020A1 (en) * 2015-02-12 2016-08-18 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable devices and related methods for heart failure monitoring

Family Cites Families (377)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3568661A (en) 1968-10-02 1971-03-09 Us Health Education & Welfare Frequency modulated ultrasound technique for measurement of fluid velocity
GB1596298A (en) * 1977-04-07 1981-08-26 Morgan Ltd P K Method of and apparatus for detecting or measuring changes in the cross-sectional area of a non-magnetic object
USRE32361E (en) 1979-05-14 1987-02-24 Medtronic, Inc. Implantable telemetry transmission system for analog and digital data
US4926875A (en) 1988-01-25 1990-05-22 Baylor College Of Medicine Implantable and extractable biological sensor probe
US4947852A (en) 1988-10-05 1990-08-14 Cardiometrics, Inc. Apparatus and method for continuously measuring volumetric blood flow using multiple transducer and catheter for use therewith
US5127404A (en) 1990-01-22 1992-07-07 Medtronic, Inc. Telemetry format for implanted medical device
EP0474958B1 (en) 1990-09-11 1996-09-11 Bozidar Ferek-Petric Cardiac electrotherapy system
US5205292A (en) 1991-06-03 1993-04-27 Applied Biometric, Inc. Removable implanted device
US5339816A (en) 1991-10-23 1994-08-23 Aloka Co., Ltd. Ultrasonic doppler blood flow monitoring system
US5630836A (en) 1995-01-19 1997-05-20 Vascor, Inc. Transcutaneous energy and information transmission apparatus
US5495852A (en) 1995-01-27 1996-03-05 Boston Heart Foundation Method and apparatus for estimating diameter of an artery using B-mode ultrasonic images
US5752522A (en) 1995-05-04 1998-05-19 Cardiovascular Concepts, Inc. Lesion diameter measurement catheter and method
DE59610041D1 (de) 1995-10-24 2003-02-13 Epcos Ag Identifizierungs- und/oder Sensorsystem
US6261233B1 (en) 1996-01-05 2001-07-17 Sunlight Medical Ltd. Method and device for a blood velocity determination
EP0897285A4 (en) 1996-05-10 2000-03-08 Cardiovascular Concepts Inc CATHETER AND METHOD FOR MEASURING THE DIAMETER OF AN INJURY
FR2752935B1 (fr) 1996-08-30 1998-09-18 Commissariat Energie Atomique Procede de mesure d'un volume conducteur et dispositif de mise en oeuvre de ce procede
US6039701A (en) 1996-09-05 2000-03-21 Ob Inovations, Inc. Method and apparatus for monitoring cervical diameter
US6115633A (en) 1996-10-28 2000-09-05 Biotronik Mess-Und Therapiegeraete Gmbh & Co. Ingenieurbuero Berlin Implantable stimulator
US6025725A (en) 1996-12-05 2000-02-15 Massachusetts Institute Of Technology Electrically active resonant structures for wireless monitoring and control
US6325762B1 (en) 1996-12-09 2001-12-04 Swee Chuan Tjin Method and apparatus for continuous cardiac output monitoring
WO1998029030A1 (en) 1997-01-03 1998-07-09 Biosense Inc. Pressure-sensing stent
IL120228A0 (en) 1997-02-16 1997-06-10 Technion Res & Dev Foundation Blood vessel cross-sectional detector and compliance measurement device and method
US6111520A (en) 1997-04-18 2000-08-29 Georgia Tech Research Corp. System and method for the wireless sensing of physical properties
US6012457A (en) 1997-07-08 2000-01-11 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
US6164283A (en) 1997-07-08 2000-12-26 The Regents Of The University Of California Device and method for forming a circumferential conduction block in a pulmonary vein
DE19735948C1 (de) 1997-08-19 1998-10-01 Siemens Nixdorf Inf Syst Verfahren zur Verbesserung der Steuerungsmöglichkeit in Datenverarbeitungsanlagen mit Adreßübersetzung
US6231516B1 (en) 1997-10-14 2001-05-15 Vacusense, Inc. Endoluminal implant with therapeutic and diagnostic capability
US6398734B1 (en) 1997-10-14 2002-06-04 Vascusense, Inc. Ultrasonic sensors for monitoring the condition of flow through a cardiac valve
US7097618B1 (en) 2003-03-12 2006-08-29 Transoma Medical, Inc. Devices and methods for detecting and treating inadequate tissue perfusion
US5967986A (en) * 1997-11-25 1999-10-19 Vascusense, Inc. Endoluminal implant with fluid flow sensing capability
US6278379B1 (en) 1998-04-02 2001-08-21 Georgia Tech Research Corporation System, method, and sensors for sensing physical properties
US6015386A (en) 1998-05-07 2000-01-18 Bpm Devices, Inc. System including an implantable device and methods of use for determining blood pressure and other blood parameters of a living being
US6115636A (en) 1998-12-22 2000-09-05 Medtronic, Inc. Telemetry for implantable devices using the body as an antenna
AU2000233210A1 (en) 1999-03-16 2000-10-04 Florence Medical Ltd. A system and method for detection and characterization of stenosis, blood vessels flow and vessel walls properties using vessel geometrical measurements
JP2003532440A (ja) 1999-03-24 2003-11-05 ノベオン・アイピー・ホールディングズ・コーポレイション 電気的に受動的なセンサを有する遠隔的に問合せられる診断インプラントデバイス
US6206835B1 (en) * 1999-03-24 2001-03-27 The B. F. Goodrich Company Remotely interrogated diagnostic implant device with electrically passive sensor
US6287253B1 (en) 1999-06-25 2001-09-11 Sabolich Research & Development Pressure ulcer condition sensing and monitoring
AU6625600A (en) 1999-08-14 2001-03-13 B.F. Goodrich Company, The Remotely interrogated diagnostic implant device with electrically passive sensor
US6360123B1 (en) 1999-08-24 2002-03-19 Impulse Dynamics N.V. Apparatus and method for determining a mechanical property of an organ or body cavity by impedance determination
US6331135B1 (en) 1999-08-31 2001-12-18 Micron Technology, Inc. Method and apparatus for mechanical and chemical-mechanical planarization of microelectronic substrates with metal compound abrasives
EP1847217A2 (en) 1999-09-17 2007-10-24 Endoluminal Therapeutics, Inc. Sensing, interrogating, storing, telemetering and responding medical implants
US6802811B1 (en) 1999-09-17 2004-10-12 Endoluminal Therapeutics, Inc. Sensing, interrogating, storing, telemetering and responding medical implants
US20040215235A1 (en) 1999-11-16 2004-10-28 Barrx, Inc. Methods and systems for determining physiologic characteristics for treatment of the esophagus
US6354999B1 (en) 2000-01-14 2002-03-12 Florence Medical Ltd. System and method for detecting, localizing, and characterizing occlusions and aneurysms in a vessel
EP1123687A3 (en) 2000-02-10 2004-02-04 Aloka Co., Ltd. Ultrasonic diagnostic apparatus
US6699186B1 (en) 2000-03-10 2004-03-02 Remon Medical Technologies Ltd Methods and apparatus for deploying and implantable biosensor
US8527046B2 (en) 2000-04-20 2013-09-03 Medtronic, Inc. MRI-compatible implantable device
US6514195B1 (en) 2000-04-28 2003-02-04 Medtronic, Inc. Ischemic heart disease detection
US6503202B1 (en) 2000-06-29 2003-01-07 Acuson Corp. Medical diagnostic ultrasound system and method for flow analysis
EP1311210B1 (en) 2000-08-23 2006-10-11 LeMaitre Acquisition LLC Method of manufacturing custom intravascular devices
WO2002034331A2 (en) 2000-10-26 2002-05-02 Medtronic, Inc. Externally worn transceiver for use with an implantable medical device
US8372139B2 (en) 2001-02-14 2013-02-12 Advanced Bio Prosthetic Surfaces, Ltd. In vivo sensor and method of making same
US6574510B2 (en) 2000-11-30 2003-06-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Telemetry apparatus and method for an implantable medical device
US6824521B2 (en) 2001-01-22 2004-11-30 Integrated Sensing Systems, Inc. Sensing catheter system and method of fabrication
US6767360B1 (en) 2001-02-08 2004-07-27 Inflow Dynamics Inc. Vascular stent with composite structure for magnetic reasonance imaging capabilities
AUPR333301A0 (en) 2001-02-23 2001-03-22 Northern Sydney Area Health Service Determining the volume of a normal heart and its pathological and treated variants by using dimension sensors
AU2002255953A1 (en) 2001-03-27 2002-10-08 Aron Z. Kain Wireless system for measuring distension in flexible tubes
US20030037591A1 (en) 2001-07-04 2003-02-27 Sulzer Markets And Technology Ltd. Vessel prosthesis with a measuring point
US6795732B2 (en) 2001-10-30 2004-09-21 Medtronic, Inc. Implantable medical device employing sonomicrometer output signals for detection and measurement of cardiac mechanical function
US6855115B2 (en) 2002-01-22 2005-02-15 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor for pressure measurement within the heart
US7699059B2 (en) 2002-01-22 2010-04-20 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor
US6972553B2 (en) 2002-02-14 2005-12-06 The Charles Stark Draper Laboratory, Inc. Sensor readout circuit
US7236821B2 (en) 2002-02-19 2007-06-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Chronically-implanted device for sensing and therapy
GB0205109D0 (en) 2002-03-05 2002-04-17 Thermocore Medical Systems Sa A catheter
GB0210073D0 (en) 2002-05-02 2002-06-12 Gaeltec Ltd Improved apparatus and method for investigating the hollow viscera
AUPS258202A0 (en) 2002-05-28 2002-06-13 Sindel, Erol A holder for hand-held implements such as hair blow driers
US7618363B2 (en) 2002-08-06 2009-11-17 Cardiomems, Inc. Hydraulically actuated artificial muscle for ventricular assist
CA2494989A1 (en) 2002-08-07 2004-02-19 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor for blood pressure measurement within an artery
US7147604B1 (en) 2002-08-07 2006-12-12 Cardiomems, Inc. High Q factor sensor
US7725160B2 (en) 2002-08-12 2010-05-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Tunable MRI enhancing device
US7256695B2 (en) 2002-09-23 2007-08-14 Microstrain, Inc. Remotely powered and remotely interrogated wireless digital sensor telemetry system
EP1549394B1 (en) 2002-09-26 2011-12-07 Pacesetter, Inc. Cardiovascular anchoring device
SE0202882D0 (sv) 2002-09-30 2002-09-30 St Jude Medical An Implantable Heart Stimulator
US7077812B2 (en) 2002-11-22 2006-07-18 The Board Regents Of The University System Apparatus and method for palpographic characterization of vulnerable plaque and other biological tissue
US7065409B2 (en) 2002-12-13 2006-06-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Device communications of an implantable medical device and an external system
US7452334B2 (en) 2002-12-16 2008-11-18 The Regents Of The University Of Michigan Antenna stent device for wireless, intraluminal monitoring
US7604605B2 (en) 2003-01-16 2009-10-20 Galil Medical Ltd. Device, system, and method for detecting and localizing obstruction within a blood vessel
JP2006517117A (ja) 2003-01-16 2006-07-20 ガリル メディカル リミテッド 血管のプラク誘発狭窄を検出し、位置確認し、かつ識別するための装置、システム、及び方法
DE10302550B3 (de) * 2003-01-22 2004-08-12 Forschungszentrum Karlsruhe Gmbh Gürtelspule als Sende-/Empfangsantenne in einer Transpondereinrichtung
EP1585575A4 (en) 2003-01-24 2011-02-09 Proteus Biomedical Inc METHODS AND DEVICES FOR ENHANCING HEART RATE REGULATION
EP1585442A4 (en) 2003-01-24 2006-04-26 Proteus Biomedical Inc METHOD AND SYSTEM FOR REMOTE HEMODYNAMIC MONITORING
IL154531A (en) 2003-02-19 2006-04-10 Yair Tal Method and system for regulating blood flow
WO2004075928A2 (en) 2003-02-21 2004-09-10 Electro-Cat, Llc System and method for measuring cross-sectional areas and pressure gradients in luminal organs
WO2008091609A2 (en) 2007-01-23 2008-07-31 Dtherapeutics, Llc Devices, systems, and methods for mapping organ profiles
US9462960B2 (en) 2003-02-21 2016-10-11 3Dt Holdings, Llc Impedance devices and methods of using the same to obtain luminal organ measurements
US8465452B2 (en) 2003-02-21 2013-06-18 3Dt Holdings, Llc Devices, systems, and methods for removing stenotic lesions from vessels
US8078274B2 (en) 2003-02-21 2011-12-13 Dtherapeutics, Llc Device, system and method for measuring cross-sectional areas in luminal organs
US10413211B2 (en) 2003-02-21 2019-09-17 3Dt Holdings, Llc Systems, devices, and methods for mapping organ profiles
US10034623B2 (en) 2014-04-16 2018-07-31 3Dt Holdings, Llc Devices, systems, and methods for determining vein geometric and compliance profiles for venous stenting
US8185194B2 (en) 2003-02-21 2012-05-22 Dtherapeutics, Llc Systems and methods for determining phasic cardiac cycle measurements
US8886301B2 (en) 2003-02-21 2014-11-11 3Dt Holdings, Llc Impedance devices for obtaining conductance measurements within luminal organs
US9603545B2 (en) 2003-02-21 2017-03-28 3Dt Holdings, Llc Devices, systems, and methods for removing targeted lesions from vessels
US20040167596A1 (en) 2003-02-24 2004-08-26 Jacob Richter Method and apparatus for orientation of an implantable device
US7367984B2 (en) 2003-05-07 2008-05-06 Medtronic, Inc. Methods and apparatus for sizing fresh donor heart valves
US8162839B2 (en) 2003-08-27 2012-04-24 Microtech Medical Technologies Ltd. Protected passive resonating sensors
US7479112B2 (en) 2003-08-26 2009-01-20 Cardiac Pacemakers, Inc. Acoustic physiological sensor
US8026729B2 (en) 2003-09-16 2011-09-27 Cardiomems, Inc. System and apparatus for in-vivo assessment of relative position of an implant
US7245117B1 (en) 2004-11-01 2007-07-17 Cardiomems, Inc. Communicating with implanted wireless sensor
CA2539261C (en) 2003-09-16 2011-05-17 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor
US8870787B2 (en) 2003-09-16 2014-10-28 Cardiomems, Inc. Ventricular shunt system and method
US20060287602A1 (en) 2005-06-21 2006-12-21 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement
US7218967B2 (en) 2003-09-26 2007-05-15 Medtronic, Inc. System and method for real-time remote monitoring of implantable medical devices
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
EP1681709A4 (en) 2003-10-16 2008-09-17 Nikon Corp DEVICE AND METHOD FOR MEASURING OPTICAL CHARACTERISTICS, EXPOSURE SYSTEM AND EXPOSURE METHOD AND COMPONENT MANUFACTURING METHOD
US20090198293A1 (en) * 2003-12-19 2009-08-06 Lawrence Cauller Microtransponder Array for Implant
WO2005067817A1 (en) 2004-01-13 2005-07-28 Remon Medical Technologies Ltd Devices for fixing a sensor in a body lumen
US20050203425A1 (en) 2004-03-10 2005-09-15 Phil Langston Coaxial dual lumen pigtail catheter
US7678135B2 (en) 2004-06-09 2010-03-16 Usgi Medical, Inc. Compressible tissue anchor assemblies
KR100643756B1 (ko) 2004-09-10 2006-11-10 삼성전자주식회사 유연소자, 유연압력센서, 및 이들의 제조방법
US9504410B2 (en) * 2005-09-21 2016-11-29 Adidas Ag Band-like garment for physiological monitoring
US7191013B1 (en) 2004-11-08 2007-03-13 The United States Of America As Represented By The Administrator Of The National Aeronautics And Space Administration Hand held device for wireless powering and interrogation of biomems sensors and actuators
US20060122522A1 (en) 2004-12-03 2006-06-08 Abhi Chavan Devices and methods for positioning and anchoring implantable sensor devices
US10390714B2 (en) 2005-01-12 2019-08-27 Remon Medical Technologies, Ltd. Devices for fixing a sensor in a lumen
US20080015569A1 (en) 2005-02-02 2008-01-17 Voyage Medical, Inc. Methods and apparatus for treatment of atrial fibrillation
US8267954B2 (en) * 2005-02-04 2012-09-18 C. R. Bard, Inc. Vascular filter with sensing capability
US7647836B2 (en) 2005-02-10 2010-01-19 Cardiomems, Inc. Hermetic chamber with electrical feedthroughs
US7662653B2 (en) 2005-02-10 2010-02-16 Cardiomems, Inc. Method of manufacturing a hermetic chamber with electrical feedthroughs
US8118749B2 (en) 2005-03-03 2012-02-21 Cardiomems, Inc. Apparatus and method for sensor deployment and fixation
US8021307B2 (en) 2005-03-03 2011-09-20 Cardiomems, Inc. Apparatus and method for sensor deployment and fixation
EP1876945B1 (en) 2005-03-04 2012-12-05 CardioMems, Inc. Communicating with an implanted wireless sensor
US7621876B2 (en) 2005-03-17 2009-11-24 Ge Medical Systems Information Technologies, Inc. Continuous, non-invasive technique for determining blood pressure using a transmission line model and transcutaneous ultrasound measurements
EP1890598A1 (en) 2005-03-31 2008-02-27 Gregersen Enterprises 2005 Aps Apparatus and method for a global model of hollow internal organs including the determination of cross-sectional areas and volume in internal hollow organs and wall properties
US7233821B2 (en) 2005-03-31 2007-06-19 Medtronic, Inc. Method and apparatus for evaluating ventricular performance during isovolumic contraction
US8025625B2 (en) 2005-04-12 2011-09-27 Cardiomems, Inc. Sensor with electromagnetically coupled hermetic pressure reference
US8467854B2 (en) 2005-04-20 2013-06-18 Scimed Life Systems, Inc. Neurovascular intervention device
DE102005035022A1 (de) 2005-05-19 2006-11-23 Universitätsklinikum Freiburg Implantierbarer Blutdrucksensor
US20060271121A1 (en) 2005-05-25 2006-11-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Closed loop impedance-based cardiac resynchronization therapy systems, devices, and methods
WO2006130488A2 (en) 2005-05-27 2006-12-07 The Cleveland Clinic Foundation Method and apparatus for in vivo sensing
US8644941B2 (en) 2005-06-09 2014-02-04 Medtronic, Inc. Peripheral nerve field stimulation and spinal cord stimulation
AU2006262287A1 (en) 2005-06-21 2007-01-04 Cardiomems, Inc. Method of manufacturing implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement
US7621036B2 (en) 2005-06-21 2009-11-24 Cardiomems, Inc. Method of manufacturing implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement
WO2007002685A2 (en) 2005-06-24 2007-01-04 Volcano Corporation Co-registration of graphical image data representing three-dimensional vascular features
WO2007008493A1 (en) 2005-07-08 2007-01-18 Cardiomems, Inc. Coupling loop, cable assembly and method for positioning coupling loop
US7778684B2 (en) 2005-08-08 2010-08-17 Boston Scientific Scimed, Inc. MRI resonator system with stent implant
JP5714210B2 (ja) 2005-09-01 2015-05-07 プロテウス デジタル ヘルス， インコーポレイテッド 移植可能なワイヤ無し通信システム
ATE542472T1 (de) 2005-09-06 2012-02-15 Cardiomems Inc Verhindern von falschen sperren in einem system, das mit einem eingebauten drahtlosen sensor kommuniziert
US7068491B1 (en) 2005-09-15 2006-06-27 Medtronic, Inc. Implantable co-fired electrical interconnect systems and devices and methods of fabrication therefor
US7566308B2 (en) 2005-10-13 2009-07-28 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for pulmonary artery pressure signal isolation
US20070158769A1 (en) 2005-10-14 2007-07-12 Cardiomems, Inc. Integrated CMOS-MEMS technology for wired implantable sensors
US20070088214A1 (en) 2005-10-14 2007-04-19 Cardiac Pacemakers Inc. Implantable physiologic monitoring system
US7748277B2 (en) 2005-10-19 2010-07-06 Cardiomems, Inc. Hermetic chamber with electrical feedthroughs
US7423496B2 (en) 2005-11-09 2008-09-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Resonator with adjustable capacitance for medical device
WO2007057739A1 (en) 2005-11-15 2007-05-24 Remon Medical Technologies Ltd Implant device for fixing a sensor in a body lumen
WO2007061841A2 (en) 2005-11-18 2007-05-31 Cardiomems, Inc. Capacitor electrode formed on surface of integrated circuit chip
IL185609A0 (en) 2007-08-30 2008-01-06 Dan Furman Multi function senssor
US8060214B2 (en) 2006-01-05 2011-11-15 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable medical device with inductive coil configurable for mechanical fixation
WO2007087362A2 (en) 2006-01-25 2007-08-02 Dtherapeutics Devices, systems and methods for determining sizes of vessels
US8221405B2 (en) 2006-02-06 2012-07-17 Coherex Medical, Inc. Patent foramen ovale closure device and methods for determining RF dose for patent foramen ovale closure
AU2007225135B2 (en) 2006-03-14 2011-08-11 Cardiomems, Inc. Communicating with an implanted wireless sensor
US20070270934A1 (en) 2006-03-14 2007-11-22 David Stern Sensor, delivery system, and method of fixation
WO2007112196A2 (en) 2006-03-23 2007-10-04 Medeikon Corporation Low reflection lateral output fiber probe
AU2007248475A1 (en) 2006-05-04 2007-11-15 Cardiomems, Inc. Implantable wireless sensor for in vivo pressure measurement and continuous output determination
ATE504818T1 (de) 2006-05-17 2011-04-15 Cardiomems Inc Hermetische kammer mit elektrischen durchführungen
US7829363B2 (en) 2006-05-22 2010-11-09 Cardiomems, Inc. Method and apparatus for microjoining dissimilar materials
US7812416B2 (en) 2006-05-22 2010-10-12 Cardiomems, Inc. Methods and apparatus having an integrated circuit attached to fused silica
US20070274565A1 (en) 2006-05-23 2007-11-29 Remon Medical Technologies Ltd. Methods of implanting wireless device within an anatomical cavity during a surgical procedure
US8682411B2 (en) 2007-01-22 2014-03-25 Cvdevices, Llc Devices, systems and methods for epicardial cardiac monitoring system
US7909770B2 (en) 2006-07-05 2011-03-22 Cardiomems, Inc. Method for using a wireless pressure sensor to monitor pressure inside the human heart
US7908018B2 (en) 2006-09-06 2011-03-15 Cardiomems, Inc. Flexible electrode
US20080078567A1 (en) 2006-09-08 2008-04-03 Miller Donald J Antenna cable
AU2007294526B2 (en) 2006-09-08 2011-07-07 Cardiomems, Inc. Physiological data acquisition and management system for use with an implanted wireless sensor
WO2008042347A2 (en) 2006-10-02 2008-04-10 President And Fellows Of Harvard College Smart balloon catheter
EP2076170B1 (en) 2006-10-20 2015-04-01 CardioMems, Inc. Apparatus for measuring pressure inside a fluid system
US7444878B1 (en) 2006-10-30 2008-11-04 Northrop Grumman Systems Corporation Resonant frequency pressure sensor
US7676268B2 (en) 2006-11-30 2010-03-09 Medtronic, Inc. Medical methods and systems incorporating wireless monitoring
EP1930045A1 (en) 2006-12-08 2008-06-11 BIOTRONIK CRM Patent AG Implantable medical system with acoustic sensor to measure mitral blood flow
US20080177186A1 (en) 2007-01-18 2008-07-24 Slater Charles R Methods and Apparatus for Determining a Treatment Volume of a Fluid Treatment Agent for Treating The Interior of a Blood Vessel
US10238311B2 (en) 2007-01-23 2019-03-26 Cvdevices, Llc Devices, systems, and methods to evaluate cardiovascular function
US8894582B2 (en) 2007-01-26 2014-11-25 Endotronix, Inc. Cardiac pressure monitoring device
EP2117423A4 (en) 2007-01-26 2011-11-09 Endotronix Inc SENSOR VASCULAR OBSTRUCTION DEVICE
US8442639B2 (en) 2007-02-13 2013-05-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for electrical stimulation of blood vessels
EP2117639B1 (en) 2007-02-21 2013-05-22 St. Jude Medical AB Detect eating to initiate gastric pacing
US8493187B2 (en) 2007-03-15 2013-07-23 Endotronix, Inc. Wireless sensor reader
US8570186B2 (en) 2011-04-25 2013-10-29 Endotronix, Inc. Wireless sensor reader
US10003862B2 (en) 2007-03-15 2018-06-19 Endotronix, Inc. Wireless sensor reader
US8154389B2 (en) 2007-03-15 2012-04-10 Endotronix, Inc. Wireless sensor reader
US8706208B2 (en) 2007-03-24 2014-04-22 Board Of Regents, The University Of Texas System Passive wireless gastroesophageal sensor
CA2684807A1 (en) 2007-04-05 2008-10-16 Velomedix, Inc. Automated therapy system and method
EP2144670B9 (en) 2007-04-27 2014-11-19 St. Jude Medical AB Implantable medical device for monitoring valve movements of a heart
US8209033B2 (en) 2007-05-14 2012-06-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for regulating blood volume using volume receptor stimulation
US8784338B2 (en) 2007-06-22 2014-07-22 Covidien Lp Electrical means to normalize ablational energy transmission to a luminal tissue surface of varying size
EP2157909A2 (en) 2007-06-27 2010-03-03 Flip Technologies Limited A system, device and a method for dilating a stricture in a lumen and for determining the transverse cross-sectional area of a lumen or cavity
US20090011117A1 (en) 2007-07-03 2009-01-08 Endotronix, Inc. Methods for texturing a surface of an endovascular implant
US20090024042A1 (en) 2007-07-03 2009-01-22 Endotronix, Inc. Method and system for monitoring ventricular function of a heart
WO2009006602A1 (en) 2007-07-03 2009-01-08 Endotronix, Inc. Wireless pressure sensor and method for fabricating wireless pressure sensor for integration with an implantable device
US7677107B2 (en) 2007-07-03 2010-03-16 Endotronix, Inc. Wireless pressure sensor and method for fabricating wireless pressure sensor for integration with an implantable device
US20090009332A1 (en) 2007-07-03 2009-01-08 Endotronix, Inc. System and method for monitoring ingested medication via rf wireless telemetry
US7667547B2 (en) 2007-08-22 2010-02-23 Cardiomems, Inc. Loosely-coupled oscillator
WO2009039174A1 (en) 2007-09-17 2009-03-26 Endotronix, Inc. Methods for patterning electronic elements and fabricating molds
US20090105799A1 (en) 2007-10-23 2009-04-23 Flowmedica, Inc. Renal assessment systems and methods
US8454524B2 (en) 2007-10-31 2013-06-04 DePuy Synthes Products, LLC Wireless flow sensor
US9579485B2 (en) 2007-11-01 2017-02-28 C. R. Bard, Inc. Catheter assembly including a multi-lumen configuration
EP2062528B1 (en) 2007-11-23 2012-03-14 Pulsion Medical Systems AG Central venous sensor assembly for measuring physiological data for cardiac output determination and method of determining cardiac output
WO2009070086A1 (en) 2007-11-27 2009-06-04 Milux Holding Sa Energy transfer control adapted to a medical device system
US20090149766A1 (en) 2007-12-11 2009-06-11 Shuros Allan C Coronary vein hemodynamic sensor
WO2009091968A1 (en) 2008-01-18 2009-07-23 Med Institute, Inc. Intravascular device attachment system having struts
US8360984B2 (en) 2008-01-28 2013-01-29 Cardiomems, Inc. Hypertension system and method
US8159348B2 (en) 2008-02-29 2012-04-17 Cardiomems, Inc. Communication system with antenna box amplifier
WO2009146089A2 (en) 2008-04-01 2009-12-03 Cardiomems, Inc. System and apparatus for in-vivo assessment of relative position of an implant
US8814798B2 (en) 2008-04-25 2014-08-26 Medtronic, Inc. Implantable device and method for monitoring venous diameter
US8818507B2 (en) * 2008-05-27 2014-08-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Coronary vein dimensional sensor and fixation apparatus
US8264240B2 (en) 2008-07-20 2012-09-11 Cardiomems, Inc. Physical property sensor with active electronic circuit and wireless power and data transmission
US8105247B2 (en) 2008-07-25 2012-01-31 Buchwald O'dea Llc Device for monitoring size of luminal cavity
US8241222B2 (en) 2008-07-31 2012-08-14 Medtronic, Inc. Monitoring hemodynamic status based on intracardiac or vascular impedance
US20110144967A1 (en) 2008-08-12 2011-06-16 Lev Adirovich System and method for dynamic cardiac analysis, detection, prediction, and response using cardio-physiological mathematical modeling
US20100056922A1 (en) 2008-09-02 2010-03-04 Thierry Florent Method and diagnostic ultrasound apparatus for determining the condition of a person's artery or arteries
JP5715951B2 (ja) 2008-09-02 2015-05-13 クリスチャン エム パットリッツ コンサルティング エルエルシーＣｈｒｉｓｔｉａｎ Ｍ． Ｐｕｔｔｌｉｔｚ Ｃｏｎｓｕｌｔｉｎｇ， ＬＬＣ バイオｍｅｍｓセンサ及び装置ならびにその方法
US8394138B2 (en) * 2008-09-05 2013-03-12 Cook Medical Technologies Llc Multi-strand helical stent
EP2328466B1 (en) 2008-09-19 2013-12-11 Cardiac Pacemakers, Inc. Central venous pressure sensor to control a fluid or volume overload therapy
NZ592387A (en) 2008-09-22 2014-01-31 Dtherapeutics Llc Devices, systems, and methods for determining fractional flow reserve
US20110184301A1 (en) 2008-09-30 2011-07-28 St. Jude Medical Ab Heart failure detector
EP2349440B1 (en) 2008-10-07 2019-08-21 Mc10, Inc. Catheter balloon having stretchable integrated circuitry and sensor array
US8728012B2 (en) 2008-12-19 2014-05-20 St. Jude Medical, Inc. Apparatus and method for measuring blood vessels
WO2010117356A1 (en) 2009-04-07 2010-10-14 Endotronix, Inc. Wireless sensor reader
US8827929B2 (en) 2009-05-28 2014-09-09 Flip Technologies Limited Method and apparatus for determining the distensibility of a vessel, lumen or a sphincter
US20180344174A9 (en) 2009-09-23 2018-12-06 Lightlab Imaging, Inc. Lumen Morphology and Vascular Resistance Measurements Data Collection Systems, Apparatus and Methods
US9060798B2 (en) 2009-11-16 2015-06-23 Covidien Lp Surgical forceps capable of adjusting sealing pressure based on vessel size
WO2011060359A2 (en) 2009-11-16 2011-05-19 Cardiomems, Inc. Selectively actuating wireless, passive implantable sensor
US8556929B2 (en) 2010-01-29 2013-10-15 Covidien Lp Surgical forceps capable of adjusting seal plate width based on vessel size
US8909351B2 (en) 2010-02-03 2014-12-09 Medtronic, Inc. Implantable medical devices and systems having dual frequency inductive telemetry and recharge
US8706209B2 (en) 2010-02-05 2014-04-22 3Dt Holdings, Llc Devices, systems, and methods for measuring parallel tissue conductance, luminal cross-sectional areas, fluid velocity, and/or determining plaque vulnerability using temperature
RU2741571C2 (ru) 2010-02-17 2021-01-27 Артио Медикал, Инк. Система и способ увеличения наружного диаметра вен
DE102010010348A1 (de) 2010-03-05 2011-09-08 Albert-Ludwigs-Universität Freiburg Implantierbare Vorrichtung zum Erfassen einer Gefäßwanddehnung
CN102655824B (zh) 2010-03-26 2014-10-29 奥林巴斯医疗株式会社 医疗用支架
JP5589501B2 (ja) 2010-03-30 2014-09-17 オムロンヘルスケア株式会社 血圧測定装置
US8465436B2 (en) 2010-04-27 2013-06-18 Medtronic Vascular, Inc. Endoluminal implant with locking and centering fixation system
JP5636731B2 (ja) 2010-05-10 2014-12-10 オリンパス株式会社 血圧センサシステム及びその血圧計測方法
CN102939051A (zh) 2010-06-13 2013-02-20 安吉奥梅特里克斯公司 用于确定血管体腔的信息并引导医疗设备的方法和系统
US9408542B1 (en) 2010-07-22 2016-08-09 Masimo Corporation Non-invasive blood pressure measurement system
WO2012015954A1 (en) 2010-07-27 2012-02-02 Endotronix, Inc. Transvascular wireless sensor system
WO2012015955A1 (en) 2010-07-27 2012-02-02 Endotronix, Inc. Pressure sensor, centering anchor, delivery system and method
US9333365B2 (en) 2010-07-30 2016-05-10 Medtronic, Inc. Antenna for an implantable medical device
EP2601633A4 (en) 2010-08-06 2016-11-30 Cardiomems Inc SYSTEMS AND METHODS OF USE OF PHYSIOLOGICAL INFORMATION
US8475372B2 (en) 2010-10-29 2013-07-02 Medtronic Vascular, Inc. Implantable medical sensor and fixation system
US9545323B2 (en) 2010-11-16 2017-01-17 W. L. Gore & Associates, Inc. Fenestration devices, systems, and methods
WO2012090206A2 (en) 2010-12-30 2012-07-05 Vectorious Medical Technologies Ltd. Method and systems for delivering and deploying a sensory implant in situ
US20120197141A1 (en) 2011-01-28 2012-08-02 Pacesetter, Inc. Implantable echo doppler flow sensor for monitoring of hemodynamics
EP2484279A1 (de) 2011-02-03 2012-08-08 BIOTRONIK SE & Co. KG Blutflusssensor
WO2012106539A2 (en) 2011-02-04 2012-08-09 Ceramoptec Industries, Inc. Device and method for improved treatment of body lumens
US10016607B2 (en) 2011-02-08 2018-07-10 Pacesetter, Inc. Systems and methods for tracking stroke volume using hybrid impedance configurations employing a multi-pole implantable cardiac lead
US20130324866A1 (en) 2011-02-14 2013-12-05 Vita-Sentry Ltd. Indications of cross-section of small branched blood vessels
DK2675349T3 (en) 2011-02-17 2018-01-08 Qualcomm Inc PROCEDURE AND SYSTEM FOR DETERMINING A CARDIOVASCULAR QUANTITY OF A MAMMAL
US9114000B2 (en) * 2011-03-14 2015-08-25 Cook Medical Technologies Llc Apparatus and methods to enhance bonding in endoluminal prostheses
GB2490477A (en) 2011-04-12 2012-11-07 Univ Dublin City Processing ultrasound images to determine diameter of vascular tissue lumen and method of segmenting an image of a tubular structure comprising a hollow core
PT2702578T (pt) 2011-04-25 2016-11-08 Endotronix Inc Leitor de sensor sem fios
US9750862B2 (en) 2011-04-29 2017-09-05 Medtronic, Inc. Adaptive system for blood fluid removal
US9198706B2 (en) 2011-05-12 2015-12-01 Cvdevices, Llc Systems and methods for cryoblation of a tissue
US8401643B2 (en) 2011-05-17 2013-03-19 Medtronic Vascular, Inc. Implantable medical sensor and anchoring system
US20120296222A1 (en) 2011-05-17 2012-11-22 Medtronic Vascular, Inc. Implantable Medical Sensor and Anchoring System
EP2713858A1 (en) 2011-05-27 2014-04-09 Lightlab Imaging, Inc. Optical coherence tomography and pressure based systems and methods
IN2014CN00337A (ko) 2011-06-30 2015-04-03 Endotronix Inc
US10638955B2 (en) 2011-06-30 2020-05-05 Endotronix, Inc. Pressure sensing implant
US10226218B2 (en) 2011-06-30 2019-03-12 Endotronix, Inc. Pressure sensing implant
WO2013018079A1 (en) 2011-08-03 2013-02-07 Flip Technologies Limited A catheter and a system and a method for locating a catheter in a vessel
US9814395B2 (en) 2011-08-10 2017-11-14 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for determination of physiological parameters using cervical impedance
US8855783B2 (en) 2011-09-09 2014-10-07 Enopace Biomedical Ltd. Detector-based arterial stimulation
EP2872070B1 (en) 2011-09-09 2018-02-07 Enopace Biomedical Ltd. Wireless endovascular stent-based electrodes
US10238483B2 (en) 2011-09-16 2019-03-26 3Dt Holdings, Llc Devices and methods for assisting valve function, replacing venous valves, and predicting valve treatment success
US8696584B2 (en) 2011-10-05 2014-04-15 3Dt Holdings, Llc Devices, systems and methods for determining fractional flow reserve in the presence of a catheter
CN103874456A (zh) 2011-10-14 2014-06-18 阿西斯特医疗系统有限公司 用于测量和治疗解剖结构的装置和方法
US9066672B2 (en) 2011-10-27 2015-06-30 3Dt Holdings, Llc Single injection methods for obtaining conductance measurements within luminal organs using impedance devices
US20130178751A1 (en) 2011-12-21 2013-07-11 Pacesetter, Inc. Implantable medical device for measuring pressure via an l-c resonant circuit
WO2013096548A1 (en) 2011-12-23 2013-06-27 Volcano Corporation Methods and apparatus for regulating blood pressure
US9049995B2 (en) 2012-01-12 2015-06-09 Pacesetter, Inc. System and method for detecting pulmonary congestion based on stroke volume using an implantable medical device
US9662066B2 (en) 2012-02-07 2017-05-30 Io Surgical, Llc Sensor system, implantable sensor and method for remote sensing of a stimulus in vivo
US8998827B2 (en) 2012-02-13 2015-04-07 Intervalve, Inc. Ellipticity measuring device
WO2013136321A1 (en) 2012-03-15 2013-09-19 Flip Technologies Limited A balloon catheter and a system and a method for determining the distance of a site in a human or animal body from a datum location
US20130245469A1 (en) 2012-03-19 2013-09-19 Cardiomems, Inc. Pulmonary Arterial Hemodynamic Monitoring for Chronic Obstructive Pulmonary Disease Assessment and Treatment
CN104427930A (zh) 2012-04-05 2015-03-18 巴德阿克塞斯系统股份有限公司 用于在患者体内对中心静脉导管进行导航和定位的装置和系统
WO2013154784A1 (en) 2012-04-13 2013-10-17 Medtronic, Inc. Feedback-based diuretic or natriuretic molecule administration
WO2013163605A1 (en) 2012-04-26 2013-10-31 Dbmedx Inc. Ultrasound apparatus and methods to monitor bodily vessels
US9675315B2 (en) 2012-04-27 2017-06-13 Medtronic, Inc. Method and apparatus for cardiac function monitoring
US9549679B2 (en) 2012-05-14 2017-01-24 Acist Medical Systems, Inc. Multiple transducer delivery device and method
EP2854649B1 (en) 2012-05-25 2018-07-11 Acist Medical Systems, Inc. Fluid flow measurement systems and methods
US20150157268A1 (en) 2012-07-04 2015-06-11 Vectorious Medical Technologies Ltd Organ wall retention mechanism for implants
US20150216425A1 (en) 2012-08-10 2015-08-06 Vita-Sentry Ltd. Estimations of equivalent inner diameter of arterioles
JP6525873B2 (ja) 2012-08-23 2019-06-05 ボルケーノ コーポレイション 解剖学的な損傷長さの見積もりのための装置、システム、及び方法
US10136823B2 (en) 2012-08-28 2018-11-27 Board Of Trustees Of Michigan State University Methods and apparatus for determining cuff blood pressure
US20140236011A1 (en) 2012-08-31 2014-08-21 General Electric Company Methods and systems for simultaneous interventional imaging and functional measurements
US10206592B2 (en) 2012-09-14 2019-02-19 Endotronix, Inc. Pressure sensor, anchor, delivery system and method
US20140084943A1 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Cardiomems, Inc. Strain monitoring system and apparatus
WO2014047528A1 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Cardiomems, Inc. Method and system for trend-based patient management
EP2903512A4 (en) 2012-10-03 2016-07-06 Univ Ramot PARAMETRIC ELECTRICAL IMPEDANCE TOMOGRAPHY OF CHEST
US9801721B2 (en) 2012-10-12 2017-10-31 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Sizing device and method of positioning a prosthetic heart valve
EP3723041A1 (en) 2012-10-24 2020-10-14 CathWorks Ltd. Automated measurement system and method for coronary artery disease scoring
US10210956B2 (en) 2012-10-24 2019-02-19 Cathworks Ltd. Diagnostically useful results in real time
US9858387B2 (en) 2013-01-15 2018-01-02 CathWorks, LTD. Vascular flow assessment
WO2014076620A2 (en) 2012-11-14 2014-05-22 Vectorious Medical Technologies Ltd. Drift compensation for implanted capacitance-based pressure transducer
US10709341B2 (en) 2012-11-21 2020-07-14 St. Jude Medical Luxembourg Holdings II S.a.r.l. Devices, systems, and methods for pulmonary arterial hypertension (PAH) assessment and treatment
US11406498B2 (en) * 2012-12-20 2022-08-09 Philips Image Guided Therapy Corporation Implant delivery system and implants
CN105007860B (zh) * 2013-01-08 2017-05-10 恩多斯潘有限公司 在植入期间支架移植物迁移的最小化
US10583231B2 (en) 2013-03-13 2020-03-10 Magenta Medical Ltd. Blood pump
US20140276110A1 (en) 2013-03-14 2014-09-18 Volcano Corporation Imaging guidewire system with flow visualization
AU2014246836A1 (en) 2013-03-14 2015-10-01 Cardioart Technologies Ltd. System and method for personalized hemodynamics modeling and monitoring
US9179846B2 (en) 2013-03-15 2015-11-10 Pacesetter, Inc. Method and system for characterizing cardiac function based on dynamic impedance
US9198908B2 (en) 2013-03-15 2015-12-01 St. Jude Medical Luxembourg Holdings Ii S.A.R.L. (“Sjm Lux Ii”) Methods for the treatment of cardiovascular conditions
WO2014145531A2 (en) 2013-03-15 2014-09-18 Cardiomems, Inc. Ambulatory sensing system and associated methods
US10231701B2 (en) 2013-03-15 2019-03-19 Provisio Medical, Inc. Distance, diameter and area determining device
AU2014275484B2 (en) 2013-03-15 2018-12-20 Endotronix, Inc. Pressure sensing implant
WO2014144674A1 (en) * 2013-03-15 2014-09-18 Senseonics, Incorporated Mini flat antenna system
WO2014152260A1 (en) 2013-03-15 2014-09-25 Nilus Medical, Llc Hemodynamic monitoring device and methods of using same
US9675257B2 (en) 2013-03-15 2017-06-13 3Dt Holdings, Llc Impedance devices and methods to use the same to obtain luminal organ measurements
US20140288459A1 (en) 2013-03-25 2014-09-25 Cardiomems, Inc. Ventricular shunt system and method
US10205488B2 (en) 2013-04-18 2019-02-12 Vectorious Medical Technologies Ltd. Low-power high-accuracy clock harvesting in inductive coupling systems
WO2014170771A1 (en) 2013-04-18 2014-10-23 Vectorious Medical Technologies Ltd. Remotely powered sensory implant
US10219724B2 (en) 2013-05-02 2019-03-05 VS Medtech, Inc. Systems and methods for measuring and characterizing interior surfaces of luminal structures
US20140330143A1 (en) 2013-05-03 2014-11-06 Cardiomems, Inc. Method and system for treating cardiovascular disease
US9848775B2 (en) 2013-05-22 2017-12-26 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Passive and wireless pressure sensor
US10335042B2 (en) 2013-06-28 2019-07-02 Cardiovascular Systems, Inc. Methods, devices and systems for sensing, measuring and/or characterizing vessel and/or lesion compliance and/or elastance changes during vascular procedures
WO2015017420A1 (en) 2013-07-29 2015-02-05 The Regents Of The University Of Michigan Evaluating cardiovascular health using intravascular volume
CN105792747A (zh) 2013-11-18 2016-07-20 火山公司 跟踪腔内导管
US9878080B2 (en) 2014-01-14 2018-01-30 CardioFlow Technologies, LLC Apparatus and methods for optimizing intra cardiac filling pressures, heart rate, and cardiac output
WO2015109028A1 (en) 2014-01-14 2015-07-23 Kaiser Daniel Walter Apparatus and methods for optimizing intra cardiac filling pressures, heart rate, and cardiac output
WO2015108957A1 (en) 2014-01-14 2015-07-23 Volcano Corporation Systems for improving an av access site
US9986938B2 (en) 2014-02-25 2018-06-05 Medis Associated B.V. Method and device for determining a geometrical parameter of a blood vessel
US20170113059A1 (en) * 2014-04-11 2017-04-27 Wristspace, Llc Wrist worn sensor
US10610292B2 (en) 2014-04-25 2020-04-07 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Devices, systems, and methods for monitoring and/or controlling deployment of a neuromodulation element within a body lumen and related technology
EP3136966B1 (en) 2014-05-02 2019-01-23 Koninklijke Philips N.V. Device for assessing intravascular pressure
US10039455B2 (en) 2014-05-19 2018-08-07 Qualcomm Incorporated Continuous calibration of a blood pressure measurement device
EP3148603B1 (en) 2014-05-26 2018-01-10 Neurescue ApS A device for providing resuscitation or suspended state in cardiac arrest
US9901722B2 (en) 2014-06-01 2018-02-27 White Swell Medical Ltd System and method for treatment of pulmonary edema
CA2944147A1 (en) 2014-06-06 2015-12-10 Dexcom, Inc. Fault discrimination and responsive processing based on data and context
US20160000403A1 (en) 2014-07-03 2016-01-07 Dvx, Llc Method and Apparatus for Monitoring Cardiac Output
US10265024B2 (en) 2014-07-26 2019-04-23 Salutron, Inc. Sensor system for heart rate measurement per axis of shared orientation
US10736551B2 (en) 2014-08-11 2020-08-11 The Board Of Trustees Of The University Of Illinois Epidermal photonic systems and methods
EP3182930B1 (en) * 2014-08-18 2020-09-23 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Sensors for prosthetic heart devices
US9668700B2 (en) 2014-09-09 2017-06-06 Heartflow, Inc. Method and system for quantifying limitations in coronary artery blood flow during physical activity in patients with coronary artery disease
US10512449B2 (en) 2014-09-19 2019-12-24 Volcano Corporation Intravascular device for vessel measurement and associated systems, devices, and methods
US10368775B2 (en) 2014-10-01 2019-08-06 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems and methods for evaluating neuromodulation therapy via hemodynamic responses
WO2016075590A1 (en) 2014-11-14 2016-05-19 Koninklijke Philips N.V. Percutaneous coronary intervention (pci) planning interface and associated devices, systems, and methods
CN106999155A (zh) 2014-12-10 2017-08-01 皇家飞利浦有限公司 用于支架中再狭窄预测的设备、系统和方法
US10194808B1 (en) 2014-12-29 2019-02-05 Verily Life Sciences Llc Correlated hemodynamic measurements
US9629560B2 (en) 2015-04-06 2017-04-25 Thomas Jefferson University Implantable vital sign sensor
US10874349B2 (en) 2015-05-07 2020-12-29 Vectorious Medical Technologies Ltd. Deploying and fixating an implant across an organ wall
US10080528B2 (en) 2015-05-19 2018-09-25 Google Llc Optical central venous pressure measurement
JP6582199B2 (ja) 2015-05-25 2019-10-02 セイコーエプソン株式会社 血圧計測装置及び血圧計測方法
WO2016196412A1 (en) 2015-05-30 2016-12-08 CardioFlow Technologies, LLC Apparatus and methods for optimizing intra-cardiac filling pressures through controlled regurgitation
US11039813B2 (en) 2015-08-03 2021-06-22 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Devices and methods for measurement of Vena Cava dimensions, pressure and oxygen saturation
EP3135186B1 (en) 2015-08-28 2020-09-30 Heraeus Deutschland GmbH & Co. KG Implantable sensor
US9996712B2 (en) 2015-09-02 2018-06-12 Endotronix, Inc. Self test device and method for wireless sensor reader
EP3359021B1 (en) 2015-10-08 2019-07-31 Briteseed, LLC System for determining vessel size
US10236084B2 (en) 2015-11-10 2019-03-19 Heartflow, Inc. Systems and methods for anatomical modeling using information obtained from a medical procedure
US20170238819A1 (en) 2016-02-18 2017-08-24 Garmin Switzerland Gmbh System and method to determine blood pressure
US10213117B2 (en) 2016-02-18 2019-02-26 Qualcomm Incorporated Blood pressure estimation based on pulse wave velocity
WO2017148877A1 (en) 2016-03-04 2017-09-08 Koninklijke Philips N.V. Apparatus for vessel characterization
EP3432788B1 (en) 2016-03-23 2023-11-22 Koninklijke Philips N.V. Blood pressure monitor
GB2548626A (en) 2016-03-24 2017-09-27 Imp Innovations Ltd A method and an apparatus for determining haemodynamic status
US20190110696A1 (en) 2016-03-31 2019-04-18 Designplex Biomedical, Llc Vascular monitoring system
WO2017172864A1 (en) 2016-04-01 2017-10-05 Cardiac Pacemakers, Inc. Detection of worsening heart failure
EP3435862A1 (en) 2016-04-01 2019-02-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for detecting worsening heart failure
EP3435847A1 (en) 2016-04-01 2019-02-06 Cardiac Pacemakers, Inc. Alert management for physiological event detection
JP2019514653A (ja) 2016-04-27 2019-06-06 ラディアル メディカル, インク.Radial Medical, Inc. 適応型圧迫治療システム及び方法
AU2017257508B2 (en) 2016-04-29 2021-10-14 Artio Medical, Inc. Conduit tips and systems and methods for use
CN109152541A (zh) 2016-05-20 2019-01-04 皇家飞利浦有限公司 使用脉管内压力测量和外部超声成像来确定脉搏波速度以及相关联的设备、系统和方法
EP3457911A1 (en) 2016-05-20 2019-03-27 Koninklijke Philips N.V. Devices and methods for determining pulse wave velocity based on changes in vessel diameter
JP2019516477A (ja) 2016-05-20 2019-06-20 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 血管内圧及び断面内腔測定に基づく腎デナベーションのための患者層別化デバイス及び方法
US11813044B2 (en) 2016-06-14 2023-11-14 Koninklijke Philips N.V. Device and method for non-invasive assessment of maximum arterial compliance
US10856840B2 (en) 2016-06-20 2020-12-08 Butterfly Network, Inc. Universal ultrasound device and related apparatus and methods
EP3484353B1 (en) 2016-07-12 2020-09-09 GraftWorx, Inc. System for measuring blood flow parameters in a blood vessel having an endovascular prosthesis
EP3496606A1 (en) 2016-08-11 2019-06-19 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Systems and methods for patient fluid management
US10240994B1 (en) 2016-08-26 2019-03-26 W. L. Gore & Associates, Inc. Wireless cylindrical shell passive LC sensor
EP3509480A4 (en) 2016-09-06 2020-04-15 Axion Biosystems, Inc. DEVICES AND METHODS FOR REPAIRING THE DAMAGE TO A NERV
EP3531914A4 (en) 2016-10-25 2020-04-15 The Regents of The University of Michigan PERIPHERAL VASCULAR RESISTANCE ESTIMATION USING A PIEZOELECTRIC MINISENSOR
EP3725214A1 (en) 2016-11-29 2020-10-21 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Wireless resonant circuit and variable inductance vascular implants for monitoring patient vasculature system
WO2018150314A1 (en) 2017-02-15 2018-08-23 St. Jude Medical International Holding S.À R.L Catheter tip force sensor
CA3053497A1 (en) 2017-02-24 2018-08-30 Endotronix, Inc. Wireless sensor reader assembly
WO2018187582A1 (en) 2017-04-05 2018-10-11 Medtronic Vascular Inc. Sizing catheters, methods of sizing anatomies and methods of selecting a prosthesis for implantation
US11779238B2 (en) 2017-05-31 2023-10-10 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable sensors for vascular monitoring
US11944495B2 (en) 2017-05-31 2024-04-02 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable ultrasonic vascular sensor
US11317873B2 (en) 2017-08-16 2022-05-03 Seiko Epson Corporation Biological analysis device, biological analysis method, and program
US11116414B2 (en) 2017-08-16 2021-09-14 Seiko Epson Corporation Biological analysis device, biological analysis method, and program
US10952681B2 (en) 2017-09-05 2021-03-23 Medtronic, Inc. Differentiation of heart failure risk scores for heart failure monitoring
WO2019051108A1 (en) 2017-09-06 2019-03-14 Marc Zemel MACHINE READABLE METHODS, DEVICES AND PROGRAMS FOR MEASURING ARTERIAL VOLTAGE WITHOUT CUFF
CA3070482A1 (en) 2017-09-07 2019-03-14 Butterfly Network, Inc. Wrist bound ultrasound-on-a-chip device
US11534107B2 (en) 2017-09-20 2022-12-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Systems and methods for therapy titration in heart failure
DE102017122820A1 (de) 2017-09-29 2019-04-04 Biotronik Ag Implantat mit Sensoranordnung
US10898720B2 (en) 2017-10-17 2021-01-26 Medtronic, Inc. Impedance sensing

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2009542421A (ja) * 2006-07-07 2009-12-03 アンソニー・ヌネズ 内部人工装具インプラントをモニターするための方法及びシステム
US20080077016A1 (en) * 2006-09-22 2008-03-27 Integrated Sensing Systems, Inc. Monitoring system having implantable inductive sensor
WO2016131020A1 (en) * 2015-02-12 2016-08-18 Foundry Innovation & Research 1, Ltd. Implantable devices and related methods for heart failure monitoring

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2021201528A1 (ko) * 2020-03-30 2021-10-07 울산과학기술원 생체 정보 측정 시스템 및 방법
KR20210122156A (ko) * 2020-03-30 2021-10-08 울산과학기술원 생체 정보 측정 시스템 및 방법
US11918320B2 (en) 2020-03-30 2024-03-05 Unist (Ulsan National Institute Of Science And Technology Biometric information measurement system and method
KR20220000063A (ko) * 2020-06-25 2022-01-03 아주대학교산학협력단 의료기기용 확장부재의 측정 시스템 및 그 방법

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