(57)【要約】  本発明は、筋細胞Ｍ、特に心筋細胞Ｍの電気励起を検出するための埋込み可能なセンサー１に関し、センサー１は、誘電体構成要素２中の電界、及びそれに応じて誘電体構成要素２のキャパシタンスが筋細胞Ｍの電気励起とともに変化するように、誘電体構成要素２と、誘電体構成要素２に接続された、筋細胞Ｍに接触するための接触点２０とを備えることが提供される。本発明は、さらに、センサーとインプラントとを備えるシステムに関する。
2022502218.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
筋細胞（Ｍ）、特に心筋細胞（Ｍ）の電気励起を検出するための埋込み可能なセンサー（１）であって、前記センサー（１）は、誘電体構成要素（２）と、前記誘電体構成要素（２）中の電界、及びそれに応じて前記誘電体構成要素（２）のキャパシタンスが前記筋細胞（Ｍ）の電気励起とともに変化するように、前記誘電体構成要素（２）に接続された、筋細胞（Ｍ）に接触するための接触点（２０）とを備えるセンサー。
【請求項２】
前記センサー（１）がパッシブ・センサー（１）である、請求項１に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項３】
前記センサー（１）が、前記筋細胞（Ｍ）の励起の検出を、医療デバイス（１０）、特に埋込み可能な医療デバイス（１０）にワイヤレスで送信するように設計された、請求項１又は２に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項４】
前記センサー（１）が、前記誘電体構成要素（２）に接続されたアンテナ構造（３）を含む、請求項１から３までのいずれか一項に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項５】
前記アンテナ構造（３）は、前記誘電体構成要素（２）中の前記電界及び前記誘電体構成要素（２）の前記キャパシタンスが前記筋細胞（Ｍ）の電気励起とともに変化するときに前記アンテナ構造（３）の適応が変化するように、前記誘電体構成要素（２）に接続された、請求項４に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項６】
前記アンテナ構造（３）が、第１の端部（３０ａ）と第２の端部（３０ｂ）とを有する電気導体（３０）を備え、前記２つの端部（３０ａ、３０ｂ）の各々が前記誘電体構成要素（２）に接続された、請求項４又は５に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項７】
前記電気導体（３０）がループ形設計を有する、請求項６に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項８】
前記アンテナ構造（３）が、特にループ形設計を有するさらなる電気導体（３１）を備え、前記さらなる電気導体（３１）が第１の端部（３１ａ）と第２の端部（３１ｂ）とを有し、前記さらなる電気導体（３１）の前記２つの端部（３１ａ、３１ｂ）の各々が前記誘電体構成要素（２）に接続された、請求項６又は７に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項９】
前記センサー（１）が、前記誘電体構成要素（２）に接続された、コイル構造（４）の形態のインダクタを含む、請求項１から３までのいずれか一項に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項１０】
前記コイル構造（４）及び前記誘電体構成要素（２）は、前記誘電体構成要素（２）中の前記電界及び前記誘電体構成要素（２）の前記キャパシタンスが前記筋細胞（Ｍ）の電気励起とともに変化するときに共振回路の共振周波数が変化するように、前記共振回路を形成する、請求項９に記載の埋込み可能なセンサー
【請求項１１】
前記コイル構造（４）が２つのらせん形電気導体（４０、４１）を備え、前記２つのらせん形電気導体（４０、４１）がそれぞれ前記誘電体構成要素（２）に接続され、特に、前記それぞれのらせん形電気導体（４０、４１）が前記それぞれのらせん形導体（４０、４１）の端部（４０ａ、４１ａ）を介して前記誘電体構成要素（２）に接続された、請求項９又は１０に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項１２】
前記センサー（１）が、前記センサー（１）を患者の組織に固定するための固定要素（５）を備え、前記固定要素（５）が特に前記誘電体構成要素（２）に固定された、請求項１から１１までのいずれか一項に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項１３】
前記接触点（２０）が前記固定要素（５）によって形成された、請求項１２に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項１４】
前記センサー（１）が、前記誘電体構成要素（２）に接続された、筋細胞（Ｍ）に接触するためのさらなる接触点（２０）を含む、請求項１から１３までのいずれか一項に記載の埋込み可能なセンサー。
【請求項１５】
少なくとも１つの請求項１から１４までのいずれか一項に記載の埋込み可能なセンサー（１）と、埋込み可能な医療デバイス（１０）とを備えるシステム（１００）であって、前記医療デバイス（１０）が、前記少なくとも１つのセンサー（１）によって検出される筋細胞（Ｍ）の励起を測定するように構成された、システム（１００）。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本開示は、筋細胞、特に心筋細胞の電気励起を検出するための埋込み可能なセンサーに関する。
【背景技術】
【０００２】
ハードワイヤード電極によって筋細胞の電気励起を検出することが知られている。
【０００３】
感染症の危険の増加やケーブル断線などの関連する問題の結果として、代わりにケーブルなしのソリューションを開発する努力がすでに進行中である。１つの課題は、能動的治療に加えて、特に頻脈を治療するときに、いくつかの治療形態において、心臓活動を監視するセンサーを、心房中に、通常は洞房結節に極めて近接して配置しなければならない必要性である。
【０００４】
センサーからアクティブ・インプラントへの信号送信は、ケーブル接続によるプロセスにおいて達成される。代替概念は、センサーが専用電源システムを有し、信号をワイヤレスでインプラントに送信するというものである。
【０００５】
電力がバッテリーによって能動的に供給されることの問題は、より大きいフォーム・ファクタ並びに限られた耐用年数である。センサーは、したがって設計に関してより複雑になる。
【０００６】
さらに、機械的故障を生じやすい、ハードワイヤード電極とのガルバニック接続が必要とされる。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
これを発端として、本発明の目的は、上述の問題に関して改善されたセンサーを提供することである。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
この目的は、請求項１に記載の特徴を有する埋込み可能なセンサーによって達成される。さらなる実施例は従属項において与えられ、それらについて以下で説明する。
【０００９】
請求項１によれば、筋細胞の、特に心筋細胞の電気励起を検出するための埋込み可能なセンサーが開示され、センサーは、誘電体構成要素中の電界、及びそれに応じて誘電体構成要素のキャパシタンスが筋細胞の電気励起とともに変化するように、誘電体構成要素、並びに誘電体構成要素に導電様式で接続された、患者の筋細胞に電気的に接触するための接触点を備えることを特徴とする。
【００１０】
本発明は、したがって、有利には、誘電体構成要素の電界又はキャパシタンスの変化に基づいて、より詳細にはセンサーの自律的なエネルギー供給なしに、特にアクティブ・インプラント中のさらなる信号処理のために、心筋細胞の刺激伝達を受動的に測定することを可能にする。
【００１１】
一実施例によれば、センサーはパッシブ・センサーである。
【００１２】
一実施例によれば、さらに、センサーは、筋細胞の励起の検出を、医療デバイス、特に埋込み可能な医療デバイスにワイヤレスで送信するように設計されることが提供される。
【００１３】
一実施例によれば、さらに、センサーは、誘電体構成要素に接続されたアンテナ構造を含むことが提供される。
【００１４】
一実施例によれば、この点について、アンテナ構造は、誘電体構成要素中の電界及び誘電体構成要素のキャパシタンスが筋細胞の電気励起とともに変化するときにアンテナ構造の適応が変化するように、誘電体構成要素に接続されることが提供される。
【００１５】
これは、インプラントからセンサーに送信される広帯域電磁信号によって測定され得る。原則として、特に、ワイヤレス通信のために承認されているすべての周波数はこの目的のために使用され得るが、レンジは周波数の増加とともに減少する。対照的に、感度は周波数とともに増加する。したがって、たとえば、１ｋＨｚ（純粋に誘導結合）から１ＧＨｚ（電磁結合）までの範囲内の、特に１３ＭＨｚ（主に誘導結合）の範囲内の周波数を使用することが可能である。
【００１６】
このようにして、（ＩＣＤ又は心臓ペースメーカーなど）別の（特に埋込み可能な）医療デバイスは、ワイヤレス通信によって筋細胞の電気励起を受けるか、又はこれをセンサーからポーリングするか、又はこれをセンサーの助けを借りて測定することができる。
【００１７】
一実施例によれば、アンテナ構造は、第１の端部と第２の端部とを有する電気導体を備え、２つの端部の各々は誘電体構成要素に接続される。
【００１８】
一実施例によれば、上述の電気導体は、さらに、ループ形設計を有する。
【００１９】
一実施例によれば、アンテナ構造は、好ましくは同様にループ形設計を有する、さらなる電気導体をさらに備えることができ、さらなる電気導体は、第１の端部と第２の端部とを有し、さらなる電気導体の２つの端部は、次に、それぞれ誘電体構成要素に接続される。
【００２０】
アンテナ構造に関する代替実施例によれば、センサーは、誘電体構成要素に接続された、コイル構造の形態のインダクタを含むことが提供される。コイル構造は、たとえば、複数の巻線を含む電気導体を備えるコイルによって形成され得、電気導体は２つの端部を有し、２つの端部は、たとえば溶接接合、はんだ接合又は導電性接着剤によって、特に直流的に（galvanically）誘電体構成要素に接続される。
【００２１】
一実施例によれば、この点について、コイル構造及び誘電体構成要素は、誘電体構成要素中の電界及び誘電体構成要素のキャパシタンスが筋細胞の電気励起とともに変化するときに共振回路の共振周波数が変化するように、共振回路を形成することが提供され得る。
【００２２】
共振周波数の変化は、次に、たとえば（たとえばＩＣＤ又は心臓ペースメーカーの形態の）（特に埋込み可能な）医療デバイスによって、知られている方法を使用して（ワイヤレス通信によって）確認され得る。
【００２３】
一実施例によれば、さらに、コイル構造は２つのらせん形電気導体を備え、２つのらせん形電気導体はそれぞれ誘電体構成要素に接続され、特に、それぞれのらせん形電気導体はそれぞれのらせん形導体の端部を介して誘電体構成要素に接続されることが提供される。
【００２４】
一実施例によれば、さらに、センサーは、センサーを患者の組織（特に筋組織又は心筋組織）に固定するための固定要素を備え、固定要素は特に誘電体構成要素に固定されることが提供される。
【００２５】
一実施例によれば、固定要素は（たとえば、らせんワイヤの形態の）ねじ様の設計を有することができる。
【００２６】
一実施例によれば、さらに、接触点は固定要素によって形成されることが提供される。
【００２７】
一実施例によれば、さらに、センサーは、誘電体構成要素に導電様式で接続された、患者の筋細胞に電気的に接触するためのさらなる接触点を含むことが提供される。
【００２８】
センサーの一実施例によれば、さらに、誘電体構成要素は、キャパシタを備えるか、又はキャパシタによって形成されることが提供される。キャパシタはクラス２又はクラス３セラミック・キャパシタであり得る。代替として、キャパシタンスの変化の効果は、マイクロ電気機械システム（ＭＥＭＳ：microelectromechanical system）キャパシタを使用して電圧を印加することによって達成され得る。
【００２９】
さらなる実施例によれば、誘電体構成要素（又はキャパシタ）は、強誘電性物質、特にチタン酸バリウム又はチタン酸ジルコン酸鉛を備えることが提供される。
【００３０】
さらなる態様は、本明細書で開示する埋込み可能なセンサーと、（特に埋込み可能な心臓ペースメーカー又は埋込み可能な心臓除細動器の形態の）埋込み可能な医療デバイスとを備えるシステムに関し、医療デバイスは、好ましくはセンサーによって検出された筋細胞の励起をワイヤレスで測定する又はポーリングするように構成される。
【００３１】
特に、アンテナ構造が使用される場合（上記参照）、埋込み可能な医療デバイスは、センサーに好ましくは広帯域の電磁信号を送信し、誘電体構成要素の位置にある筋細胞又は心筋細胞の電気励起の活動の測度を表す、アンテナ構造の反射挙動を評価するように設計され得る。広帯域性質は、たとえば、センサーのキャパシタンスの変化、したがって共振周波数の変化に基づいて選択され得る。このようにして、たとえば、１０ｋＨｚの範囲内の帯域幅を使用することが可能である。使用される周波数範囲によっては、帯域幅が中波周波数の少なくとも１０％にあるときが有利である。代替として、共振周波数は、この周波数範囲についての周波数掃引によっても起こり得る。
【００３２】
特に、代替として、誘電体構成要素とともに共振回路（上記参照）を形成する、コイル構造の形態のインダクタが使用される場合、埋込み可能な医療デバイスは、筋細胞の電気励起とともに変化する、共振回路の共振周波数を測定するように設計され得る。
【００３３】
本システムは、特に、測定結果を改善するために、複数のセンサーを備えることができる。そのプロセスにおいて、いくつかの異なるセンサーを使用することも可能である。センサーは、次いで、たとえば、埋込み可能な医療デバイスによって個々に及び／又はまとめてポーリングされ得る。
【００３４】
以下で、図に基づいて、例示的な実施例について詳細に説明する。
【図面の簡単な説明】
【００３５】
【図１】誘電体構成要素とアンテナ構造とを備えるセンサーの実施例の概略図を示す図である。
【図２】誘電体構成要素とアンテナ構造とを備えるセンサーの別の実施例の概略図を示す図である。
【図３】誘電体構成要素とコイル構造とを備えるセンサーの別の実施例の概略図を示す図である。
【図４】誘電体構成要素とコイル構造とを備えるセンサーの別の実施例の概略図を示す図である。
【図５】心臓壁に固定された埋め込まれたセンサーと、センサーによって接触される筋細胞の電気励起をポーリングするためのアンテナを含む電極リード線とを示す図であり、ポーリング・アンテナは心臓の内側（Ａ）又は心臓の外側（Ｂ）に位置し得る。
【図６】筋細胞又は心筋細胞の電気励起を検出するために複数のセンサーを使用するオプションを示す図である。
【図７】キャパシタの概略図を示す図である。
【図８】存在する電圧に応じたキャパシタンスの変化の図を示す図である。
【図９】存在する電圧に応じた共振周波数の変化の図を示す図である。
【発明を実施するための形態】
【００３６】
本開示は、たとえば図１〜図４に示されているような、患者の心臓Ｈの筋細胞Ｍ、特に心筋細胞Ｍの電気励起を検出するための埋込み可能なセンサー１に関する。
【００３７】
そのプロセスにおいて、センサー１は、誘電体構成要素２と、誘電体構成要素２中の電界、及びそれに応じて誘電体構成要素２のキャパシタンスが筋細胞Ｍの電気励起とともに変化するように、誘電体構成要素２に接続された、筋細胞Ｍに接触するための少なくとも１つの接触点２０とを備えることが提供される。
【００３８】
図１及び図２に示された第１の変形体によれば、たとえば、センサー１は、アンテナ構造３を含む埋込み可能な本体と、誘電体構成要素２と、組織Ｍへのたとえば２つの接触点２０とを備える。センサー１は、センサーの構成要素を収容するための固定されたハウジングを備えることができるが、しかしながら、これは絶対必要であるとは限らない。たとえば、フレキシブルなプラスチック・フィルムがキャリア材料として使用され得る（たとえばフレキシブルな導電性トラック）。誘電体の材料（生体適合性）に応じて、キャパシタのカプセル化が行われ得る。
【００３９】
電界を印加すること（心筋細胞の刺激伝達）によって、誘電体構成要素２のキャパシタンスが変化させられる。結果として、埋込み可能な医療デバイス１０（たとえばＩＣＤ又は心臓ペースメーカー）からセンサー１に送信される、広帯域電磁信号によって測定され得る、アンテナ構造３の適応が変化する。
【００４０】
図１によれば、アンテナ構造３は、それぞれそれらの端部３０ａ、３０ｂ、又は３１ａ、３１ｂを介して誘電体構成要素２に接続される、２つのループ形電気導体３０、３１を備えることができる。
【００４１】
センサー１は、さらに、ここでは、たとえば、ねじの形態の固定要素５によって筋組織Ｍに接続され得る。
【００４２】
図２は、アンテナ構造３が単一のループ形電気導体３０によって形成され、単一のループ形電気導体３０がそれの端部３０ａ、３０ｂを介して誘電体構成要素２に接続される、図１に示された実施例の改変を示す。
【００４３】
図１及び図２によるセンサー１の基本機能原理は以下のように説明され得る。比誘電率の変化が分かっている場合、キャパシタンスの変化、したがって図７による簡単なキャパシタ・システムの共振周波数の離調（detuning）が推定され得る。Ｒｅｈｒｉｇ，Ｐ．らの論文「Ｄｉｅｌｅｃｔｒｉｃ  ａｎｄ  Ｅｌｅｃｔｒｏｍｅｃｈａｎｉｃａｌ  Ｐｒｏｐｅｒｔｉｅｓ  ｏｆ  Ｂａｒｉｕｍ  Ｔｉｔａｎａｔｅ  Ｓｉｎｇｌｅ  Ｃｒｙｓｔａｌｓ  Ｇｒｏｗｎ  ｂｙ  Ｔｅｍｐｌａｔｅｄ  Ｇｒａｉｎ  Ｇｒｏｗｔｈ」、ＩＥＥＥ  Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ  ｏｎ  Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ，  Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ，  ａｎｄ  Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ  Ｃｏｎｔｒｏｌ，  Ｖｏｌ．  ４７，  Ｎｏ．  ４，  Ｊｕｌｙ  ２０００によれば、たとえば、零点の周りの比誘電率をεｒ＝６００−５００＊１０−６＊Ｕ／ｄとして近似的に計算するために、ＢａＴｉＯ３結晶について、比誘電率を電界の強度の関数として使用することが可能である。
【００４４】
図７によるプレート・キャパシタを計算するための式Ｃ＝ε０＊εｒ＊Ａ／ｄにおいてこの推定を使用すると、電圧に依存するキャパシタンスが得られる（ここで、Ｃ＝システムのキャパシタンス、ε０＝真空の誘電率、Ａ＝キャパシタ・プレートの表面、ｄ＝キャパシタ・プレートの距離である）。
【００４５】
たとえば、数値（Ａ＝１０００μｍ＊１０００μｍ、ｄ＝３μｍ）が使用される場合、図８に対応するキャパシタンスの変化が得られる。
【００４６】
トムソンの発振式ｆ０＝１／（２＊π＊ｓｑｒｔ（Ｌ＊Ｃ））を使用すると、Ｌ及びＣを挿入することによって、電圧依存キャパシタンスをもつ共振回路の共振周波数を決定することが可能である。図７及び図８によるパラメータが選択され、Ｌ＝１０ｎＦが設定された場合、知られている方法で（たとえば埋込み可能な医療デバイス１０によって）測定され得る、図９による共振周波数の変化が得られる。
【００４７】
（たとえば図１及び図２による）それぞれのアンテナ構造３は、たとえば、金属コーティングされたフィルムによって形成され得、その金属は、好ましくは金又は白金であり、好ましくは、アンテナ構造３とキャパシタ２との組合せが、外部静電界なしで、極超短波（ultra high frequency）範囲中の周波数帯域について電磁共振を有するように、直列接続された誘電体２によって整合させられる。
【００４８】
外部印加電界の場合、誘電体２は、好ましくは、強非線形挙動を呈し、したがって、電界強度（心筋細胞Ｍの刺激伝達）に応じて、アンテナ構造３の共振挙動を離調する。たとえば、クラス２セラミック・キャパシタ２、特に（ＥＩＡ  ＲＳ−１９８による又はＩＥＣ６０３８４−９／ＩＥＣ６０３８４−２２：２Ｅ６及び２Ｆ４による）クラス２セラミック・タイプＹ５Ｖ及びＺ５Ｕが、この目的に好適である。これらのセラミックスは、チタン酸バリウム又はチタン酸ジルコン酸鉛などの強誘電性物質を基にして生成されるという、共通の特性を共有する。チタン酸バリウムは、その生体適合性により、インプラントのために好ましい。
【００４９】
心筋細胞の活動中の刺激伝達により起こる電気信号が、アンテナ構造３の共振挙動に直接影響を及ぼす弱い電界を形成する。アンテナ構造３が、たとえば、帯域幅Δｆ（Δｆは１０ｋＨｚ〜１ＭＨｚの範囲中にある）を有する広帯域インパルスを使用して、ＵＨＦ範囲中の周波数ｆ０を有する送信機によって励起された場合、アンテナ構造３の反射挙動は、誘電体２の位置にある心筋Ｍの活動の測度を提供する。
【００５０】
図３及び図４は、それぞれセンサー１の代替（第２の）変形体を示す。図３によれば、たとえば、センサー１は、コイル構造４と、誘電体構成要素２と、組織又は筋細胞（ここでは、特に心筋細胞）Ｍへの少なくとも１つの接触点２０とを含む、埋込み可能な本体を備えることが提供される。
【００５１】
外部印加電界の場合、誘電体２は、好ましくはこの場合も強非線形挙動を呈し、したがって、電界強度に応じて、誘電体構成要素２のキャパシタンスが変化するので、共振回路２、４の共振周波数を離調する。コイル構造４と誘電体構成要素２とからなる共振回路の共振周波数の変化は、埋込み可能な医療デバイス１０を使用して、磁界による近傍界結合（near field coupling）によって測定され得る。共振回路２、４は、特に好ましくは、純粋に磁気的な結合が仮定され得る周波数範囲中で共振する。
【００５２】
共振周波数は、さらに好ましくは、キャパシタンスの変化とともに、小さいフォーム・ファクタ及び高い感度を得るように、できる限り高くなるように選択される。周波数には、磁気結合への固着による上方限界がある。
【００５３】
共振周波数は、特に文献から知られている方法を使用して、埋込み可能な医療デバイス１０によって決定され得、したがって、誘電体２の位置にある心筋細胞の活動の測度を供給する。
【００５４】
図３によれば、たとえば、センサー１は、接触点２０としても働く、（たとえば、ねじの形態の）固定要素５によって筋組織Ｍに固定され得る。センサー１、又は誘電体構成要素２は、さらなる接触点２０によって筋細胞Ｍに接続され得る。
【００５５】
代替として、センサー２は、同じく接触点２０を表す固定要素５のみによって筋細胞又は心筋細胞Ｍに接続され得る。
【００５６】
図３及び図４に示された実施例のコイル構造４は、たとえば、２つのらせん形電気導体４０、４１によって形成され得、２つのらせん形電気導体４０、４１の各々は端部４０ａ、４１ａによって誘電体構成要素２に接続される。
【００５７】
ここでも、図３及び図４によるセンサーの誘電体構成要素２は、好ましくは強誘電性セラミック材料に基づき（上記参照）、たとえば、上記で説明したように設計され得るクラス２セラミック・キャパシタであり得る。すべての実施例において、キャパシタ２は、複数のセラミック層から構成され得る（いわゆる多層セラミック・キャパシタ、ＭＬＣＣ）。
【００５８】
個々の実施例において図１〜図４に示されているセンサー１は、たとえば、さらに好ましくは、心房Ａ中に配置されるか、又は心臓Ｈの冠状洞中に埋め込まれるように構成され、与えられ（心室中のヒス束も可能性がある位置である）、少なくとも１つの接触点２０（又は２つの接触点２０）は、好ましくは筋細胞又は心筋細胞Ｍと接触する。センサー１は、さらに好ましくは、固定要素５によって心臓壁Ｈ’中に固定される。
【００５９】
さらに、センサー１（たとえば図１〜図４参照）は、埋込み可能な医療デバイス１０とともに、システム１００を形成することができ、デバイス１００（たとえばＩＣＤ又は心臓ペースメーカー）は、筋細胞Ｍの電気励起をワイヤレスで検出するように、アンテナ構造３（図１及び図２）の適応の変化、又は共振回路２、４（図３及び図４）の共振周波数の変化を測定するように設計される。
【００６０】
ここで開示されている手法は、特に、有利には、センサーへのハードワイヤード接続と、センサー１自体中のバッテリーの両方を不要にする。心筋細胞Ｍの活動は、特に、埋込み可能な医療デバイス１０とセンサー１との間でワイヤレスで送信される。これはセンサー１のコスト及び複雑さを最小にする。センサーへの追加のハードワイヤード接続を不要にすることによって、システム１００は頑強になり、たとえば心外性徐脈頻脈（extra-cardiac bradycardia/tachycardia）治療の場合、治療における新しい手法を可能にする（図５Ｂ参照）。図６Ａ及び図６Ｂにおいて、電極リード線２００は、センサー１の信号をポーリングするためのアンテナ２０１のキャリアと、アクティブ・インプラントへの電気接続の両方を形成する。
【００６１】
筋細胞Ｍの電気励起を永久的に測定することに加えて、（たとえば、必要とされる場合、従来の測定に加えて、又は同期目的のために）測定データを順次ポーリングすることも想定できる。小さいフォーム・ファクタは、さらに、たとえば、図６に示されているように、心臓壁Ｈ’中の異なる位置に複数のワイヤレス・センサー１を埋め込むことを可能にする。個々のセンサー１は、特に、異なる共振周波数を有することができ、適切なパルスによって計画的に又はまとめてアドレス指定され得る。
【図１】
2022502218.tif 000003
【図２】
2022502218.tif 000004
【図３】
2022502218.tif 000005
【図４】
2022502218.tif 000006
【図５Ａ】
2022502218.tif 000007
【図５Ｂ】
2022502218.tif 000008
【図６】
2022502218.tif 000009
【図７】
2022502218.tif 000010
【図８】
2022502218.tif 000011
【図９】
2022502218.tif 000012
【国際調査報告】
2022502218.tif 000013
2022502218.tif 000014
2022502218.tif 000015
2022502218.tif 000016
2022502218.tif 000017
2022502218.tif 000018