(57)【要約】  体内で使用するためのインプラントデバイス１２は、データソースと、外部通信システムとの後方散乱通信のための非自己共振アンテナを備える。非自己共振アンテナは、インプラントデバイス１２が使用されているときに間隔があくように構成されている２つの導電性パッチ１６を含む少なくとも２つの電極１６を備える。インプラントデバイス１２は、それにより、データソースから外部通信システムにデータを送信するために非自己共振アンテナの後方散乱特性を制御するように構成されている。インプラントデバイス１２は、非自己共振アンテナの後方散乱特性が、体組織１８を介して少なくとも２つの電極１６を結合することと、導電性経路を介して少なくとも２つの電極１６を結合することとを切り替えることにより、非自己共振アンテナのインピーダンスを変化させるように構成されている電気スイッチを含む１つ以上の電気スイッチ１４により制御されるように構成されている。【選択図】図２
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
体内で使用するためのインプラントデバイスであって、前記インプラントデバイスが、
データソースと、
外部通信システムとの後方散乱通信のための非自己共振アンテナと、備え、
前記非自己共振アンテナが、前記インプラントデバイスが使用されているときに間隔があくように構成されている２つの導電性パッチを含む少なくとも２つの電極を備え、
前記インプラントデバイスが、それにより、データソースから外部通信システムにデータを送信するために非自己共振アンテナの後方散乱特性を制御するように構成されており、
前記インプラントデバイスが、非自己共振アンテナの後方散乱特性が、体組織を介して少なくとも２つの電極を結合することと、導電性経路を介して少なくとも２つの電極を結合することとを切り替えることにより、非自己共振アンテナのインピーダンスを変化させるように構成されている電気スイッチを含む１つ以上の電気スイッチにより制御されるように構成されている、インプラントデバイス。
【請求項２】
前記電極間の間隔が、５ｍｍから３５ｍｍの範囲にある、請求項１に記載のインプラントデバイス。
【請求項３】
前記体組織と前記電極との間にギャップを提供するための生体適合性非導電性材料の層を含む、請求項１または２に記載のインプラントデバイス。
【請求項４】
前記生体適合性非導電性材料の層が、前記インプラントデバイス外の周りのシェルにより提供される、請求項３に記載のインプラントデバイス。
【請求項５】
前記層が、約０．５ｍｍの厚さなどの１ｍｍ以下の厚さを有する、請求項３または４に記載のインプラントデバイス。
【請求項６】
前記導電性パッチの少なくとも１つが、導電性材料の管の形をとる、請求項１から５のいずれか一項に記載のインプラントデバイス。
【請求項７】
前記導電性パッチが、より大きな非導電性管上の２つの導電性管により提供される、請求項６に記載のインプラントデバイス。
【請求項８】
前記導電性パッチを形成する導電性管が、３ｍｍから１５ｍｍの範囲の直径と導電性管の軸に沿った３ｍｍから６ｍｍの範囲の長さを有する、請求項６または７に記載のインプラントデバイス。
【請求項９】
前記導電性パッチが、円板形パッチまたは球面断片により提供されるパッチの１つ以上により提供される、請求項１から６のいずれか一項に記載のインプラントデバイス。
【請求項１０】
前記アンテナの後方散乱特性が、前記アンテナの負荷および／または形状を変化させる１つ以上の電気スイッチにより制御され、前記デバイスが、複数の電気スイッチと、アンテナの後方散乱特性への異なる影響を有するフィルターを備えていて、そのため、後方散乱信号に対して２つを超える異なる状態を可能にする、請求項１から９のいずれか一項に記載のインプラントデバイス。
【請求項１１】
前記インプラントデバイスが、医療用インプラントデバイスであり、医療用データを集めるための１つ以上のセンサーを含む、請求項１から１０のいずれか一項に記載のインプラントデバイス。
【請求項１２】
前記１つ以上のセンサーが、データソースから外部通信システムに送信されるデータを生成するために使用される情報を提供するためにデータソースに接続されている、請求項１１に記載のインプラントデバイス。
【請求項１３】
前記データソースおよび／または前記インプラントデバイスの１つ以上のセンサーが、バッテリーまたは別の無線電力伝送システムにより給電される、請求項１１または１２に記載のインプラントデバイス。
【請求項１４】
前記インプラントデバイスが、インプラントアンテナを使用したデータの後方散乱通信中にインプラントアンテナの無線電力伝送がないように構成されている、請求項１から１３のいずれか一項に記載のインプラントデバイス。
【請求項１５】
前記データソースが、前記アンテナの前記後方散乱特性を制御するためのデータ信号を提供し、それにより前記データソースから前記外部通信システムにデータを送信するように構成されている、請求項１から１４のいずれか一項に記載のインプラントデバイス。
【請求項１６】
第１のインプラントデバイスとしての請求項１から１５のいずれか一項に記載のインプラントデバイスと、前記第１のインプラントデバイスと通信するように構成された第２のインプラントデバイスとの組合せ。
【請求項１７】
請求項１から１５のいずれか一項に記載のインプラントデバイスと、送信機から前記インプラントデバイスに向けて電磁波を送信し、前記インプラントデバイスからの後方散乱信号を受信機で受信するように構成されている外部通信システムとの組合せ。
【請求項１８】
前記電磁波が、医療用インプラントでの使用に認可された周波数の電波である、請求項１７に記載の組合せ。
【請求項１９】
前記送信機が、体アンテナを備えている、請求項１７または１８に記載の組合せ。
【請求項２０】
前記インプラントデバイスに向けて電磁波を送信するために、一緒に作用する体の複数の位置に複数の送信アンテナを含む、請求項１９に記載の組合せ。
【請求項２１】
前記外部通信システムが、受信機でヌル結合信号を作成するために複数の送信アンテナを使用することにより、送信アンテナによる受信アンテナでの結合電力の量を減少させ、前記信号を干渉比まで増大させるように構成されている、請求項２０に記載の組合せ。
【請求項２２】
請求項１から２１のいずれか一項に記載のインプラントデバイスまたは組合せの使用。
【請求項２３】
前記インプラントデバイスの患者への埋め込み、または挿入、体外にある外部通信システムからデバイスに向けて電磁波を送信すること、それにより、アンテナからの後方散乱信号を使用してデータソースからデータを送信するためにアンテナの後方散乱特性を制御すること、および外部通信システムで後方散乱信号を受信することを含む、請求項２２に記載の使用。
【請求項２４】
前記インプラントデバイスを使用して患者の体内の１つ以上の位置で医療情報を集めること、および次いで体外のこの情報を外部通信システムとの後方散乱通信を介して送信することを含む、請求項２３に記載の使用。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、体内からの無線通信のために構成された医療用インプラント、およびインプラントとの通信のためのシステム、ならびに関連方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
医療用インプラントは、体についての情報を集め、種々の状況で体と相互作用するために使用される。例えば、カプセル内視鏡は、消化器系内で画像を集めるため、ならびにサンプルを得たり、薬物を送達したりするために使用され、神経補綴システムは、脳と外部デバイスをリンクし、脳と電気信号を交換し、心臓ペースメーカーまたはリードレス心臓ペースメーカーは、心拍を同期させるために使用され、体内に保持されるか体を通過することに依存する種々の他のデバイスが提案されている。これらのすべての医療用インプラントデバイスにとって、体外または体内の他のデバイスとの無線通信が可能であれば、利点がある。これは、インプラントの無線制御またはプログラミング、例えば、カメラ、温度センサー、血液監視センサーなどのセンサーからのデータ送信などのためであってもよい。
【０００３】
一般的なデータ転送速度と体表面下のインプラントの深度を以下の表に示す。これらの範囲の無線データ送信は、インプラントの完全な無線操作を可能にするために非常に望ましい。実際、一部のアプリケーションでは、体外からインプラントへの有線接続は不可能であり、（神経補綴の一部の症例で使用されるように）体表面により近い別の埋込送信デバイスへの有線リンクは困難であるだけでなく不便である。
【０００４】
【表１】
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【０００５】
体外からインプラントデバイスの位置への完全な無線接続にとって、最小のデータ転送速度の必要性と体組織の深度の両方により課題が発生する可能性がある。
【０００６】
先行技術では、無線通信機能およびまた無線電力伝送を備えたインプラントデバイスが提案されてきた。例えば、米国特許出願公開第２０１３／０２１５９７９号明細書は、体の外部からインプラントデバイスへの電力とデータの同時転送のための方法を記載している。インプラントデバイスの回路は、外部のＲＦ信号からの電力回収のために使用され、インプラントから外部デバイスへの後方散乱通信が可能である。データ信号を外部デバイスに戻して送信するために負荷変調が提案されている。充電用ＲＦ信号の一部が後方散乱通信のために使用され、残りが無線電力伝送のために使用される。
【０００７】
米国特許出願公開第２０１４／００５５０８８号明細書は、インプラントデバイスの無線充電のための方法を記載している。通信コイルからの後方散乱が、効率的な充電のための最良の周波数を示すために使用される。したがって、外部送信機は、後方散乱情報を使用する基本的なフィードバック機構に基づいて、無線電力伝送のためのその周波数を調整することができる。
【０００８】
米国特許出願公開第２０１４／００８４８５５号明細書は、インプラントへの無線電力伝送とデータ送信（外部からインプラントへ）を説明している。後方散乱信号は、インプラントのインピーダンス整合装置を制御するためか、または外部デバイスの周波数を変化させるために、外部システムで受信され、処理される。両方の場合に、最大の無線電力伝送を得るために、これが行われる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００９】
【特許文献１】米国特許出願公開第２０１３／０２１５９７９号明細書
【特許文献２】米国特許出願公開第２０１４／００５５０８８号明細書
【特許文献３】米国特許出願公開第２０１４／００８４８５５号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１０】
これらの既存のデバイスは、データ転送速度のための理想的な要件を完全に満たすことができず、体に十分深く侵入することもできない。同時にインプラントデバイスの内部電源の過度の使用を避けながら、医療用インプラントと通信するためのより効果的な方法、特に、通信が効果的である体組織の可能な深度を増大させるためのより効果的な方法が必要である。体内のより深い場所のインプラントデバイスと確実に通信する機能により、医療用インプラントの無線データ送信の有用性が大幅に向上するであろう。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
第１の態様から見ると、本発明は、体内で使用するためのインプラントデバイスであって、データソースと、外部通信システムとの後方散乱通信のための非自己共振アンテナであってインプラントデバイスが使用されているときに間隔があくように構成されている２つの導電性パッチを含む少なくとも２つの電極を備える非自己共振アンテナとを備え、それにより、データソースから外部通信システムにデータを送信するために非自己共振アンテナの後方散乱特性を制御するように構成されており、非自己共振アンテナの後方散乱特性が、体組織を介して少なくとも２つの電極を結合することと、導電性経路を介して少なくとも２つの電極を結合することとを切り替えることにより、非自己共振アンテナのインピーダンスを変化させるように構成されている電気スイッチを含む１つ以上の電気スイッチにより制御されるように構成されているインプラントデバイスを提供する。
【００１２】
この特徴の組合せにより、非自己共振アンテナは、インプラントデバイスから要求される非常に低い電力で制御でき、アンテナインピーダンスが大きく変化する可能性があり、これにより、外部の送信機/受信機システムとの効果的な後方散乱通信が可能になり、これには通常、体外のアンテナが含まれる。非自己共振アンテナを使用することにより、大きなレーダー断面積（ＲＣＳ）が可能になるため、効率的な後方散乱性能が可能になる。スイッチは、周囲の体組織がアンテナの実効インピーダンスに影響を与える程度を変化させることにより非自己共振アンテナのインピーダンスを変化させる。したがって、スイッチは、体組織がアンテナ回路内のカップリングの主要部分となるように開くことができ、または、体組織は、導電性経路と「平行」にアンテナ回路内にのみあるため、スイッチは、２つのパッチが導電性経路により結合し、体組織の影響が最小になるように閉じることができる。このアプローチと間隔をあけた２つのパッチアンテナの使用により、インプラントデバイスの電力の最小の使用で後方散乱特性を大幅に変化させることが可能になる。
【００１３】
第１の態様のアンテナは、非自己共振アンテナである。本明細書において、自己共振とは、アンテナの構造と形状が、（一般的なアンテナ方法論で使用されるように）共振をもたらすように設計されていることを意味する。非自己共振（例えば電極アンテナ）では、アンテナそれ自体に共振はないが、アンテナの周りの媒体インピーダンスが共振をもたらすことができる。非自己共振アンテナの動作には共振は不要な場合があり、代わりに、アンテナの動作は、インピーダンスの変化に基づいている場合がある。例示的な実施形態では、生体組織を含む導電性媒体で非自己共振アンテナが使用されると、導電性媒体内のアンテナの２つの電極間に電流経路が発生する可能性がある。電流経路は、生体環境まで延び、生体媒体に電流が分布するより大きな面積を生成する。面積のサイズはアンテナの物理的サイズよりもずっと大きい。これにより、アンテナの実効寸法と、したがって高効率化が実現される。自己共振アンテナを使用する先行技術では、アンテナ効率が、アンテナ形状の物理的サイズに制限されるが、第１の態様のような非自己共振アンテナでは、アンテナのより大きな実効寸法を使用することでアンテナ効率を上げることができる。
【００１４】
非自己共振アンテナと電気スイッチは、体組織のインピーダンスを有利に使用して、使用時には間隔があき体組織と接触する２つの電極を有する２部品アンテナにより非自己共振アンテナの後方散乱特性に影響を与える。電極間の間隔は、例えば、５ｍｍから３５ｍｍであり得る。
【００１５】
非自己共振アンテナは、非自己共振アンテナの主要部品を形成し得る電極として２つの導電性パッチを使用する。金属パッチを使用してもよい。２つの電極は、パッチの導電性材料またはポリマーコーティングなどの薄い生体適合性非導電性コーティングの介在層との直接組織接触を介してなど、体組織と接触するように構成することができる。生体適合性非導電性材料の層は、アンテナの体組織への結合におけるギャップを可能にすることができ、これは、アンテナの動作を強化することができる。層は、アンテナの周りに配置されたシェルなどのハウジングおよびインプラントデバイスの他の部品を介して提供されてもよい。ハウジングまたはコーティングは、インプラントデバイスをカプセル化し、それを密封して内部部品が体組織および体液に直接暴露されることから防ぐのに役立つことができる。これは、デバイスの安全性を高めたり、デバイスの残部の生体適合性材料の必要性を減らしたりすることもできる。層は、例えば、１ｍｍ以下の厚さ、例えば、約０．５ｍｍの厚さを有し得る。いくつかの例では、０．１ｍｍ以下の厚さのコーティングを使用してもよい。
【００１６】
非自己共振アンテナの後方散乱特性は、生体媒体（例えば体組織）を介して２つの電極を結合することと、導電性経路を介して２つの電極を結合することとを切り替えることにより、非自己共振アンテナのインピーダンスを変化させるように構成されている電気スイッチにより制御される。したがって、事実上、スイッチが開いていると、生体組織を介する結合により高インピーダンスが提供され、スイッチが閉じていると、スイッチを通る導電性経路により低（名目上はゼロ）インピーダンスが提供される。インピーダンスの大きな変動は、体表面または皮下に配置された受信アンテナにより識別することができる。反射の高効率は、大きなＲＣＳ、広帯域、広いインピーダンス変動により達成される。これは、低程度／中程度の送信機電力で深度最大１８ｃｍの広い読み取り範囲を生成することができる。１２Ｍｂｐｓの高データ速度が測定され、７０Ｍｂｐｓの可能性を実現できることが期待されている。
【００１７】
例のアンテナは、アンテナの２つの電極を提供する２つの導電性パッチを使用し、これらのパッチは、スイッチを介して選択的に結合される。導電性パッチは、種々の形をとることができる。それらは、パッチアンテナとみなされ得るため、コイルアンテナまたはループアンテナなどの他のアンテナとは異なるとみなされ得る。
【００１８】
導電性パッチは、１つの簡単な例では、体組織への取り付けのために構成されたパッチであってもよく、それにより、体組織への取り付けが、間隔をあけたパッチを固定するのに役立つ。次いで、スイッチは、体組織のインピーダンスが多かれ少なかれアンテナの実効インピーダンスに影響を与えるように、パッチ間に導電性経路を接続するかその接続を断ってもよい。
【００１９】
導電性パッチは、それらを体またはインプラントのハウジングなどのインプラントの一部に取り付けていることにより間隔があいてもよく、２つのパッチが、インプラントの長さに沿った異なる点にある。いくつかの例では、インプラントは、円筒管または他の任意の角柱形の管などの管状形を有し、２つの導電性パッチは、管に取り付けられ、管の長さに沿って間隔があいている。管は、カプセル内視鏡用など種々の目的のインプラントデバイス用の便利な形態である。
【００２０】
１つまたは両方の導電性パッチは、通常長方形または円板などの２次元形状を有してもよい。１つまたは両方の導電性パッチは、管、球断片（例えば半球）または曲線の回転面などのいくつかの他の３次元表面形状などの３次元形状を有してもよい。
【００２１】
一例では、インプラントデバイスは、インプラントの管状体などのインプラントの管上に有利に配置され得る２つの管形導電性パッチを備える。別の例では、インプラントデバイスは、１つの管形導電性パッチと円板または非管状の３次元形状（例えば半球などの球断片）などの異なる形状の１つのパッチを備える。この構成では、管導電性パッチと非管導電性パッチがインプラントの管、例えば管の平端に円板を備えた管、または管の丸端に半球または他の３次元形状を備えた管に配置されてもよい。
【００２２】
導電性パッチは、円筒管またはリングなどの導電性材料の管の形状をとってもよい。このような管を製造し取り扱うことは簡単であり、それらは、種々の方法で容易に体組織に挿入することができる。さらに、体内の管間の必要な距離を実現するために２つの導電性管（またはリング）をより大きな非導電性管に配置するだけでなく、切り替え部品と、おそらくインプラントデバイスの他の構成部分も収容する空間を確保することは容易である。上記のように、管に取り付けられた他の形状の２つの導電性パッチについても同じアプローチを使用することができる。例示的な実施形態では、２つの導電性パッチ間の距離（例えば２つの管間の距離）は、５０ｍｍ以下、任意に３５ｍｍ以下に制限される。導電性管間の距離は、少なくとも５ｍｍであり得、上記のように５ｍｍから３５ｍｍの範囲にあり得る。リングなどの円筒管を使用することができる。円筒管は、少なくとも３ｍｍ、任意に少なくとも４ｍｍ、いくつかの例では、３ｍｍから１５ｍｍの範囲の直径を有し得る。導電性管は、少なくとも１ｍｍ、任意に少なくとも３ｍｍ、いくつかの例では、その軸に沿った３ｍｍから６ｍｍの範囲の長さを有し得る。
【００２３】
インプラントデバイスは、後方散乱特性を制御するための１つ以上の切り替えデバイスを使用し、これらは、トランジスターなどの低電力電気切り替えデバイスであり得る。例えば、電界効果トランジスター（ＦＥＴ）、例えば、ＣＭＯＳ  ＦＥＴを使用することができる。一例では、トランジスターは、超低電力で有利に動作することができるＣＭＯＳ  ＭＭＩＣデバイスである。トランジスターの使用は、アンテナの後方散乱特性を変化させるための低電力法を提供する。
【００２４】
インプラントデバイスの内部電源は、電気スイッチを制御するだけでなくデータソースも給電するための使用することができる。この内部電源は、バッテリーであり得、必要に応じて、それは、後方散乱通信のために使用されたアンテナと同じアンテナを使用できる無線電力伝送システムであり得る。インプラントデバイスは、好ましくは、後方散乱通信中にアンテナから電力を取らず、これは、アンテナが、最大反射および、したがって外部通信システムとの後方散乱通信の最大範囲に対して最適化することができる。実際、データのサイクル（０または１）は、電力回収のために使用することができ、他のサイクルは、データ送信のために使用することができる。
【００２５】
複数の電気スイッチと、アンテナの後方散乱特性への異なる影響を有するフィルターが可能であるため、後方散乱信号に対して２つを超える異なる状態を可能にする。これにより、より複雑なデータ転送とより高いデータ速度が可能になり得る。本方法は、複数の周波数で高データ速度を減らすことにより、マルチバンドデータ通信の周波数分割多重化（ＦＤＭ）と同様になる。さらに、スイッチとフィルターの組合せにより、無線電力伝送とデータ転送の経路を分離することができる。複数の周波数を使用する場合、外部デバイスは、対象の複数の周波数で送信する必要がある。
【００２６】
インプラントデバイスは、好ましくは、医療用インプラントデバイスであり、それは、医療診断方法の用途などの医療用データまたは医学研究用データを集めるためのセンサーを含むことができる。センサーは、好ましくは、データソースから外部通信システムに送信されるデータを生成するために使用される情報を提供するためにデータソースに接続される。インプラントデバイスは、追加的に、コンピュータプロセッサーおよび／またはデータ記憶用メモリなどの追加のデータ処理デバイスを含むことができる。
【００２７】
上記のように、先行技術では、後方散乱通信と無線電力伝送とを組み合わせることが提案されている。アンテナは、送信されたエネルギーの一部、多くの場合、大部分を必ず吸収するため、無線電力伝送を使用することにより、体内の後方散乱範囲が減少する。本アンテナでは、後方散乱通信構成の設計は、最大反射および、したがってエネルギーの最小吸収であり、インプラントデバイスは、好ましくは、後方散乱通信のためにアンテナに入射するエネルギーをできるだけ多く使用するように構成される。インプラントデバイスは、アンテナを介するデータ通信中に無線電力伝送がないように構成することができる。場合によっては後方散乱通信が実行されていないときに無線電力伝送を別に使用することができるが、必要に応じた無線電力伝送はない。
【００２８】
インプラントのデータソースまたはセンサーは、独自のバッテリーまたは別の無線電力伝送システムを有することができる。データソースは、アンテナの後方散乱特性を制御するためのデータ信号を提供し、それによりデータソースから外部通信システムにデータを送信するように構成することができる。好ましくは、これは、低電力データ信号であり、これにより、インプラントデバイスのための最大寿命を保証する。インプラントデバイスの所要電力を最小化することにより、後方散乱通信の高データ速度を可能にすると同時にデバイスの寿命が最大化される。
【００２９】
インプラントデバイスは、第２のインプラントデバイスと通信するために使用することができるため、第１のインプラントデバイスと第２のインプラントデバイスとの間のデータ転送が可能であり、第２のインプラントデバイスは、インプラントデバイスに向けて電磁波を有利に送信し、インプラントデバイスから後方散乱信号を受信するように構成されている。
【００３０】
代替的または追加的に、インプラントデバイスは、インプラントデバイスと相互作用してインプラントデバイスからデータを受信する外部通信システムと組み合わせて提供することができる。例えば、これは患者についての医療データを集めるためのシステムと関連し得る。
【００３１】
外部通信システムは、インプラントデバイスに向けて電磁波を送信し、インプラントデバイスから後方散乱信号を受信すうように構成することができる。これは、送信機と受信機の両方として機能する単一アンテナを使用して実施可能であるが、好ましくは、外部通信システムは、別の送信機と受信機を含む。複数のアンテナを使用する理由の１つは、受信機の飽和を防ぐために送信アンテナと受信アンテナとの間の結合を減少させることである。これにより、受信機は、比較的弱い後方散乱信号を受信するために全ダイナミックレンジで動作することができる。さらに、マルチパス伝搬の場合、バイスタティック（二重アンテナ）またはマルチスタティック（複数アンテナ）構成を使用すると、これは、深い信号フェージングの可能性を排除するため、モノスタティック（単一アンテナ）構成よりも性能が良い。
【００３２】
電磁波は、電波であり得、特に、医療用インプラントで使用するために指定された周波数であり得る。このような周波数は、生体組織でのそれらの利用可能性と損失特性に基づいて選択される。４００ＭＨｚ、６００ＭＨｚ、８００ＭＨｚおよび１４００ＭＨｚの工業・科学・医療（ＩＳＭ）の周波数帯域および医療用インプラント通信サービス（ＭＩＣＳ）が、医療用インプラントとの無線通信に使用され、したがって、外部通信システムは、これらの周波数のうちの１つを使用することができる。非自己共振アンテナの挙動により、直流から１５００ＭＨｚまでの任意の周波数が、インプラントから外部通信システムへの通信を可能にすると期待される。
【００３３】
送信機は、送信アンテナとして体内アンテナを備えることができる。これは、インプラントデバイスに向けた任意の効率的な送信アンテナの構成であり得る。インプラントデバイスに向けて電磁波を送信するために、一緒に作用する複数の位置に複数の送信アンテナが可能である。種々の位置で複数のアンテナを使用することにより、体表面での過度のレベルの電磁放射を避けながら医療用インプラントデバイスの信号強度を最大化することができるため、患者の放射線への暴露の限度を超えずに後方散乱通信のための電位範囲を拡大することができる。さらに、体表面の複数のアンテナは、直交構成に配置されて偏波ダイバーシティーを実現できるため、受信信号は、インプラントの向きにあまり依存しない。これは、カプセルが消化管内を移動するカプセル内視鏡などの用途に必須であり、それは、外部アンテナに対して向きが異なる場合がある。
【００３４】
送信アンテナは、皮膚に直接接触しないように分離ギャップとともに体に直接配置されてもよい。代替的または追加的に、整合層がアンテナと皮膚との間に配置されてもよい。整合層は、水または水性の誘電材料などの低損失誘電材料を含んでもよい。整合層の使用により、体の比吸収率（ＳＡＲ）が低下し、放射により発生した熱が散逸し得る。
【００３５】
いくつかの実施形態では、外部通信システムは、受信機でヌル結合信号を作成するために複数の送信アンテナを使用することにより、送信アンテナによる受信アンテナでの結合電力の量を減少させるように構成することができる。これは、非常に弱い後方散乱信号でも、受信機で回復できることを意味する。
【００３６】
本発明は、さらに、例えば、患者についての医療情報を集めるため、または患者を治療するために、第１の態様のようなインプラントデバイスの使用に及ぶ。インプラントデバイスは、上記他の特徴のいずれかを含んでもよい。
【００３７】
インプラントデバイスの使用は、インプラントデバイスの患者への埋め込み、または挿入、体外にある外部通信システムからデバイスに向けて電磁波を送信すること、それにより、アンテナからの後方散乱信号を使用してデータソースからデータを送信するためにアンテナの後方散乱特性を制御すること、および外部通信システムで後方散乱信号を受信することを含むことができる。
【００３８】
必要に応じて、デバイスの使用は、インプラントデバイスを使用して患者の体内の１つ以上の位置で医療情報を集めること、および次いで体外のこの情報を外部通信システムとの後方散乱通信を介して送信することを含むことができる。デバイスの使用は、さらに、上記のように、後方散乱信号を介してスイッチによりデータを送信するためにアンテナの後方散乱特性を制御することを含むことができる。
【００３９】
次に、添付図面を参照して本発明の特定の好ましい実施形態を例としてのみ説明する。
【図面の簡単な説明】
【００４０】
【図１】いくつかの生体組織の導電率対周波数を示すグラフである。
【図２】非自己共振アンテナとしてのガルバニ電極の構成を示す図である。
【図３】図２のスイッチの動作を表す回路モデルを示す図である。
【図４Ａ】インプラントデバイスの種々の構成、特にアンテナの電極を提供する導電性パッチの構成を示す図である。
【図４Ｂ】インプラントデバイスの種々の構成、特にアンテナの電極を提供する導電性パッチの構成を示す図である。
【図４Ｃ】インプラントデバイスの種々の構成、特にアンテナの電極を提供する導電性パッチの構成を示す図である。
【図４Ｄ】インプラントデバイスの種々の構成、特にアンテナの電極を提供する導電性パッチの構成を示す図である。
【図４Ｅ】インプラントデバイスの種々の構成、特にアンテナの電極を提供する導電性パッチの構成を示す図である。
【図５】周波数に対してプロットされた後方散乱信号レベルのテスト結果を示す図である。
【図６】４５５ＭＨｚでの種々のカプセルサイズ２５ｍｍ、１５ｍｍ、５ｍｍについての後方散乱信号レベル対深度を示す図である。
【図７】深度９ｃｍのインプラントカプセルで送信された周期信号をテストするためのスペクトラムアナライザーでの後方散乱信号を示す図である。
【図８】同じテストのＵＳＲＰスペクトラムアナライザーの測定値を示す図である。
【図９】図８のテストから復号されたデータ信号を示す図である。
【図１０】１７ｃｍの深度でのインプラントカプセルの同様のテストのスペクトラムアナライザーの測定値を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００４１】
好ましい実施形態は、後方散乱通信のための非自己共振アンテナを備えたインプラントデバイス、ならびにインプラントデバイスからデータを受信するための外部通信システムに関する。インプラントデバイスは、医療用インプラント通信用の無線後方散乱データ接続の新たな技術を生じる。提案された人体後方散乱通信（ＨＢＢＣ）は、組織の損失とインプラントアンテナの性能低下により、通常の後方散乱通信とＲＦＩＤ技術が妨げられる導電性媒体に適している。後方散乱技術と同様に、我々のアプローチは、インプラントと物理的空間の消費電力を節約できるインプラントデバイスから送信機を除去する。リモートリーダーは、ＲＦエネルギーを送信し、インプラントのデータソースにより変調される情報信号を読み取るために使用される。従来の無線通信では、このアプローチを使用すると、完全な送信機の連鎖の代わりにスイッチ回路を使用するため、通信のためのインプラントの消費電力は、数ミリワットから数ナノワットに減少する。したがって、高データ速度と長寿命の接続が、小型のインプラントデバイスで保証される。
【００４２】
我々の独自の技術は、導電性媒体で効果的に機能する非共振アンテナに基づいている。非共振アンテナは、共振アンテナと比較して、導電性媒体の超高効率と超広帯域性能を提供することができる。したがって、非共振アンテナを使用したリンクバジェットは、共振ベースアンテナより性能が大幅に良い。我々は、アンテナインピーダンス同調のためのアンテナの周りの媒体のインピーダンスを実現し、後方散乱法では、インプラントのデータ信号とスイッチを使用して媒体のインピーダンスが変化する。
【００４３】
インプラントの深度が１８ｃｍを超える場合、リモートリーダーの中程度の送信機の電力レベル（１００ミリワット）で低速から高速（最大７０Ｍｂｐｓの可能性）の信頼性のあるデータ接続が可能になる。したがって、高深度接続のためにシステムを実現することができる。我々の新たなアプローチでは、インプラントのサイズを５ｍｍまで小さくすることができ、短距離の場合は、より小さく（１ｍｍ）することができる。本方法は、無線心臓ペースメーカー、無線カプセル内視鏡法（ＷＣＥ）および体内無線センサーネットワークで可能性のあるアプリケーションを伴うインプラントからインプラントへの、またはインプラントから外部の体への通信シナリオのために使用することができる。
【００４４】
通常の無線後方散乱通信とＲＦＩＤ技術は、リモートリーダーがＥＭ波を送信する自由空間で使用され、タグデバイスの共振アンテナ構造で受信された信号は、変調され、信号は、波伝搬チャネルで再送信される。タグデバイスのスイッチ回路は、信号変調を行う。リモートリーダーは、データ検出のために波反射を変調する。タグ共振での動作は、アンテナレーダーの断面積（ＲＣＳ）を増やし、適切な後方散乱リンクバジェットを提供するために不可欠である。タグアンテナのサイズは、システムの性能に重要な役割を果たし、アンテナの電気サイズを共振長（λ／４）から小さくすることにより、スキームの効率が低下する。
【００４５】
従来の後方散乱法とＲＦＩＤ法の使用は、センシング目的の表面の医療用インプラント通信に適している。このアプリケーションでは、通信範囲は小さく（１ｃｍから３ｃｍ）、データ速度は数ｋｂｐｓに制限される。主要な制限は、小さい（＜３０ｍｍ）必要があるインプラントのサイズと周波数とともに増える生体組織の周波数依存性損失にある。これは、ＭＨｚ周波数範囲（＜１５００ＭＨｚ）の使用を強いる。したがって、標準化アンテナサイズは、小さくなり（＜λ／１０）、アンテナ効率の低下を引き起こす。さらに、小さなサイズにより、アンテナ反応場（近接場）は、大幅に強くなり、アンテナ周囲の組織により吸収され、比吸収率（ＳＡＲ）を生じ、さらに全アンテナ効率を低下させる。これらの共振アンテナに伴う固有の制限は、生体インプラント通信のためのＲＦＩＤのアプリケーションを制限する。
【００４６】
大きなＲＣＳを備えたアンテナを使用することとインプラントアンテナの共振を調整することは、インプラントデバイスの通信範囲を拡大するのに役立つ。しかし、インプラントアンテナの低効率と印加されたリーダーの電力の制限（ＲＦ吸収とＳＡＲによる）により、共振アンテナについての初期の研究の通信範囲は、１００ミリワットの印加電力で約８ｃｍに制限されていた。また、インプラントアンテナの共振周波数は、後方散乱性能に重要な役割を果たす種々の組織の負荷によりシフトする。後方散乱の最良周波数を発見するには、複雑なシステムを使用する必要がある。さらに、小型共振アンテナで送信できるデータ速度は制限される。
【００４７】
現在提案されているアプローチは、生体環境などの導電性媒体または損失性媒体に適合している後方散乱機構に基づいている。我々は、人体後方散乱通信（ＨＢＢＣ）を実現するために、中程度のインピーダンス変調を備えた非自己共振アンテナを使用する。新たなアンテナの効率は、共振アンテナのような損失性材料の影響を受けない。非自己共振アンテナは、整合のための環境の損失を利用することにより、導電性媒体に適切なインピーダンスを提供することができる。アンテナは、生体組織と直接接触する必要があり、周囲の材料でコーティングされているため、小さなギャップ（＜０．５ｍｍ）を保持することができる。アンテナは、非自己共振構造であるため、効率は、アンテナ電気長の要因ではない。したがって、アンテナは、高効率の非常に小さなサイズを保持することができる。非自己共振アンテナの近接場は、共振構造と比較して強くないため、アンテナの周りの散逸電力は大幅に低い。これにより、小さな比吸収率（ＳＡＲ）が導入される。これらのすべての特徴は、従来のＲＦＩＤと自己共振技術では実現できないＨＢＢＣアプリケーションのためにリモートリーダーとの信頼性のある通信リンクを提供する。
【００４８】
インプラント媒体は、アンテナ構造それ自体の代わりに、提案された非自己共振アンテナを定義する。中程度のインピーダンスは、中心周波数の３０％以上で一定であると仮定できるため、我々は、アンテナを周波数に依存しないとして定義できる。その結果、アンテナは、超広帯域になり、直流から数ＧＨｚの周波数範囲で機能することができる。したがって、ガルバニ通信と放射通信に同じアンテナを使用することができる。また、システムの可能性のあるデータ速度は、小さな歪みの可用帯域により大幅に高くなる。
【００４９】
我々の非共振アンテナを使用して後方散乱変調を実現するには、我々は、内部スイッチ機構を介して媒体中のインプラント電極の２つの場所間にインピーダンスを変化させる。したがって、我々は、環境のインピーダンスを使用し、それを変調することができる。したがって、効率的な後方散乱性能が実現される。後方散乱デバイスは、超広帯域であるため、広範囲の周波数（直流から１５００ＭＨｚ）を生体組織のデータ通信に使用することができる。また、利用可能な広帯域の特徴により、我々は、非常に高いデータ速度（４５０ＭＨｚの中心周波数で７０Ｍｂｐｓ）で送信することができる。我々は、すべての周波数範囲の動作が、同様でなく、最適でないことに留意する。動作は、主に、アンテナの２つの電極間の分離に依存している。小さな分離は、より高い周波数でより良い動作を強いる。
【００５０】
提案された設計は、無線ペースメーカーおよび無線カプセル内視鏡法（ＷＣＥ）のためのアプリケーションを伴うインプラントからインプラントへの、またはインプラントから体内受信機への通信に使用される。本明細書の開示は、上記技術の設計と測定結果を提供する。我々は、新たなＨＢＢＣデバイスの設計概念およびシステム実装と一緒にリーダーのアンテナの構成を説明する。ＨＢＢＣのための最適な周波数を提供するために測定が行われ、デバイスサイズの影響と通信深度が測定される。
【００５１】
ＨＢＢＣは、次の２つの可能なシナリオのために提示される。
−  ガルバニ通信を伴う３０ＭＨｚ未満の周波数のためのインプラントからインプラントへの通信、
−  ７０ＭＨｚを超える周波数のための放射結合に基づくインプラントからの体内通信。
【００５２】
インプラントデバイスに後方散乱を使用するには、３５ｍｍ未満のコンパクトサイズの実装が必要である。生体組織が小さな導電率値を示す（損失が少ない）周波数範囲は、１５００ＭＨｚ未満である（いくつかの生体組織についての導電率対周波数のグラフについては図１参照）。したがって、埋込アンテナの電気サイズは、小型アンテナのカテゴリーであるλ／１０未満になる。小型アンテナは、高いＱ係数と狭帯域を伴う強い近接場を示す。インプラントシナリオなどの損失性生体組織を小型アンテナにロードすると、ほとんどのエバネッセント波がアンテナ周囲の組織に散逸するため、アンテナ効率が低下し、Ｑ係数が低下する。したがって、共振アンテナ構造の使用は、医療用インプラントのアプリケーションにとって問題になる。これは、インプラントアプリケーションにおける任意の小型アンテナの固有の特性であり、低効率を示す。
【００５３】
図２および図３は、特に後方散乱通信のために、生体導電性媒体について考慮された設計を示す。アンテナ１２は、２つの金属電極１６を含み、その電極１６間に短い距離を有する。リモートリーダー１８は、後方散乱通信を介してアンテナ１２から信号を受信する。自由空間のアンテナ１２は、２つの電極１６間に無限のインピーダンスを示す。しかし、アンテナが導電性媒体に浸漬されている場合、デバイスのインピーダンスは、２つの電極１６間の材料特性と電極１６の分離により特定される。電極１６と体組織との間のギャップはまた、図４Ｂ、図４Ｃおよび図４Ｄに関して以下に説明される任意のシェル２４により提供されたギャップ２２などの影響を与えることができる。また、生体組織の材料は、周波数依存であるため、電極１６間のインピーダンスも周波数依存になる。図１の曲線は、５００ＭＨｚ未満の周波数の帯域幅の約３０％について、導電率はほとんど平らであるとみなすことができることを示す。提案された２つの電極１６を備えたアンテナ１２は、適切なインピーダンス整合を備えた広範囲の周波数（直流から１０００ＭＨｚ）のためのアクティブな送信機または受信機として使用することができる。５ｍｍよりも大きいカプセルサイズのアンテナインピーダンスは、広帯域の使用のために効果的に調整することができる範囲にある。アンテナを直接送信機として使用することに伴う主要な問題は、２つの電極１６間の抵抗であり、これは、電極１６間の組織に応じて小さい可能性がある。抵抗が小さいため、送信機の電力が消耗し、送信機の効率が低下する。
【００５４】
後方散乱の目的のために、アンテナ電極１６間の有線接続が、両方の電極１６間のスイッチ回路１４とともに使用される。スイッチ動作を制御することにより、２つの電極１６間の媒体のインピーダンスをゼロオーム（スイッチオンの場合）と媒体の導電率（σＳ／ｍ）および電極１６間の分離により定義された媒体のインピーダンス（スイッチオフの場合）との間に変調することができる。導電率（例えば脂肪組織で）を低下させることにより、電極１６間のインピーダンスは増え、高導電性組織（血液、筋肉）では、インピーダンスは低下する。したがって、アンテナは、共振アンテナと対照的に、損失性媒体で実現し易い。したがって、リモートリーダーが２つの電極１６間に媒体中の電圧差をもたらす場合、切り替えは、リーダーにより回収することができる同等の回路内の電流を変化させる。インプラントデータソースでスイッチ１４を制御することは、リーダー側１８の信号変調を表している。見てわかるように、環境インピーダンスの切り替えは、デバイスの自己インピーダンスではなく、後方散乱通信の基礎である。したがって、２つの電極１６間に適切な電圧差をもたらすことができる任意の信号および周波数をセンシング目的のために使用することができる。
【００５５】
電極１６は、図２の側面図に示される導電性材料の円筒管（またはリング）により提供することができ、寸法Ｗは円筒の軸に沿った管の長さ／幅であり、寸法Ｄは管の直径である。寸法Ｌは、２つの電極１６間の間隔を示す。我々は、直流から１０００ＭＨｚのすべての周波数範囲について最適なリンク性能のための範囲（５ｍｍ＜Ｌ＜３５ｍｍ）の電極１６間の距離を提案し、電極１６の直径は、（Ｄ＞４ｍｍ）および（Ｗ＞１ｍｍ）のストリップ幅（管長）について提案される。しかし、我々は、小さなサイズＬ、ＤおよびＷを使用することができるが、システム性能がある程度損なわれる。
【００５６】
図４Ａから図４Ｅは、インプラントデバイス、特にアンテナの電極を提供する導電性パッチについての種々の構成を示す。これらのインプラントデバイスは、ＨＢＢＣ測定のために製造されてもよい。
【００５７】
図４Ａは、体組織１８に取り付けられている、アンテナ電極のための２つの導電性パッチ１６の使用を示す。スイッチ回路１４は、ワイヤー２０を介して２つのパッチ１６に接続されている。パッチの体組織１８への取り付けは、必要な間隔でそれらを固定するために使用される。
【００５８】
図４Ｂから図４Ｅの例は、インプラントデバイス１２の本体がパッチ１６を支持し、したがってパッチ間の間隔を提供するために使用されるという点で、図４Ａの例と異なる。これらの例のインプラントデバイス１２は、断面図に示される管状形を有する。スイッチ回路１４ならびに導電性経路（２０、図示せず）は、インプラントデバイス１２の本体内にある。アンテナの電極を形成するパッチ１６は、インプラントデバイス１２の外側部分に配置されている。
【００５９】
図４Ｂでは、パッチ１６は、インプラントデバイス１２の２つの端部で２つの管の形をとる。図４Ｃでは、インプラントデバイス１２は、１つの管形パッチ１６と１つの円板形パッチ１６を使用する。円板形パッチ１６は、インプラントデバイスの管状形の端部にある。図４Ｄの例は、インプラントデバイス１２のために丸端を使用し、パッチ１６の一方は管である一方、他方のパッチ１６は丸端のうちの１つに取り付けられた曲面である。例えば、これは、球断片であってもよい。必要に応じて、パッチ１６（すなわち、電極）と体組織との間にギャップ２２が存在し、このギャップ２２は、外殻２４により提供される。ギャップ２２は、容量素子として動作する。このように、ギャップ２２の使用は、高周波（例えば７０ＭＨｚを超える）での後方散乱アプリケーションのために行うことができる。
【００６０】
インプラントデバイス１２は、カメラ（図示せず）または他のセンサーを含むことができる。カメラの使用により、これは、図４Ｄのインプラントデバイス１２の左端部などの、パッチ１６がないデバイスの端部に配置することができる。
【００６１】
図４Ｅに示されるように、いくつかのアプリケーションでは、導電性外殻２６を有することが有用であり得る。この場合、一方の端部で円板形パッチ１６と、他方の端部で管形パッチ１６である得る２つのパッチ１６は、絶縁材２８により導電性外殻２６から遮蔽される必要がある。関連アプリケーションには、インプラントデバイス１２の生体適合性および／または長寿命の理由で金属を使用する必要があるアプリケーションが含まれる。この例は、リードレス心臓ペースメーカーの場合である。後方散乱電極１６は、ケーシングからＲＦ（リーダー周波数）で絶縁される必要がある。電極１６は、囲まれた媒体または結合ギャップと接触し得る。
【００６２】
提案された概念を検証するための実験では、人体組織をシミュレートするために、種々のインプラントカプセルが製造され、ファントム材料（例えば食塩４％）で満たされた体ファントム内で測定されている。５０×３０×３０ｃｍ3の水容器が、我々のテストファントムとして使用され、流体で満たされた。体内アンテナが容器の表面に配置された。カプセルアンテナ１２は、例として、図４Ｂに示されるアンテナ構成を使用して、リーダーアンテナの前で、リーダーのアンテナ表面と平行に液体に浸漬された。広範囲の視野角は、リーダーアンテナの前で、インプラントカプセル１２とのデータ接続を提供することができる。カプセルデバイス１２の未知の位置および向きを有するシナリオの全領域をカバーするために、接続を提供するための選択機構を有するマルチアンテナの使用が提案される。測定値は、液体の均一ファントムと同様の性能を確認するｉｎ−ｖｉｖｏ動物実験で検証された。
【００６３】
第１の測定セットアップでは、我々は、ＨＢＢＣアプリケーションに適した周波数範囲を定義する。我々は、導電性リンクと放射リンクを伴う２つの異なるシナリオを考慮する。放射リンクでは、体内アンテナは、容器の表面にギャップとともに配置される。
【００６４】
電源は、０ｄＢｍ（デシベルミリワット）（１ミリワット）であり、深度８０ｍｍでカプセルについて後方散乱信号レベルが記録される。２５ｍｍのカプセルサイズが測定プロセスで使用される。図５は、後方散乱信号レベル対周波数を示す。示されるように、４２０ＭＨｚから５５０ＭＨｚの周波数範囲は、高い後方散乱信号レベルを示す。９０ＭＨｚと１８０ＭＨｚの他の周波数は、良好な信号レベルを示す。３００ＭＨｚ帯域の周波数では、信号レベルは低下する。ここで、我々は、ＭＩＣＳと４０２ＭＨｚおよび４５０ＭＨｚのＲＦＩＤ周波数帯域に関心がある。我々は、送信された信号は、変調されないため、非変調信号の規制が我々のシステムに適用されることに留意する。受信信号は、変調され、広帯域特性を有するが、信号レベルは、−８５ｄＢｍ未満である。変調された信号レベルが小さすぎるため、送信の規制基準が許容することができる。例えば、信号レベルが−８０ｄＢｍ未満の超広帯域送信は、無免許帯域である。したがって、微弱な反射された信号には帯域制限はない。
【００６５】
ＨＢＢＣの第２の測定では、液体ファントム内のリーダーアンテナを使用した同じシナリオが測定される。リーダーアンテナは、媒体と直接接触している。期待通り、高周波成分は、損失性媒体との直接接触により減衰する。しかし、後方散乱信号が大きい３０ＭＨｚ未満の周波数では、低周波帯域（ガルバニ結合）が支配的である。したがって、ガルバニ部分は低周波に役立つ。低周波では、可用帯域が制限される。帯域幅は、送信機周波数の約３０％の低速要件のＨＢＢＣ接続に十分である。低周波を送信し、より高い周波数（アップコンバートされた反射）で後方散乱信号を受信する高データ速度接続に同じセットアップを使用することができる。例えば、我々は、前向き経路で、数ＫＨｚで送信することにより、後向き経路で、より高い副搬送波速度（１ＭＨｚから１０ＭＨｚ）で後方散乱信号を変調してデータのより大きな帯域幅を得ることができる。この場合、ＴＸとＲＸのリーダーは、異なる周波数を有する。本方法は、無線ペースメーカーの使用に適しているであろう。また、我々は、前向き経路にガルバニ結合を考慮することができ、後向き経路に放射を考慮することができる。この通信スタイルを使用することにより、送信された信号はＫＨｚであり、反射された信号は、高周波（ＭＩＣＳ周波数帯域）である。要件は、後方周波数での高速切り替えを動作させる必要があることである。
【００６６】
放射ＨＢＢＣの４２０ＭＨｚから５５０ＭＨｚの周波数範囲を考慮して、我々は、種々のカプセルサイズでデータ接続を測定した。この測定シナリオでは、送信デバイスと受信デバイスとしてＳＤＲが使用される。我々は、５０ミリワットの電力レベルを適用して深度内の接続を測定し、後方散乱信号の品質が記録される。図６は、４５５ＭＨｚでの種々のカプセルサイズ２５ｍｍ、１５ｍｍおよび５ｍｍの後方散乱信号レベル対深度を示す。サイズ２５ｍｍのカプセルは、電極端で利用可能な誘導電圧が高く、インピーダンスの切り替えにより提供される差動ＲＣＳが大きいため、より小さなカプセルよりも性能が良い。５ｍｍサイズのカプセルは、２５ｍｍのカプセルよりも約１５ｄＢ悪い。カプセルサイズを２５ｍｍよりも大きくしても、後方散乱信号はそれほど大きくならない。この調査結果は、我々が、適用可能な深度に応じてカプセルサイズを５ｍｍ以下に小さくすることができることを示す。４５５ＭＨｚでの後方散乱経路の損失は、すべてのカプセルについて約５ｄＢ／ｃｍである。リーダーの利用可能な近接場により、リーダーの近距離での損失減衰はより小さい。
【００６７】
我々は、５０ミリワットの印加電力を使用して、−９５ｄＢｍの信号レベルで最大１８ｃｍの深度接続を提供することができる。５ｍｍサイズのカプセルは、約１３ｃｍの深度まで動作することができる。これらのシステムのデータ速度は、１２Ｍｂｐｓ前後である。システムは、小さな歪みを有する単一チャネルで最大７０Ｍｂｐｓの高データ速度を提供することができる。受信機性能の改良のために周波数分割多重化（ＦＤＭ）を使用することができる。
【００６８】
６５０ＭＨｚで動作すると、サイズ５ｍｍの小さなカプセルは、リンク性能を１０ｄＢだけ向上させることができる。したがって、我々は、インプラントカプセルの周波数とサイズとの間のトレードオフを行う必要がある。小型サイズのカプセルは、高周波で改良された後方散乱を提供することができる。測定は、全身麻酔下のブタを使用したｉｎ−ｖｉｖｏ動物実験で行った。高データ速度接続が、無線カプセル内視鏡法と無線ペースメーカーのアプリケーションのための動物の腹部と胸部の詳細な（１２ｃｍから１８ｃｍ）アプリケーションについて示されている。
【００６９】
ガルバニカプセルによる後方散乱の測定は、信号損失が、一方向接続について最大１．５ｄＢ／ｃｍであり、放射リンクについて２．５ｄＢ／ｃｍであることを示す。体内アンテナと２５ｍｍのカプセルサイズのカプセルアンテナとの間のカップリングの効率は、−１０ｄＢである。完全整合のカップリングは、８ｃｍで３０ｄＢの損失のリンクを提供する。これは、１００ミリワットを送信することにより、カプセルで受信された電力が１００マイクロワットであることを意味する。整流器回路の３５％の効率を考慮すると、我々は、３５マイクロワットの電力を４００ＭＨｚの周波数帯域でインプラントに送信することができる。より低い周波数では、損失が８ｃｍについて約８ｄＢだけ小さいため、我々は、非共振アンテナを使用して導電性シナリオのためにより多くの電力転送を期待する。したがって、ＷＰＴのために、提案された非自己共振アンテナ１２を使用することができる。
【００７０】
別の例では、４５０ＭＨｚ帯域でＳＤＲにより測定を行った。リーダーシステムとしてＵＳＲＰ  Ｎ２１０を使用した。ＴＸ周波数を４５０ＭＨｚに設定した。電力は０ｄＢｍである。２５ｍｍのカプセルサイズ（Ｌ）を９ｃｍ深度で使用した。カプセルを１Ｍｂｐｓで切り替えた。図７に示されるように、スペクトラムアナライザーで後方散乱信号を測定した。同様に、ＵＳＲＰスペクトラムアナライザーでスペクトルを測定した。これは、図８に示される。図９に示されるように、データ信号が復号される。
【００７１】
測定は、ＴＸ電力を１５ｄＢｍ（３０ミリワット）まで上げ、ＲＸゲインを１５ｄＢにして、１Ｍｂｐｓのデータ信号を検出できる１７ｃｍの深度についても行われた。２０ＭＨｚのＵＳＲＰ帯域幅に基づいて、最大１０Ｍｂｐｓのデータ速度で同じ性能を実現することができる。１７ｃｍについてのスペクトラムは、ＢＳレベル−８８．６ｄＢｍで図１０に示される。
【００７２】
リーダーアンテナとカプセルアンテナ１２の相対回転は、偏波の不一致により信号劣化を引き起こす可能性がある。４５度の相対偏波角では、信号損失は、５ｄＢであり、６０度の相対回転では１０ｄＢに増大する。信号は、さらに回転角度を６０度程度、減少する。したがって、リーダーアンテナの構成は、マルチアンテナ構成による相対回転を補償するように調整する必要がある。
【００７３】
導電性媒体に適合し、低電力使用で効果的な後方散乱通信を可能にする埋込型デバイスが提案されている。導入されたアンテナ１２は、アンテナ動作中に体組織のインピーダンスを使用する２つの導電性電極１６を備えた非自己共振構造である。アンテナ１２は非共振デバイスであるため、小型の共振アンテナにおける近接場に関連した損失は制限要因ではない。非自己共振アンテナ１２は、周波数に依存せず、周波数に対して非常に広範囲の安定したインピーダンスを有する。したがって、アンテナ１２による超広帯域性能を得ることができる。後方散乱動作では、スイッチ機構１４を使用して、２つの電極１６間のシステムインピーダンスを変化させる。中程度のインピーダンスの変調は、データと後方散乱接続を表すために使用される。提案されたシステムは、１８ｃｍを超える深度に対して、中心周波数４５０ＭＨｚで７０Ｍｂｐｓの非常に高いデータ速度接続を提供できる。本システムは、５ｍｍ、１５ｍｍ、２５ｍｍの種々のカプセルサイズでテストされ、５０ミリワットの印加電力で、深さ１２ｃｍから１８ｃｍの最大１２Ｍｂｐｓのデータ接続が実証されている。使用シナリオとアプリケーションシナリオに応じて、直流から１５００ＭＨｚの周波数範囲を後方散乱接続に使用することができる。インプラント内の完全な送信機の代わりに配電盤を使用することにより、インプラントデバイスの消費電力は、ミリワットから数ナノワットに減少する。本技術は、ＷＣＥおよびペースメーカーまたはインプラント無線センサーネットワーク接続に適している。
【００７４】
提案された技術はまた、スイッチ回路１４の代わりにバラクターダイオードがスイッチとして使用される場合、インプラントデバイスにアナログデータ接続を提供することができる。理由は、アンテナのＲＣＳを低減できるアンテナインピーダンスではなく、中程度のインピーダンス変調を使用するからである。
【００７５】
したがって、中程度のインピーダンス変調によるデータ転送の概念を使用することにより、媒体への小さな印加電力で非常に深いインプラントデバイスにデータ接続を提供できる。この理由の１つは、システムがアンテナの共振に基づいていないため、組織の負荷により小型アンテナの高いＱ値が減少するためである。また、後方散乱データ転送のために直流から数ＧＨｚまでのすべての周波数範囲をカバーすることができる。インプラントデバイスの２つの電極１６間に電圧差を提供することができる任意の方法を、後方散乱感知のために使用することができる。
【００７６】
導電性媒体の２つの場所間の電圧差を生成するために、２つの周波数範囲が考慮される。
１−媒体での信号送信の主要な方法が導電である低周波（３０ＭＨｚ未満）。
２−導電性媒体へのＲＦ場の放射に基づく高周波（８０ＭＨｚを超える周波数）。
【００７７】
導電には、電極１６と導電性媒体との間の直接接触が不可欠である。しかし、放射結合の場合、環境内に電場を誘導するために、リーダー２０と媒体との間のギャップが必要である。また、放射シナリオのインプラントデバイスは、スペーサーまたは非導電性コーティングを保持することができる。生体組織内に高い浸透を提供でき、インプラント電極１６間に大きな電圧差を提供できる種々の周波数帯域は、広範囲にわたる測定を通じて発見される。特徴と調査結果の概要は次のとおりである：
・２つの電極１６を備えた非自己共振アンテナ１２を使用するインプラントデバイスは、直流からＧＨｚまでのすべての周波数範囲の後方散乱データ接続のために動作できる。イオン移動と生体細胞損傷を防ぐために、下側帯域は数十ｋＨｚに制限される。上側帯域は、生体組織の材料損失により公称１０００ＭＨｚ未満に制限される。
【００７８】
・後方散乱法は、中程度のインピーダンス変調に基づいており、従来のＲＦＩＤおよび自由空間後方散乱で使用されるアンテナインピーダンス変調には基づいてない。
【００７９】
・インプラントラジエーター用の共振アンテナはない。したがって、デバイスサイズとＱ係数は、導電性媒体での後方散乱の基準ではない。
【００８０】
・媒体インピーダンス変調アプローチは、円筒構造や平面構造などのインプラントデバイスの任意の形状に統合することができる。唯一の要件は、電極１６間の相当なインピーダンスを得るために、インプラントデバイスの電極１６間の十分な分離を有することである。
【００８１】
・デバイスの２つの電極１６間の分離は、システムインピーダンスと性能を定義する。分離は、インプラントの利用可能な空間に依存する。２５ｍｍから３５ｍｍの長さが最適である。しかし、それは、性能がある程度損なわれるため、約１５ｍｍに減少する。約５ｍｍの小さなサイズが可能であるが、より高い周波数での動作が勧められる。
【００８２】
・デバイスの厚さまたは直径は重要な要素ではない。電極表面は、ｍｍ2のオーダー（実験、２×２ｍｍ2）であり得る。
【００８３】
・リーダーを使用することにより、インプラントデバイスへのエネルギー伝送の２つの方法：ガルバニ結合と放射結合が考慮される。
【００８４】
・直流から３０ＭＨｚの周波数範囲のインプラントからインプラントへの通信用に、ガルバニ導電に最適な周波数帯域が提案されている。
【００８５】
・体の周りの波放射が許可されていない場合、ガルバニＨＢＢＣを外部デバイス通信へのインプラントに使用することができる。
【００８６】
・放射結合の周波数範囲がファントムで測定され、最適な動作周波数が抽出される。すなわち、９０ＭＨｚ、１８０ＭＨｚおよび４５０ＭＨｚの３つの周波数帯域が区別される。我々は、サイズ５ｍｍの小型インプラントとの通信用に、６５０ＭＨｚの周波数範囲を定義することができる。同様の結果がｉｎ−ｖｉｖｏ動物実験を使用して確認されている。
【００８７】
・ガルバニ法では、外部電極１６と体との間の導電性接触が必要である。我々は、導電性ゲルを使用して接続を提供することができる。ＭＨｚの範囲では、脂肪組織のリンク性能の損失への影響が少ない。
【００８８】
・インプラントシステムは周波数に依存しないデバイスであるため、後方散乱現象の性質により、データ送信に超広帯域幅を利用可能である。帯域幅は、主に後方散乱信号の振幅分散により制限される。この問題は、整合フィルターにより容易に解決することができる。利用可能な帯域幅は、放射結合機構の４５０ＭＨｚの中心周波数での７０ＭＨｚよりも大きい。
【００８９】
・送信機は単一トーン信号送信機であり、送信機電力の関連規制に従う。例えば、４５０ＭＨｚでは、最大３００ミリワットであり得る。変調される後方散乱信号は−８０ｄＢｍ未満であり、無免許帯域のＵＷＢスペクトラムとみなすことができる。
【００９０】
・ガルバニ法を使用すると、帯域幅は、振幅分散なく約２０％に制限される。それは、整合フィルターが使用される場合に、増やすことができる。
【００９１】
・インプラントデバイスの切り替え経路にＲＦフィルターを適用することにより、マルチ周波数を使用してマルチカプセルを実装できる。
【００９２】
・２５ｍｍのカプセルと１２Ｍｂｐｓのデータ速度での後方散乱は、深度８ｃｍと１ミリワットの送信された電力で実証される。５０ミリワットの電力定格は、中心周波数４５０ＭＨｚでの深度１８ｃｍへの接続を提供することができる。
【００９３】
・同様の接続と通信の深度は、ガルバニ法により実現できる。しかし、制限された帯域幅により、データ速度は制限される。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４Ａ】
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【図４Ｂ】
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【図４Ｃ】
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【図４Ｄ】
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【図４Ｅ】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【国際調査報告】
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