(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
除細動電気信号を配信するための制御を行う装置であって、
誘導送信コイルと信号生成手段とを有する外部回路と、
ここで、該信号生成手段は、少なくとも１つ以上の所定のパルス形状からなる高周波パルスを生成する手段と、所定のトリガー入力に基づいて前記高周波パルスの出力タイミングを制御する手段と、前記所定の制御されたタイミングで前記生成された高周波パルスを前記誘導送信コイルに加える手段とを含み、
前記誘導送信コイルが近接したときに前記高周波パルスを受信する誘導受信コイルと、
該誘導受信コイルに接続された入力端子および心臓に埋込み可能な電極を駆動する出力端子を有する整流回路とを有する埋込み可能回路と
を具え、
ここで、該整流回路は、前記外部回路の前記信号生成手段によって生成された前記受信した高周波パルスを、該受信した高周波パルスの前記１個又は複数個のパルス形状に対応した少なくとも１つ以上の所定のパルス形状からなり、かつ、前記受信した高周波パルスの前記所定の制御されたタイミングに対応した所定の制御されたタイミングからなる前記除細動電気信号としての出力パルス信号に変換する手段を含み、前記出力パルス信号は、前記所定の制御されたタイミングに基づいて前記電極を直接駆動するために使用されることを特徴とする装置。
【請求項２】
心房除細動に使用するために、送信される電力が１パルスあたり５Ｊ未満であり、前記高周波が３〜３０ＭＨｚ、好ましくは７ＭＨｚの範囲内であることを特徴とする請求項１記載の装置。
【請求項３】
前記信号生成手段は、ｅｃｇ同期信号に応答するパルス生成／整形手段の制御下でスイッチングまたはゲーティングされる高周波発振器を含むことを特徴とする請求項１又は請求項２記載の装置。
【請求項４】
前記ｅｃｇ同期信号は、患者に埋め込まれた遠隔測定送信器を介して提供されることを特徴とする請求項３記載の装置。
【請求項５】
前記外部回路は、前記ｅｃｇ同期信号を遠隔位置に送信し、および／または遠隔位置から装置を制御することができる電話リンクをさらに含むことを特徴とする請求項３又は４記載の装置。
【請求項６】
前記外部回路および前記埋込み可能回路は、インピーダンス整合構成要素を含むことを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載の装置。
【請求項７】
前記誘導送信コイルと前記誘導受信コイルとが共振するように同調されることによって誘導結合がなされることを特徴とする請求項６記載の装置。
【請求項８】
前記外部回路での直列共振および前記埋込み可能回路での並列共振の使用によって、前記誘導結合が共振するように同調されることを特徴とする請求項７記載の装置。
【請求項９】
前記埋込み可能回路は、受動構成要素のみを含むことを特徴とする前記請求項請求項１ないし８のいずれかに記載の装置。
【請求項１０】
除細動電気信号を配信するための制御を行う方法であって、
外部回路において、少なくとも１つ以上の所定のパルス形状からなる高周波パルスを生成し、所定のトリガー入力に基づいて前記高周波パルスの出力タイミングを制御し、該所定の制御されたタイミングで前記生成された高周波パルスを誘導送信コイルに加える工程と、
埋込み可能回路の誘導受信コイルにおいて、前記誘導送信コイルが該誘導受信コイルに近接したときに前記高周波パルスを受信する工程と、
前記埋込み可能回路の整流回路において、前記外部回路によって生成された前記受信した高周波パルスを、該受信した高周波パルスの前記１個又は複数個のパルス形状に対応した少なくとも１つ以上の所定のパルス形状からなり、かつ、前記受信した高周波パルスの前記所定の制御されたタイミングに対応した所定の制御されたタイミングからなる前記除細動電気信号としての出力パルス信号に変換する工程と、
前記出力パルス信号が、前記所定の制御されたタイミングに基づいて前記電極を直接駆動する工程と
を具え、
ここで、該整流回路は、前記誘導受信コイルに接続された入力端子および電気負荷に埋込み可能な電極を駆動する出力端子を有することを特徴とする方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は心臓除細動（ｃａｒｄｉａｃ  ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ）に関し、詳細には、埋込み受動デバイスへの経皮エネルギー伝達を使用して、心房細動（ａｔｒｉａｌ  ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ：ＡＦ）の状態にあるヒトの心臓に除細動電気信号を送達する装置に関する（ただしこれに限定されるわけではない）。
【０００２】
心房細動は、年齢とともに有病率が増大するありふれた心臓不整脈であり、一般に７０才を超える人の１０％が経験する。ＡＦから正常洞調律（ＳＲ）へのカルジオバージョン（ｃａｒｄｉｏｖｅｒｓｉｏｎ）過程は伝統的に、薬理学的方策または経胸腔直流電流ショックによって試みられてきた。前者は、カルジオバージョン率が不定であること、および副作用の危険、具体的にはプロアリズミア（ｐｒｏａｒｒｈｙｔｈｍｉａ）の危険があることによって制限された。後者は、鎮静または麻酔、および高エネルギーショックを必要とし、再発率が高い。これらの理由から、カテーテルベースの経静脈心房除細動、および埋込み可能な心房除細動器でのその潜在的な使用に関心が寄せられた。しかし、埋込み可能な心房除細動器は、複雑な記録およびフォローアップ手順を有するオンボードパターン認識を必要とする複雑な装置である。能動デバイスを使用した充電回路が必要なため、この埋込み除細動器は複雑さおよび重量を追加する。
【０００３】
本発明は、外部回路および埋込み可能回路を備え、前記外部回路が、誘導送信コイル、および所定の形状の高周波パルスを前記送信コイルに適用する信号生成手段を含み、前記埋込み可能回路が、前記２本のコイルと近接したときにパルスを受け取る誘導受信コイル、ならびに前記受信コイルに接続された入力および心臓に埋込み可能な電極を駆動する出力を有する整流回路を含む心臓除細動装置を提供する。
【０００４】
本発明の好ましい形態では、心房除細動に使用するため、送信される電力が１パルスあたり約５Ｊ未満であり、前記高周波が３〜３０ＭＨｚ、一般には約７ＭＨｚの範囲内である。
【０００５】
最も好ましくは、前記埋込み可能回路が受動構成要素だけを含む。
【０００６】
他の見地から、本発明は、心臓に埋め込まれた電極を含む実質的に受動的な埋込み回路に、形状およびエネルギーが制御されたパルスを高周波磁気誘導によって経皮的に送信することを含む心臓（好ましくは心房）除細動方法を提供する。
【０００７】
誘導によって経皮的にエネルギーを伝達することは知られているが、その目的は、ペースメーカなどの埋込み装置の電池を再充電し、またはポンプなどの埋込み装置に連続給電することに限定されている。これまでのところ、このような技法を使用して、制御された波形を生理的な高エネルギー刺激のために伝達することは提案されていない。
【０００８】
次に、添付図面を参照して本発明の一実施形態を一実施例として説明する。
【０００９】
装置（図１）ではまず、被験者の心電図（ｅｃｇ）に基づいて適切に同期したトリガパルスが生成される。パルス生成／整形回路１２でＡＦコンバージョン（ＡＦ  ｃｏｎｖｅｒｓｉｏｎ）に適した波形１に整形した後、このパルスを使用して、高周波（ＲＦ）キャリア発振器２を、公称抵抗５０Ωの内部負荷への１〜５Ｊのエネルギー伝送に合致した電力レベルに振幅変調する。伝送経路は、同軸に整列した送信インダクタ３と受信インダクタ４から成る、ＲＦ変成器の形態に構築されたインダクタ対の形態をとる。コイル３および４の直径は、胸壁１３の厚さ以上の物理間隔でのエネルギー伝達が最適化されるように設定される。これらのインダクタはともにエナメル銅線を巻いたものである。被験者の体に配置する際の調整を容易にするために、送信コイル３は絶縁されたパドルに取り付けられる。埋込み回路はプリント回路板に取り付けられ、インピーダンス整合／整流／波形整形構成要素５に接続された受信コイル４から成る。最終的な除細動信号は、カテーテル７によって心臓（電気負荷６として指示されている）に接続される。カテーテル７は、一方が側方右心房（ＲＡ）に配置され、もう一方が、冠状静脈洞を介して遠位大心臓静脈に配置される。代替として、従来の心房除細動送達システムを使用することもできる。
【００１０】
一実施例ではコイル３および４が、中心間間隔２０ｍｍで最適な誘導結合を与えるように設計される。受信コイル４の実用可能な最大直径は３５ｍｍなので、送信コイル３の直径は５３ｍｍとなる。これらのインダクタはともに、１．５ｍｍエナメル銅線を巻いたものである。送信コイル３は、１巻き間隔のソレノイドコイルとして構成される。最終的な埋込み装置内の空間を節約するため、受信コイル４はパイル巻きされる。
【００１１】
装置のインダクタはともに、一般に３〜３０ＭＨｚの範囲内であるシステムの選択動作周波数で共振するように同調される。図２に示すように、送信側は、コンデンサ９による直列同調を使用する。図２にはさらに、約５の負荷時Ｑを与える発振器２からの５０オームの給電１５が示されている。図３を参照すると、受信コイルは、コンデンサＣ１およびＣ２による負荷６への容量性整合を用いて並列同調されている。高周波チョーク１１は整流器電流に対するＤＣ経路を提供する。回路１６では整流および整形が実施される。
【００１２】
図１に示すように任意選択で、ｅｃｇモニタリングおよびフィードバック由来のエネルギー送達システムの自動同調を提供する遠隔測定リンク８を組み込むことができる。さらに、このようなリンクに、低電力伝達を使用して経皮的に送達されたエネルギーによって給電して、遠隔測定リンクの電源を入れ、またはオンボードバッテリを充電することができる。あるいは、サスペンデッドキャリヤ技法（ｓｕｓｐｅｎｄｅｄ  ｃａｒｒｉｅｒ  ｔｅｃｈｎｉｑｕｅ）を使用し、誘導コイルを介してｅｃｇを送信することもできる。
【００１３】
図１に指示されているように、外部回路は、例えば電話通信（陸線またはＧＳＭ）あるいは無線リンクを介した遠隔通信リンク１４を含むことができる。これによって例えば、患者のｅｃｇを病院に送信して、医師がｅｃｇを監視したり、検査したりすることができる。遠隔操作で除細動を活動化させることができ、口頭での指示を患者に伝えることもできる。
【００１４】
心房除細動には現在、約３から４Ｊのパルスエネルギーが必要である。本明細書で説明した同調した誘導結合を使用することによって、一般に周波数約７ＭＨｚで、これらのエネルギーレベルを経皮的に送信し、一方でパルス波形およびタイミングの制御を維持することができる。除細動を達成するのに必要なパルスの波形、持続時間およびタイミングを改良することによって、必要なエネルギーを、患者に苦痛を与えず、鎮静の必要性を排除する１Ｊ以下にまで低減させることが企図される。
【００１５】
図１に示したパルス波形１は、現時点で好ましいと考えられる２相パルスである。しかし、この他のパルス形態、したがって単相、多相などのＲＦ包絡線波形も使用することができる。図４に装置の波形を詳細に示す。図４ａは、ｅｃｇからの一般的なトリガ入力である。図４ｂに、コイル３への一般的なＲＦ出力包絡線を単一パルスとして示す。図４ｃに、代替のＲＦ出力包絡線を、２つ以上のパルスから成るバーストとして示す。全てのパルスの幅を制御することができ、図４ｃのパルス間ギャップはプログラム可能である。それぞれのＲＦパルスは、送信および整流の後に、心臓負荷を駆動するのに適した単相または２相（ベースバンド）電圧波形となる。図４ｄは、図４ａの単一パルスから生み出すことができる単相パルス１７および２相パルス１８を示す。
【００１６】
特に心房除細動に関して説明してきたが、本発明は、心室除細動においても使用することができる。ただしこの場合には、はるかに高いエネルギーレベル（一般に約１５Ｊ）が必要となる。
【００１７】
以上に記載した実施形態の利点の１つは、埋め込まれるハードウェアが完全に受動的であり、埋込み型の電源を必要としないことであることを理解されたい。ただし、本発明は、内部電源に対する要求が低い能動構成要素を埋め込む可能性を排除しない。
【図面の簡単な説明】
【図１】  心臓負荷への制御された経皮エネルギー送達に必要な要素を示す図である。
【図２】  必要な体外回路を示す図である。
【図３】  体内回路を表す図である。
【図４】  装置の波形を示す図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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