(57)【要約】  本明細書に開示された様々な実施形態は、患者の腔内に位置決めされた内部コイルと、内部コイルに誘導結合された外部コイルとを含む経皮エネルギー伝達システムに関する。システムは、例えば、心臓補助装置などの任意の移植式医療機器に結合され得る。
2015525084.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
経皮エネルギー伝達システムであって、
（ａ）患者の胸膜腔内に位置決めされるようにサイズが決められた内部コイルであって、前記胸膜腔内の少なくとも１つの肺の近くに位置決めされるように構成された内部コイルと、
（ｂ）前記患者の近くに位置決めされるように構成される外部コイルであって、前記内部コイルが誘導結合される前記外部コイルと、
を含む、経皮エネルギー伝達システム。
【請求項２】
前記内部コイルの直径が、少なくとも約６ｃｍである、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記内部コイルが、実質的に前記胸膜腔の内壁に対して位置決めされる、請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記内部コイルに機能的に結合された自己拡張構造物を更に含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記自己拡張構造物が、形状記憶材料で作成される、請求項４に記載のシステム。
【請求項６】
前記自己拡張構造物は、拡張して前記内部コイルが前記胸膜腔の内壁に接するように構成された、請求項４に記載のシステム。
【請求項７】
前記自己拡張構造物が、競合電気回路の生成を防ぐように構成された少なくとも１つの絶縁コネクタを含む、請求項４に記載のシステム。
【請求項８】
前記内部コイルが、前記少なくとも１つの肺のまわりに位置決めされるように構成された、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記外部コイルが、ショルダストラップクッションを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項１０】
前記外部コイルが、ショルダストラップ、バックパック、バッグ、ベスト、シャツ、ジャケット、ベッド、椅子、又はカーシートに一体化された、請求項１に記載のシステム。
【請求項１１】
心臓支援システムに機能的に結合された経皮エネルギー伝達システムであって、
（ａ）患者の胸膜腔内に位置決めされるようにサイズが決められた内部コイルと、
（ｂ）前記内部コイルと関連付けられたコンプライアンスチャンバと、
（ｃ）前記患者の近くに位置決めされるように構成された外部コイルであって、前記内部コイルが誘導結合される外部コイルと、
を含む、経皮エネルギー伝達システム。
【請求項１２】
前記コンプライアンスチャンバが、内部コイルに結合された、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１３】
前記内部コイルが、前記コンプライアンスチャンバ内に位置決めされた、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１４】
前記コンプライアンスチャンバが、拡張構成と収縮構成を有する拡張可能なコンプライアンスチャンバである、請求項１１に記載のシステム。
【請求項１５】
経皮エネルギー伝達システムであって、
（ａ）患者の胸膜腔内に位置決めされるようにサイズが決められた内部コイルと、
（ｂ）前記患者の近くに位置決めされるように構成されて、前記内部コイルと誘導結合されたリピータコイルと、
（ｃ）外部コイルと前記リピータコイルが誘導結合され、それにより前記外部コイルが前記内部コイルに誘導結合されるように、位置決めされるように構成された前記外部コイルと、
を含む、経皮エネルギー伝達システム。
【請求項１６】
前記リピータコイルが、前記患者の皮膚の近くに位置決めされた、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１７】
前記内部コイルが、少なくとも約６ｃｍの直径を有する、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１８】
前記内部コイルに機能的に結合された自己拡張構造物を更に含む、請求項１５に記載のシステム。
【請求項１９】
前記外部コイルが、ショルダストラップクッションを含む、請求項１５に記載のシステム。
【請求項２０】
前記外部コイルが、ショルダストラップ、バックパック、バッグ、ベスト、シャツ、ジャケット、ベッド、椅子、又はカーシートに一体化された、請求項１５に記載のシステム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
［関連出願の相互参照］
本出願は、２０１２年３月１３日に出願された米国仮特許出願第６１／６１０，１７３号に対して３５Ｕ．Ｓ．Ｃ．§１１９（ｅ）の下で利益を請求し、この出願は、参照により全体が本明細書に組み込まれる。
【０００２】
本明細書に開示された様々な実施形態は、患者の腔内に経皮的に電力を伝達して、例えば患者の胸郭肺腔内の心臓補助装置を含む電気治療装置に電力供給する方法及び装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
完全埋込み式電気治療装置は、バッテリ式ペースメーカから、神経刺激、薬物搬送、筋肉刺激（ＴＥＮＳ）、心臓補助技術、及び人工心臓との心臓置換を含むより高レベルのエネルギーを身体に送達する必要がある新しい治療に進化した。バッテリ技術の進化は、最大１０年間動作する低消費電力医療機器の埋め込みを可能にした。しかしながら、ほとんどの完全埋込み式大電流装置は、現在、安全な高出力バッテリ技術がまだ存在しないので、経皮的ケーブルによって電力供給される。ケーブルは、インプラントに確実に電力を送るが、患者を著しく不快にし、感染を防ぐために保守を必要とすることがあり、感染は、そのようなインプラントの約４０％で起こる。
【０００４】
埋込み式医療機器に電力供給する経皮エネルギー伝達（ＴＥＴ：Ｔｒａｎｓｃｕｔａｎｅｏｕｓ Ｅｎｅｒｇｙ Ｔｒａｎｓｆｅｒ）の既知の使用は、ケーブルをなくし、感染の危険を減らすことができる。しかしながら、そのような先行技術のＴＥＴシステムは、既知のシステムが、かさばり、またかなり量の手術と埋込み機器を必要とするので、感染リスクを解消していない。また、先行技術は、効率的エネルギー伝達のために接近した機械的結合を必要とし、これにより、患者に対する電力密度と電磁界暴露が高くなる。これは、高い電磁界暴露が、生物組織限度に対する比吸収率の超過をもたらし、高い電力密度が、患者組織を局所的に加熱させ、組織壊死を引き起こすことがある可能性があるので、望ましくない。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
当該技術分野において、改善された経皮エネルギー伝達システム（ＴＥＴシステム）が必要とされる。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
本明細書では、ＴＥＴシステムに関する様々な実施形態を検討する。
【０００７】
例１において、経皮エネルギー伝達システムは、患者の胸膜腔内に位置決めされるようにサイズが決められた内部コイルと、患者の近くに位置決めされるように構成された外部コイルと、を含み、その結果、外部コイルと内部コイルが誘導結合される。内部コイルは、胸膜腔内の少なくとも１つの肺の近くに位置決めされるように構成される。
【０００８】
例２は、例１によるシステムに関連し、内部コイルは、少なくとも約６ｃｍの直径を有する。
【０００９】
例３は、例１によるシステムに関連し、内部コイルは、実質的に胸膜腔の内壁に対して位置決めされる。
【００１０】
例４は、例１によるシステムに関連し、更に、内部コイルに機能的に結合された自己拡張構造物を含む。
【００１１】
例５は、例４によるシステムに関連し、自己拡張構造物は、形状記憶材料で作成される。
【００１２】
例６は、例４によるシステムに関連し、自己拡張構造物は、内部コイルが胸膜腔の内壁と接するように拡張するように構成される。
【００１３】
例７は、例４によるシステムに関連し、自己拡張構造物は、競合電気回路の構成を防ぐように構成された少なくとも１つの絶縁コネクタを含む。
【００１４】
例８は、例１によるシステムに関連し、内部コイルは、少なくとも１つの肺のまわりに位置決めされるように構成される。
【００１５】
例９は、例１によるシステムに関連し、外部コイルは、ショルダストラップクッションを含む。
【００１６】
例１０は、例１によるシステムに関連し、外部コイルは、ショルダストラップ、バックパック、バッグ、ベスト、シャツ、ジャケット、ベッド、椅子、又はカーシートに一体化される。
【００１７】
例１１では、心臓支援システムに機能的に結合された経皮エネルギー伝達システムは、患者の胸膜腔内に位置決めされるようにサイズが決められた内部コイル、内部コイルと関連付けられたコンプライアンスチャンバ、及び患者の近くに位置決めされるように構成された外部コイルを含み、その結果、外部コイルと内部コイルが誘導結合される。
【００１８】
例１２は、例１１によるシステムに関連し、コンプライアンスチャンバは、内部コイルに結合される。
【００１９】
例１３は、例１１によるシステムに関連し、内部コイルは、コンプライアンスチャンバ内に位置決めされる。
【００２０】
例１４は、例１１によるシステムに関連し、コンプライアンスチャンバは、拡張構成と収縮構成とを有する拡張可能なコンプライアンスチャンバである。
【００２１】
例１５では、経皮エネルギー伝達システムは、患者の胸膜腔内に位置決めされるようにサイズが決められた内部コイル、リピータコイル、及び外部コイルを含む。リピータコイルは、患者の近くに位置決めされるように構成され、その結果、リピータコイルと内部コイルが誘導結合される。外部コイルは、外部コイルとリピータコイルが誘導結合されるように位置決めされ、それにより、外部コイルは、内部コイルに誘導結合される。
【００２２】
例１６は、例１５によるシステムに関連し、リピータコイルは、患者の皮膚の近くに位置決めされる。
【００２３】
例１７は、例１５によるシステムに関連し、内部コイルの直径は、少なくとも約６ｃｍである。
【００２４】
例１８は、例１５によるシステムに関連し、内部コイルに機能的に結合された自己拡張構造物を更に含む。
【００２５】
例１９は、例１５によるシステムに関連し、外部コイルは、ショルダストラップクッションを含む。
【００２６】
例２０は、例１５によるシステムに関連し、外部コイルは、ショルダストラップ、バックパック、バッグ、ベスト、シャツ、ジャケット、ベッド、椅子又はカーシートに一体化される。複数の実施形態を開示したが、本発明の更に他の実施形態は、本発明の実例となる実施形態を図示し記述する以下の詳細な説明から当業者に明らかになる。本発明は、本発明の趣旨及び範囲から全く逸脱することなく様々な明白な態様の修正が可能であることを理解するであろう。したがって、図面と詳細な説明は、本質的に実例と見なされ、限定とは見なされない。
【図面の簡単な説明】
【００２７】
【図１】一実施形態によるＴＥＴシステムの概略図である。
【図２】別の実施形態による別のＴＥＴシステムの内部コイルの概略図である。
【図３Ａ】一実施形態による支持構造物を有する内部コイルの概略図である。
【図３Ｂ】一実施形態による図３Ａの内部コイルの断面図である。
【図４】更に他の実施形態による更に他のＴＥＴシステムの概略図である。
【図５Ａ】一実施形態による図４のＴＥＴシステムの外部コイルの正面図である。
【図５Ｂ】一実施形態による図４のＴＥＴシステムの内部コイルの正面図である。
【図６】一実施形態による別のＴＥＴシステムの内部コイルの概略図である。
【図７Ａ】別の実施形態による内部コイルの断面図である。
【図７Ｂ】別の実施形態による図７Ａの内部コイルの断面図である。
【図７Ｃ】別の実施形態による図７Ａの内部コイルの断面図である。
【図８】一実施形態による内部コイルとリピータコイルを有するＴＥＴシステムの概略図である。
【図９】一実施形態によるリピータコイルに関する回路記述の概略図である。
【図１０】一実施形態によるコイルの標準測定の概略図である。
【発明を実施するための形態】
【００２８】
ほとんどの先行技術のＴＥＴ回路は、何らかの形の電磁変成器を利用しており、その多くは、電力伝達効率を高めるために共振同調機能を内蔵している。電力伝達における共振同調回路の使用は、無線電源回路が最初に実証された１９００年代の初めにニコラ・テスラによって発見された。共振エネルギー伝達と性質上最も似ている点は、振動弦のような空間内の音響エネルギーの伝達である。即ち、同じ周波数に同調された平行な延伸線が励振された場合、その機械的振動が、線の一方から隣りの線に伝達され、分離距離と結合媒体によりほぼ完全に吸収される。リピータ線を追加することができ、それにより、音響出力伝達範囲を拡張することができる。これと同じ現象が、磁気共振電力伝達で生じ、高精度同調と受動共振リピータの使用によって範囲を拡張することができる。
【００２９】
誘導結合コイルによる電力の伝達は、新しくなく、マクスウェルの法則と、特にファラデーの法則によって説明され得る。２つの誘導コイルは、次のマクスウェルの条件で定義されるような近接場近似で動作することができる。
（１）ｄ＝λ／２π
ここで、ｄは、コイル間の距離であり、λは、波長である。
【００３０】
例えば、５ＭＨｚの励起周波数における近接場条件は、９．５４メートル以内と求められる（ある特定の仮定に基づいて）。典型的には、誘導結合電力システムは、より大きいコイルの直径の範囲内で１つのコイルから他のコイルに電力を有効に伝達する。エネルギーの結合は、相互インダクタンスによって行われる。即ち、一方のコイルからの電力が他方のコイルに誘導され、それにより、２つのコイルは、それらの間に自由空間を有する変成器になる。
【００３１】
変成器は、入力電力を取得して、それを通常は様々な電流及び電圧レベルを有する最終用途出力電力に変換するエネルギー変換器である。標準変成器は、電流の流れを、エネルギーを一次コイルから二次コイルに伝達する磁気回路に変換する。経皮エネルギー伝達（ＴＥＴ）では、一次コイルが身体の外部にあり、二次コイルが身体の内部に埋め込まれる。ＴＥＴ変成器は、磁界が一次コイルから二次コイルに自由空間を介して伝達される空芯変成器としてモデル化され得る。人体では、結合は、実際には、身体組織（皮膚、骨、血液、及び間質液）を介して行われる。結合回路は、ニチノール、ステンレス鋼などの非磁性体金属材料と、織物又はプラスチックを含む非磁性体材料とを含んでもよい。結合媒体がフェライトでないか、１未満の相対透磁率を有する限り、実際の一次コアから二次コアへの損失は、主に、選択された動作周波数の関数になる。
【００３２】
本明細書で開示される様々な実施形態は、患者の身体内に位置決めされた内部共振コイルと、患者の身体外に位置決めされた外部共振コイルと、を有するシステムに関する。
【００３３】
例えば、図１は、一実施形態による、患者の腔内に位置決めされた内部コイル２０と、患者の身体外に位置決めされた外部コイル２４とを有するＴＥＴシステム１０を示す。この実施態様では、内部コイル２０は、患者の胸郭と胸膜腔内に位置決めされ、具体的には患者の右肺腔内に位置決めされる。更に、外部コイル２４は、患者の肩の上と腕の下に位置決めされ、その結果、患者は、まるでバックパック又はバッグのように外部コイル２４を保持する。この実施形態では、外部コイル２４は、コイル２４に取り付けられるか又はコイルのまわりに位置決めされたショルダストラップクッション１４を有する。ショルダストラップクッション１４は、外部コイル２４の使用中に患者の快適さを高めるように、患者の肩部に対して位置決めされるように意図される。内部コイル２０は、電力を必要とする医療機器に結合される。この例示的な実施形態では、コイル２４は、大動脈カフ１２などの心臓補助装置のアクチュエータ１８に結合される。この実施形態では、アクチュエータ１８は、アクチュエータ１８によってカフ１２の動作をトリガするために使用できるＥＣＧリードに機能的に結合される。あるいは、アクチュエータ１８は、他の方法又は装置によってトリガされ得る。
【００３４】
この実施形態における外部コイル２４は、更に、この例ではバッテリ２６である電源２６に結合される。図１に示されたように、バッテリ２６は、２本のストラップ１６によってコイル２４に結合される。あるいは、バッテリ２６は、コイル２４に直接結合され得る。電源２６は、外部コイル２４に電力供給するバッテリでも家庭用電源でもよい。幾つかの実施形態によれば、きわめて効率的な励弧電流を生成するために、既知の最新ＴＥＴドライバ回路が組み込まれる。内部コイル２０に対する外部コイル２４の同調が高精度なほど、エネルギーの交差結合が効率的になる。しかしながら、内部コイル２０が、体液又は組織封入の影響による経時的な周波数変動を同調した場合は、結合効率が低下する。内部コイル２０で経時的に連続した電力の受け取りを可能にするために、内部コイル２０の同調は、狭い範囲の共振同調による内部コイル２０からのフィードバック又は外部コイル２４の周波数掃引を含む幾つかの方法によって検出され得る。有効な伝達を維持する別の方法は、外部コイル２４を離調し、それによりシステム全体の電力使用効率が低下するが、内部コイル２０がシステムの共振結合から離脱しないようにすることである。前述の全ての同調技術が、無線電力伝達システムの設計において既知であることを理解されたい。
【００３５】
図２は、肺腔３４内（胸郭内）に位置決めされた内部コイル３２を有するシステム３０の代替実施形態を示す。特定のこの実施形態では、コイル３２は、左肺のまわりに位置決めされる。あるいは、内部コイル３２は、右肺のまわり又は両肺のまわりの胸膜腔内に位置決めされ得る。更に他の実施形態では、内部コイル３２は、腹腔内又は患者の他の既知の腔内に位置決めされ得る。更に別の代替において、内部コイル３２は、胸腔の外部を含む患者内の任意の場所に位置決めされ得る。
【００３６】
１つの実施態様によれば、内部コイル３２は、標的腔内に挿入されたときに、その最大径まで拡張する自己拡張コイルである。一例では、自己拡張コイルは、形状記憶ニチノールから作成される。あるいは、共振コイルに利用できる任意の形状記憶又は自己拡張高分子又は材料を使用することができる。
【００３７】
図３Ａと図３Ｂに示されたような更に他の代替では、内部コイル３８は、コイル３８に一体化又は結合された自己拡張構造物４０を有することができる。図３Ｂは、図３Ａの線Ａ−Ａのコイル３８の部分断面である。図示されたように、コイル３８は、コイルケーシング４４内に配置された少なくとも１つのコイル導体４２と自己拡張支持構造物４０とを有する。コイル導体４２は、図示されたようにコイル３８のまわりに複数回巻かれた単一コイル構成要素でもよく、導体４２は、２つ以上の別個のコイル構成要素でもよい。自己拡張支持構造物４０は、ケーシング４４内に配置され、前述のように任意の形状記憶材料でよい。一実施形態では、支持構造物４０は、構造物４０の２端を結合する絶縁コネクタ４６を有し、それにより、外部コイルと内部コイル間の回路と競合する電気回路の生成を防ぐ。例えば、自己拡張ニチノールの単一ループの支持構造物は、絶縁コネクタがないと本明細書で意図されたシステムに使用できず、その理由は、ループが、誘導コイルを作成し、それにより外部コイルと内部コイルの電気結合が妨げられるからである。あるいは、絶縁コネクタ４６は、機械的支持体を提供し同時に電気的ギャップを作成する（それにより、回路の導通を阻止する）任意の既知の戦略的アイソレータ（ｓｔｒａｔｅｇｉｃ ｉｓｏｌａｔｏｒ）又は構造物でよい。絶縁コネクタ４６は、任意のセラミック及び非磁性体材料で作成されてもよい。
【００３８】
自己拡張コイル又は自己拡張コイル構造物が自己拡張する結果、自己整合（ｓｅｌｆ−ａｌｉｇｎｉｎｇ）・自己固定（ｓｅｌｆ−ｓｅｃｕｒｉｎｇ）コイルが、例えば肺腔などの標的腔内に拡張して、腔内にそれ自体を固定する解剖学的嵌合を提供する。即ち、幾つかの実施形態では、コイル３２は、位置決めされた体腔の内壁と接触するまで拡張し、それにより、腔又は内臓の内壁又は腔内の他の構造物に対するコイル３２のある程度の摩擦接着が提供される（それにより、「解剖学的嵌合」が得られる）ように構成される。このように、内部コイル３２は、腔内の「解剖学的構造に適合」することができる。例えば、肺腔内で、コイル３２は、それ自体を肋骨と肺組織に対して固定することができる。肺腔内の空間が比較的大きいので、コイルの有効径をきわめて大きくすることができ、その結果、エネルギーの生成が多くなることと、内部コイル３２と外部コイル（前述の外部コイル２４又は本明細書に記載又は意図された他の外部コイルなど）の解剖学的嵌合と関連した制約が減少することと、を理解されたい。
【００３９】
１つの実施態様によれば、内部コイルは、図２に示された内部コイル３２などの長円形を有することができる。長円形は、一実施形態によれば、患者内への外科的挿入を容易にするために、潰れやすく、コイル３２を挿入した後でその最大径に拡張することができる。あるいは、内部コイルは、円形又は共振コイルの他の既知の形状を有することができる。形状に関係なく、特定の実施形態では、自己拡張コイル３２は、一般に、実質的に肋骨（又は、任意の標的腔の内壁）の形状とサイズに合致するように拡張する。
【００４０】
内部コイルの形状が、得られる磁界の強さ（及び、コイルの他のエネルギー生成パラメータ）に影響を与えることを理解されたい。したがって、コイルの以下の構造的特徴（コイル径（又は、丸くないコイルの場合は「有効径」）、巻数、線径、及び固有抵抗）がそれぞれ、エネルギー生成に影響を及ぼすことがある。
【００４１】
前述のように、特定の実施形態では、内部コイル（例えば、内部コイル２４、３２、又は本明細書で記載又は意図された他の内部コイルなど）が、コイルの熱産生及び患者の組織による電磁エネルギーの吸収を最小にするように構成されなければならず、これらは両方とも患者に有害になり得る。更なる実施態様では、コイルは、組織封入、感染、並びに電気接続及び導体の電食を最少にする生体適合材料で作成されるべきである。したがって、線は、銀、ステンレス鋼、銅、金、又は電磁場レシーバコイルを作成するために使用できる他の導電材料で作成され得る。あるいは、コイルには、例えば半導体や他のそのような構造物などの線以外の導体構造物を使用することができる。更に、コイルは、体液からのレシーバコイルの電気的絶縁及び分離を提供できるシリコーン、ウレタン、ポリイミド、テフロン又は任意の他の材料で作成された被覆を有することができる。特定の代替実施形態では、コイルは、プリント回路出力を高密度化するポリイミドフレックス回路又は類似の材料で作成することができる。更に他の選択肢では、コイルは、ダクロンやポリエステルなどの線を繊維に編むことによって構成されてもよい。
【００４２】
１つの実施態様では、内部コイル（内部コイル２４，３２、又は本明細書に記載され意図された他の内部コイルなど）が、少なくとも約６ｃｍの最小径を有する。即ち、コイルが長円形を有する実施態様の場合でも、コイル上の任意の箇所の最短直径は少なくとも約６ｃｍである。あるいは、内部コイルは、少なくとも約１０ｃｍの最小径を有する。更に他の選択肢では、内部コイルは、約６ｃｍ〜約３０ｃｍの直径を有する。更に他の実施態様では、コイルは、本明細書の他の部分で検討されるような卵形コイルであり、図１０に示され後で更に詳しく検討されるような高さと幅を有する。卵型コイルは、少なくとも約１２ｃｍの最小高さと少なくとも約６ｃｍの最小幅を有することができる。
【００４３】
一実施形態によれば、コイルの線サイズは、必要な電流を流しあまり自己加熱を生成しないように選択される。例えば、一実施態様では、線サイズは、約０．００５インチ〜約０．７５インチである。あるいは、線サイズは、約ＡＷＧ００００〜約ＡＷＧ４０である。一例では、線は、交番磁界で過度の加熱を減らすために共振コイル構造で使用されるリッツ線（Ｃｏｏｎｅｒ  Ｗｉｒｅから市販されている）である。１つの特定の例示的な実施態様によれば、線は、４２本ずつ５組の５束の線で構成された１０５０本の個別の４４Ｇａ線で構成されたコーナーリッツ線ＰＮ  ＣＷ４１  １４であり、これにより、有効な１４ＡＷＧ（１．６２８ｍｍ）コイル導体ができる。線は銅であり、ダクロン外側ジャケット内に固定されたポリウレタン絶縁体で被覆される。
【００４４】
図１に示され前述されたように、外側コイル２４は、ショルダストラップクッション１４を有するショルダストラップとして構成され得る。即ち、コイル２４は、バッグ又はポーチのストラップのような患者の肩部に位置決めできるパッド付き又はクッション付きショルダストラップクッション１４を有する。あるいは、外側コイルは、図４に示されたシステム５０の例示的実施形態のような組み合わされた特徴として別の支持構造物に結合又は物理的接合されてもよく、その場合、外部コイル５４は、図示されたような１つ又は複数のストラップ５６Ａ，５６Ｂに結合される。即ち、ショルダストラップ５６Ａは、コイル５４の上側部分に結合され、下側ストラップ５６Ｂは、コイル５４の下側部分に結合される。
【００４５】
更に他の代替において、外側コイルは、ベスト、シャツ、ジャケット、又は他の衣料品に縫い込まれるか、ベルトに取り付けられるか、ベッド、椅子又はカーシートに組み込まれる任意の幾つかの方法で構成されてもよい。更に別の代替において、外側コイルは、所望の実効面積と電気インピーダンスを作成する任意の物理的コイル構成を有することができる。更に他の実施態様では、外側コイルは、患者の皮膚に付着させる必要のない任意のコイルでよい。外側コイルは、本明細書で開示された内部コイルの実施形態に関して述べたのと同じ材料のいずれで作成されてもよい。
【００４６】
図４、図５Ａ及び図５Ｂは、ＴＥＴシステム５０の別の実施形態を示す。このシステム５０は、図５Ａに最もよく示されたような外部コイル５４と、図５Ｂに最もよく示されたような内部コイル５２とを有する。使用の際、図４に最もよく示されたように、外部コイル５４は、内部コイル５２のすぐ近くに維持される。例えば、外部コイル５４は、コイル５４全体を内部コイル５２全体にできるだけ近づける構成で患者の身体の外側に位置決めされるように構成され得る。２つのコイル５２，５４が互いに位置決めされる距離が近いほど、それらのコイル間のエネルギー伝達の効率が高くなり、したがって、所望の医療装置に電力を供給するのに必要なエネルギー量を生成するのに必要なシステム電力が少なくなる。
【００４７】
一実施形態によれば、本明細書に記載され意図された任意の内部コイルの実施形態は、図５ｂに示されたコイル５２を含み、各々が異なる材料で作成された被覆を有する２つの側を有する。例えば、内部コイル５２は、接着性被覆を有することができるコイルの第１の側面（又は「外側面」）５８Ａを有し、コイルの第２の側面（又は、「内側面」）５８Ｂは、滑らか又は滑りやすい被覆を有する。一実施形態において、内側面５８Ｂの滑らかな被覆は、肺と接触するように意図され、外側面５８Ａの接着性で可撓性の材料は、胸郭と接触し、それによりコイル５２が安定し快適になるように意図される。より具体的には、内側面５８Ｂ上の滑らかな被覆の滑りやすさは、被覆がそのような器官と接触したときに内臓（肺など）を損傷させないためのものであり、外側面５８Ａ上の接着性被覆の厚さは、コイル５２の胸郭又は標的腔の他の内壁への接着性を強化し、それによりコイル５２にある程度の安定性又は固着性を提供するためのものである。
【００４８】
図６は、１つの実施態様による移植可能なＴＥＴ式心臓補助システム７０を示す。このシステムは、米国特許第６，８０８，４８４号に記載されたようにカウンターパルセーションと上行大動脈のポンピングによって心臓補助を提供するように構成される。システムは、内部共振コイル７２によって電力供給される拍動型ポンプ１８を有し、ポンプ１８とコイル７２は両方とも肺又は胸腔内に配置される。内部コイル７２は、電力生成に加えて、この例では、コイル７２の線のまわり又は隣りに配置されたコンプライアンスチャンバ７４も有する。図６に示されたような実施形態において、コンプライアンスチャンバ７４は、コイル７２の外縁に沿って位置決めされ結合される。コンプライアンスチャンバ７４は、ポンプ１８の収縮行程中にポンピング流体を蓄えるように構成される。ポンプ１８などの移植式ポンプの典型的な膨張流体は、１〜４０ｃＳｔの粘性を有するポリジメチルシロキサンなどのシリコーン流体になる。ポンプ１８からカフ１２に移される流体は、コンプライアンスチャンバ（「貯蔵チャンバ」とも呼ばれる）７４に移され得る。
【００４９】
あるいは、コンプライアンスチャンバ７４は、コイル７２の外縁に結合されてなくもよい。代わりに、図７Ａと図７Ｂ（図６の類似のコイル７２に示されたような位置で断面線ＡＡに沿った代替実施形態の断面を示す）及び図７Ｃ（図６の類似のコイル７２に示されたような位置で断面線ＢＢに沿った代替実施形態の断面を示す）に示されたように、コンプライアンスチャンバ８０は、コイル８２のまわりに配置される。したがって、膨張流体が、コンプライアンスチャンバ８０内に移されたとき、コンプライアンスチャンバ８０は、図７Ａに示されたような拡張状態（又は「拡張状態」）に拡大する。また、膨張流体がチャンバ８０から移されたとき、チャンバ８０は、図７Ｂに示されたように収縮状態（又は「収縮状態」）に収縮する。特定の実施形態では、コンプライアンスチャンバ８０は、また、コイル８２を冷却するのに役立つ熱伝達機構としても働くことができ、これは、特に、人工心臓などの高出力を必要とするシステムに役立つ。更に他の代替実施形態では、内部コイルは、冷却のための表面積を増やすためのフィン又は襞を実装してもよい。
【００５０】
本明細書で開示された様々な実施形態は、任意の移植式医療機器に電力供給するのに十分なエネルギーを生成する。即ち、大きい外部コイルと内部コイルの幾つかの組み合わせ、それらのコイルの互いに対する位置決め（肺腔などの患者腔内の内部コイルの位置決めを含む）、及びシステムの様々な他の特徴によって、任意の既知の移植式医療機器又は患者の身体内に位置決めされる装置に十分過ぎるほどのエネルギーを生成することができる。例えば、本明細書で意図されたシステムは、任意の薬物搬送装置、任意のＣＲＭ装置、任意の心臓補助装置、又は他の既知の移植式装置に電力供給することができる。あるいは、本明細書で開示された様々なシステムを使用して、例えば、患者の目又は耳で使用するための装置を含む小型装置に電力供給することができる。
【００５１】
別の実施態様では、共振電力は、トランスミッタと最終レシーバコイル間の有効結合距離を大きくする受動共振コイル（「リピータコイル」とも呼ばれる）を採用してもよい。例えば、外部コイルをベスト、ショルダストラップ、又は解剖学的粘着性取付け具の形で、患者に取り付けることができ、その場合、そのコイルは、バッテリトランスミッタ回路に接続されない。これにより、リピータコイルが、トランスミッタコイルとレシーバコイルの正確な共振周波数に同調されるので、重い発電トランスミッタコイルから、大きな損失なしに距離を離すことができるという利点が提供される。励起エネルギーが、受動コイルに伝達され、受動コイルがエネルギー場をきわめて効率的に生成し崩壊させるので、リピータコイルを身体の外部と内部の両方に使用することができる。
【００５２】
図８に、リピータコイル３６を有するシステムの１つの例示的な実施形態を示す。このシステムは、図２に示されたシステムと類似し、内部コイル３２を有する。更に、このシステムは、リピータコイル３６も含む。図示された実施態様では、リピータコイル３６は、患者の肺腔３４内に配置された内部コイル３２のすぐ近くで患者の胸に付着される。
【００５３】
受動リピータコイルは、レシーバコイルと同じ技術で構成されるが、閉ループ回路であるという点で電気的に自己完結している。回路説明は、図９では、整流器制御回路９０と負荷ＲＬなしに二次キャパシタＣＴｓ及びインダクタＬｓと見なすことができる。１つの代替実施態様では、最終使用先の間の配電網として働く一連の受動リピータコイルを想起することができる。例えば、肺内のリピータコイルは、米国公開出願２００９／０２０４１７０（Ｈａｓｔｉｎｇｓ）に記載されたような心臓内に配置された幾つかのペーシングコイルを励起することがあり、この出願は、参照により全体が本明細書に組み込まれる。Ｈａｓｔｉｎｇｓによって前述されたように、共振エネルギーが同じ共振周波数に同調された任意のコイルに伝達されるので、複数のレシーバコイルが同時に励起され得る。
【００５４】
複数の実施形態を開示したが、本発明の実例となる実施形態を図示し記述する以下の詳細な説明から、本発明の更に他の実施形態が当業者に明らかになるであろう。本発明は、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく様々な明らかな態様で修正できることを理解されよう。したがって、図面及び詳細な説明は、本質的に実例と見なされ限定と見なされるべきでない。更に、本発明を好ましい実施形態に関して述べたが、当業者は、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく形態及び詳細の変更を行なえることを理解するであろう。
【００５５】
［例］
一例において、システムは、図２に示されたコイル２０と類似の内部コイルを有する。この例では、コイル２０は、図１０の基本コイル９２に示されたように幅（Ｗ）が１５ｃｍで高さ（Ｈ）が２５ｃｍである。この例のＴＥＴシステムの電気的モデルは、図９に示され、信号源を有する空芯変成器と、共振同調、整流器及び制御回路９０を有する二次内部レシーバに対する結合係数Ｍによって結合された共振同調トランスミッタの古典的記述である。動作周波数は、主に、組織吸収の分析と規制機関による許容暴露安全性限界によって決定され、以下の試験システムの例示的コイル設計で更に詳しく記述される。
【００５６】
この例示的コイルの有効径は、有効コイル領域から決定することができる。幾つかの単純な仮定に基づいて、例示的コイルの有効コイル径は、得られた解剖学的コイル形状の面積を計算し、それを等価な円半径に分解することによって決定されてもよい。幅１５ｃｍと高さ２５ｃｍを有する内部コイルの場合、２９５ｃｍ２（π×ｒ１×ｒ２）の有効コイル面積を円形コイル（Ａ＝π×ｒ２）と同等と考えることができ、等価半径が９．７ｃｍになる。
【００５７】
コイルのインダクタンスと抵抗は、以下の通りである。
Ｌ＝２μ０ＤＮ２及びＲ＝ρＮπＤ／α
ここで、
μ０＝自由空間の誘電率４π×１０−７、
Ｄ＝有効径、
Ｎ＝巻数、
ρ＝固有抵抗Ω−ｍ、
α＝線断面積ｍ２、
Ｑ＝４（／ρ）ｆＮα、
ｆ＝同調周波数、
である。
ヒト組織における特定の動作周波数は、ＤＣ組織刺激を防ぐには１２５ｋＨｚを超えなければならず、ＩＣＮＩＲＰによって設定された特異吸着率（ＳＡＲ：Ｓｐｅｃｉｆｉｃ Ａｄｓｏｒｐｔｉｏｎ Ｒａｔｅ）限度によって示される直接ＥＭ組織加熱（ｄｉｒｅｃｔ ＥＭ ｔｉｓｓｕｅ ｈｅａｔｉｎｇ）を最小にするために、１０ＭＨｚ未満でなければならない。この設計例は、１ＭＨｚの設計周波数に基づく。
【００５８】
心臓補助装置の電力要件は、平均１〜１０ワットである。モータ又はアクチュエータを駆動するのに必要な電圧が、１０〜１５ボルトであると仮定すると、この例では１２Ｖの設計電圧が使用される。４０ｍＷ／ｃｍ２未満で加熱し続けるために、リッツ線径は、渦電流とＤＣ抵抗加熱を最小にするのに十分に大きい直径と十分に高い線数に選択される。この例では、５束の５／４２／４４線ストランドで構成された直径２ｍｍのリッツ線が利用される。有効径は、２ｍｍになり、固有抵抗は、この例では銅になるが、医療用インプラント要件の必要に応じて銀又は金でもよい。
【００５９】
内部レシーバコイル２０は、有効径がｒ＝９７ｍｍになるように巻かれた６巻の２ｍｍ線から構成される。ＬとＣの解は、以下のとおりである。
Ｆ＝ω／２π＝１／２π√ＬＣ
Ｌｅｆｆ＝１２．０１８μＨ
Ｘｅｆｆ＝７５．５Ω
Ｒｅｆｆ＝０．１５９Ω
Ｃ＝（１／２πｆ）２／Ｌ
Ｃ＝２１０７．７ｐｆ
Ｑ＝１／Ｒ√ＬＣ
Ｑｅｆｆ＝４７３．３
【００６０】
外部レシーバコイル２４は、有効径ｒ＝１５８ｍｍになるように巻かれた１０巻の２ｍｍ線から構成される。ＬとＣの解は、以下のとおりである。
Ｆ＝ω／２π＝１／２π√ＬＣ
Ｌｅｆｆ＝４９．００９μΗ
Ｘｅｆｆ＝３０７．９Ω
Ｒｅｆｆ＝０．５５７Ω
Ｃ＝（１／２πｆ）２／Ｌ
Ｃ＝５１６．８ｐｆ
Ｑ＝１／Ｒ√ＬＣ
Ｑｅｆｆ＝５５２．３
【００６１】
この例のＴＥＴシステムは、１２ボルトで電力供給される３Ｗ〜６Ｗの装置に電力を送るように構成され、即ち、このシステムは、米国特許第６，８０８，４８４号に記載された心臓補助装置のような装置に電力供給でき、この特許は、最小により全体が本明細書に組み込まれる。より少ない電力を提供しより大きい分離距離で行われ得る類似の構成を作成できることが理解されたい。また、複数の装置に電力供給するために同一設計の複数のレシーバコイルを作成できることを理解されたい。腔コイル設計又は支援ループ設計の１つの可能な利点は、一次コイルと二次コイル間でより疎な結合を行えることである。本発明の設計により患者の快適さと安全性及び生活の質を改善することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
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【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
2015525084.tif 000009
【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【手続補正書】
【提出日】平成26年11月14日(2014.11.14)
【手続補正１】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】全図
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図１】
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【図２】
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【図３Ａ】
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【図３Ｂ】
2015525084.tif 000020
【図４】
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【図５Ａ】
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【図５Ｂ】
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【図６】
2015525084.tif 000024
【図７Ａ】
2015525084.tif 000025
【図７Ｂ】
2015525084.tif 000026
【図７Ｃ】
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【図８】
2015525084.tif 000028
【図９】
2015525084.tif 000029
【図１０】
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【国際調査報告】
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