JP2002524124A - 医療埋込みシステム - Google Patents

医療埋込みシステム

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Abstract

(57)【要約】 【解決手段】生体外部の第１の場所と生体内部の第２の場所との間で動力および／または情報を伝達する型式であって、（ａ）動力源と第１の場所に配置可能な送信器とを含んだ主制御器２と、第２の場所に配置されて送信器からの出力を受信するアンテナ基装置１０とを含んでなり、かつ動力源が０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を放出する能力がある。医療器具はモニター装置を組み込んだバネ基ステントを含んでおり、ステントのバネがモニター装置のアンテナとして機能し、０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を受信可能である。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 （発明の分野） この発明は生体のモニター、処置および刺激を容易にするシステムに関するも
のである。より詳しくは、この発明は生体内部に埋込み可能な装置と外部の制御
装置との間のエネルギーおよび信号伝達手段として電磁波を利用するシステムに
関するものである。
【０００２】 一実施例において、この発明の装置は心臓血管システム内に組み込まれて、埋
込み部位周囲の生体部分の性質がモニターされて血流路が拡大できる。該装置は
外部の高周波電磁放射線源により励動かつ制御される。
【０００３】 （発明の背景） 以下の記載においては例えば筋肉刺激およびステントの使用などに言及するが
、この発明の応用はこれに限定されるものではない。
【０００４】 世界中で多くの人々がその自然の筋肉収縮制御機能を失って生理的に不能者と
なっている。機能的電気刺激（ＦＥＳ）の技術は筋肉の刺激を含んだもので、神
経駆動不能に罹っているか筋肉を有効に制御しかつ収縮させる自然の能力を喪失
した人々に機能を付与するのである。自然能力の不能や喪失は病気、トラウマま
たは脳卒中など広い原因によって来るものである。
【０００５】 ＦＥＳ装置は２通りのカテゴリーに分類できる。すなわち埋込み処置と外部処
置とである。外部ＦＥＳ装置は単純なものであって、下垂足などの矯正に用いら
れ、数十年に亙って利用されている。埋込み装置は比較的新しいものであって、
その商業的利用は１９９７年に端を発するものである。
【０００６】 従来技術にあっては、埋込み可能な装置は制御器と１６個までの電極セットか
らなり、電極は導線により接続されて生体中に延在している（Ｍｅｍｂｅｒｇ、
Ｐｅｃｋｈａｍ、ｋｅｉｔｈ、「埋込み可能な神経筋肉刺激システム用外科的筋
肉内埋込み電極」、ＩＥＥＥ ｔｒａｎｓ．Ｒｅｈａｂ．Ｅｎｇ．第２巻、第２
号、１９９４年６月）。この従来技術にあっては、装置は内部動力源は具えてい
ないが、装置の一部として患者内に埋込みされた二次ピックアップ・コイルに接
続された動力源からの振動磁界により励動されている。
【０００７】 この形式を与えるＦＥＳ装置は種々報告されている（アメリカ特許第５３５８
５１４号 Ｓｃｈｕｌｍａｎ他；Ｍａｔｊａｃｉｃ他「機能電気刺激システムの
無線制御」、ＰＭｎＤ：９１４８７０４、ＵＩ：９７２０５７１５；Ｓａｗａｎ
、Ｈａｓｓｏｕｎａ他「刺激子の設計と排尿制御および尿道抵抗低減のための刺
激パラメータ最適化」、ＩＥＥＥ ｔｒａｎｓ．Ｒｅｈａｂ．Ｅｎｇ．、第４巻
、第１号、１９９６年３月）。これらの装置にあっては、各筋肉刺激電極は個々
にアドレス可能になっている。該装置は４００ＫＨｚ〜５０ＭＨｚの磁界の周波
数を採用している。
【０００８】 そのような磁気技術に特有な制約としては、振動磁界の源をピックアップ・コ
イルに近くして刺激源の磁界と埋込み磁気コイル受信器との間の誘導接続により
エネルギーを効果的に伝達しなければならないという点がある。
【０００９】 従来から報告されているＦＥＳシステムのあるものは筋肉に対する前方ループ
制御を行っている。設計された装置は末端からの情報を記録するが、これには神
経活動を記録するかセンサー（圧力または振動など）を使うのであって、情報を
制御器にフィードバックする（Ｈａｕｇｌａｎｄ、Ｈｏｆｆｅｒ他「埋込みカフ
ス電極により記録された感覚神経信号中の皮膚接触力情報」、ＩＥＥＥ ｔｒａ
ｎｓ．Ｒｅｈａｂ．Ｅｎｇ．第２巻、第１号、１９９４年３月）。これらの技術
における難点は、埋込みが侵襲性であること、および受信された情報が自然でな
く主体がこの情報に反応することを学習しなければならないことである。
【００１０】 下垂足ＦＥＳシステムなどの入手可能な装置は自動的に主体のゲインを再記録
し、主体が意識して制御することはない。握力制御器などのＦＥＳシステムなど
は主体の線型制御の下に動作する。この装置は多くの欠点を持っている。主体に
よる完全な視認注意を必要とし、このため装置の応用が制約される。その他にも
、周辺神経駆動メカニズムを有していてこれが中央神経システム（ＣＮＳ）と協
働する生体のようには、知的ではないのである。ＦＥＳ装置を装着した主体は自
分のＣＮＳを用いて筋肉収縮をモニター制御しなければならないのである。
【００１１】 多くの研究者により主体へのフィードバックが提案されている（Ｈａｕｇｈｌ
ａｎｄ、Ｈｏｆｆｅｒ他、「埋込みカフス電極により記録された感覚神経信号中
の皮膚接触力情報」、ＩＥＥＥ ｔｒａｎｓ．Ｒｅｈａｂ．Ｅｎｇ．第２巻、第
１号、１９９４年３月；Ｈｏｆｆｅｒ ＪＤ、「モーター機能の部分的記録のた
めの閉ループ、埋込みセンサー、機能電気的刺激システム」、アメリカ特許第４
７５０４９９号）。これらのシステムは主として侵襲的な方法によっており、例
えば神経活動を記録したり、生体中にセンサーを埋め込むか生体の表面にセンサ
ーを固定したりする。これらの手法はかなり侵襲的であり生体に対して制約を課
するものである。
【００１２】 その他にも公知の筋肉刺激方法としては多チャンネル表面ＦＥＳシステムがあ
り、そこで電極が電極ズボンに取り付けられている（Ｍａｙｒ、Ｗ他「多チャン
ネル表面刺激子中のＥＭＧ−制御調節および疲労モニター」ＩＦＥＳＳ第２年次
会議（ＩＦＥＳＳ’９７）およびＮｅｕｒａｌ Ｐｒｏｓｔｈｅｓｉｓ：Ｍｏｔ
ｏｒ Ｓｙｓｔｅｍｓ ５（ＮＰ’９７）１３〜１４頁）。上記したような内部
システムの欠点が原因となって、その後は外部刺激方法について研究が行われた
。
【００１３】 したがって研究はそれら公知の高度に侵襲的な方法をいかにして簡単にするか
に向けられた。特に外部制御と内部装置との間を通信する方法が開発され得るな
らば、生体中に導線を入れないか制約することが可能だろう。特に導線が皮膚や
腸壁や動脈壁などの膜を刺通するような医学的に危険な状態を回避または制約す
ることが可能だろう。またそのような方法によれば、モニター、処置および刺激
装置を生体中の関心部位により深くより適切に配置することが可能になる。種々
のシステムや装置が提案されてきたが、そのいくつかを下記に紹介する。
【００１４】 アメリカ特許第５３１４４５８号。この埋込み可能なマイクロ刺激システムに
あっては、小型のフェライト被覆コイルが密閉シールケース内に収納されていて
、制御信号を受けるとともに、ＲＦ遠隔システムから動作動力を受ける。小さな
コイルはコード変調キャリアーを発生する非埋込み送信器から伝達される電磁エ
ネルギーを受ける。非埋込み型マイクロ回路中には復調回路が組み込まれていて
、制御情報を抽出するとともに、電磁エネルギーを内部の電気回路に印加すると
ともにコンデンサーを充電し、該コンデンサーが生体に電気的刺激を与える。
【００１５】 電気的な刺激はウエファー状の構造を有した刺激電極により引き出される。並
列に接続されて長い有効端部距離を有する複数のイリジウム酸化物電極パッドが
刺激帯電を伝達する。マイクロ刺激子の電気的な部品はガラスカプセルからなる
密閉シール状のケース内に収容されており、該ケースはシリコン基材に静電的に
接続されている。
【００１６】 アメリカ特許第５７３５８８７号。開示された埋込み型電動医療装置システム
は埋込み可能な無線周波数受信器と外部無線周波数送信器とを含んでいる。この
システムは閉ループで誘導的に接続された無線周波数エネルギー伝達システムで
あって、伝達された無線周波数動力は、受信器から送信器へのアップリンク指令
により、受信対要求動力の関数として受信器により上下に調整される。皮下受信
器に組み込まれている必要な機能は、１回だけプログラムされた後は、全ての刺
激パラメータを自動制御する。この制御されるパラメータとしてはパルス振幅、
幅および周波数、それに加えて励起電極識別およびそれらの極性がある。
【００１７】 アメリカ特許第５７６９８７５号。機能神経筋肉刺激システムが開示されてお
り、該システムの埋込みユニットは送信信号の搬送周波数および刺激パルス列デ
コーダーにより励動される。好ましくは約１０ＭＨｚの周波数が用いられている
。
【００１８】 ヨーロッパ特許出願第０３４３８５８号。ここに開示されている遠隔システム
は温度依存性埋込み要素と、この要素に無線周波数界を印加する装置と、要素の
温度依存共鳴反応を感知して要素の温度表示出力を与える装置とを有している。
この発明の目的は異常高熱の治療に有効な無線サーモメーターシステムを提供す
ることにある。埋込み要素は希土金属を含んでおり、これが使用される共鳴周波
数を決定する。例えばイットリウムは３０℃ならほぼ５３．５７８ＭＨｚ（０．
０５３５ＧＨｚ）で共鳴すると言われている。
【００１９】 アメリカ特許第３６６２７５８号に開示された遠隔システムは３５０キロサイ
クルで動作する。生体中に埋め込まれたユニットは外部の源により励動される。
このユニットは生体内部の２個の電極間の抵抗を感知して、この抵抗を周波数調
整信号にコード化し、生体外の受信器に伝達される。
【００２０】 アメリカ特許第３７２７６１６号に開示された遠隔システムは１００ＫＨｚで
動作する。生体中に完全に埋め込まれたユニットは２個の受信コイルにより物理
的には接触していない外部の送信器に誘導的に接続されており、該受信器は異な
る周波数の２個の信号を２個の送信コイルを介して受信器に伝達する。一方の信
号は受信器への指令を与え、他方の信号は動力源を与えるものである。
【００２１】 アメリカ特許第４５２４７７４号に開示された遠隔システムは４０．６８〜４
０．７５ＭＨｚで動作する。このシステムは筋肉電位センサーと筋肉刺激子と送
受信器とを有しており、この送受信器は互いに接続されていないアンテナを介し
て信号を送受信する。
【００２２】 アメリカ特許第４１０２３４４号に開示された遠隔システムは３００ＫＨｚで
動作する。埋込み可能なユニットはトランジスターによる制御の下に電極に接続
されるエネルギー貯蔵装置を有しており、該トランジスターは通常は動力源に接
続されたインピーダンスを横切っての電圧降下により非導通状態に保たれており
、動力供給が中断される毎にトランジスターが導通状態となって、電極を経てエ
ネルギー貯蔵装置を放電させる。
【００２３】 アメリカ特許第４４９４９５０号に開示された遠隔システムは１０〜５０ＫＨ
ｚで動作する。このシステムは複数の別個のモジュールからなっていて、これら
のモジュールが一体となって有用な生体医学的な目的を果たすのである。これら
のモジュールは互いを接続する導線なしに相互に通信する。該モジュールは体内
外いずれであってもよい。第１のモジュールから送られた生理的センサーの測定
値により第２のモジュールが閉ループ方式でなんらかの機能を果たすのである。
【００２４】 アメリカ特許第４５６１４４３号に開示された遠隔システムは５１．２ＫＨｚ
〜４８．０ＫＨｚで動作する。ここに開示されている内外トランシーバー間の２
通りの誘導通信リンクはキーとなっている周波数切換えによりデジタル形式のデ
ータを伝達する。さらに内外のトランシーバー間の周波数ロックとビット相ロッ
クとを決定することにより信頼できる通信リンクの確率が即座に証明される。
【００２５】 アメリカ特許第４６２８９３３号には可視人工器官が開示されており、目に埋
め込まれて遠隔操作により励動される。この人工器官はその一面上に感光装置の
密封された列を有している。メガネのレンズ開口部の付近に送信器を配置して、
送信コイルの軸がコイルの軸と一線状に整列されている。
【００２６】 アメリカ特許第４７４１３３９号には遠隔システムにおける送受信器間の電磁
的な結合を改善する手段が開示されており、これには結合コイルが用いられてい
る。このシステムでは送受信器が極めて近接していることが必要とされる。
【００２７】 アメリカ特許第４９３２４０５号に開示された遠隔システムは１００〜５００
ＫＨｚで動作する。このシステムは筋肉繊維特に蝸牛殻内の聴覚神経を刺激する
ためのものである。該システムは埋込み体と電極とを有していて、埋込み体に接
続された神経を刺激するものである。励動は小さな変圧器で行われ、一方のコイ
ルは埋込みされ他方は埋込みされたコイルの近くで外部に配置されている。埋込
み体に情報を供給すべく赤外線伝達が使用されており、送信器は皮膚の近くに受
信器は生体外に配置されている。
【００２８】 アメリカ特許第５０７０５３５号に開示された遠隔システムは外部の送信器と
内部の受信器との間の接続効率を改善するものである。この場合送信器と受信器
とは非常に近接して配置される必要がある。
【００２９】 アメリカ特許第５３１４４５８号は別として、上記したような従来技術の全て
は誘導接続に依存してエネルギーを伝達しており、その故に主制御器から信号を
受信するには生体の表面近くに埋込みされる必要があるので、その適用は制約さ
れる。アメリカ特許第５３１４４５８号の装置は低周波数の電磁放射線（０．５
ＧＨｚよりかなり下）を受信するもので、この故に嵩張ったものとなっている。
【００３０】 この他にもステントと呼ばれる導線ケージを有した筒状の医療器具がよく知ら
れている。このステント装置を用いると心臓血管外科医や外科技術者はその処置
の一部として治療の助けとしまたは閉塞症を緩和することができる。通常ステン
トはまず倒れた状態で埋込み可能な支持体上に設けられている。この状態で血管
中の例えば鼠径部近くの大腿動脈などの適切な部位に持ち込まれて、血流が制約
されている場所に注意深く動かされる。
【００３１】 ついで支持バルーンを膨らましステントのバネを変形させて、外側血管の壁中
に押圧する。ついで埋込み装置と支持体とを引き出し、膨らんだステントは残し
て血管を押し広げさせて血行を改善する。
【００３２】 ステントとモニターおよび／または刺激装置を結合するのが望ましい。そのよ
うにすれば心臓の動作を連続的にモニターして、情報を提供することにより患者
に適した予防治療を施す助けとできる。
【００３３】 ステントとモニター装置とを結合しようとする試みのひとつはＰＣＴ出願ＷＯ
９８／２９０３０に提案されている。ここではステント装置には生体中の血流を
測定する装置が組み込まれており、この測定装置が生体外の受信器に測定結果を
伝達する。
【００３４】 そのひとつの例としてステントは電導性材料からなる可撓性のコイルを有して
おり、両端において流れパラメータ・センサーおよび／または送信器を具えた回
路に接続されている。生体外のエネルギー源は系時変化する磁界をコイルの近傍
に発生する。この磁界はその中心軸と整列しているのが望ましく、これによりコ
イル中に電流が流れて流れパラメータ・センサーおよび／または送信器にエネル
ギーを供給する。
【００３５】 このシステムは磁気コイルを用いて磁界を形成し、磁界に直交する電位が生成
されて、この電位が流速に比例する。
【００３６】 上記したような引例の第２０頁には、伝達される周波数が０．８ＭＨｚの低周
波数であることが記載されており、やはり嵩高となる。加えてＥＣＧレコーダー
はステントから分離しており、埋込みではなく皮膚の外部にセンサー電極が配置
されている。
【００３７】 （発明の説明） 今では放射線が効果的に透通する電磁帯域中の適正な周波数範囲があることが
分かってきた。そうすれば送信器は受信器から便利な距離だけ離す事ができ、こ
れには公知の結合磁界を利用すればよい。
【００３８】 かくしてこの発明のシステムにおいては、生体外部の第１の場所と生体内部の
第２の場所間での動力および／または情報の伝達を行うもので、（ａ）その主制
御器は第１の場所に配置可能な動力源と送信器とを含んでおり、（ｂ）そのアン
テナ基装置は第２の場所に配置されて送信器からの出力を受信するのである。こ
こで動力源は０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を放出するようになっている
。
【００３９】 特に好ましい高周波電磁放射線の範囲は０．８〜２．５ＧＨｚであって、この
放射線は埋込み装置上のアンテナにより受信されて、装置を励動する電気的エネ
ルギーの源として用いられるとともに、埋込み装置を動作させる情報を搬送する
こともできる。
【００４０】 ０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を用いることにより、主制御器と埋込み
装置との間を大きな距離で離間できることは驚くばかりである。その結果埋込み
装置のための刺激電極などの導線を電位的に回避することができ、生体中に多く
の装置を深く埋込みすることが可能となる。さらにこの周波数での放射線を用い
ることにより、誘導結合はなくなるので、アンテナ基装置中にコイルを用いる必
要もなくなるのである。
【００４１】 またそのような高周波を用いると、埋込みに便利なだけ小さいけれど生体中に
電磁エネルギーが顕著に透通するアンテナを使える、ことが分かった。アンテナ
の形式は例えば簡単な双極子、刻み目の有無両様のループまたはスロットパッチ
形式などを含むマイクロストリップ・アンテナなどであってもよい。装置の構造
中に組み込まれる平面全方位形式でもよい。
【００４２】 主制御器は他の装置を含むのが望ましく、例えば埋込み装置からデータを受信
する受信器などを含める。この場合埋込み装置はその周辺部位の性質を感知して
、そのようなデータを受信器に電磁的な放射線として伝達するのに用いることが
できる。
【００４３】 したがってアンテナ基装置は近傍の所定の状態をモニターして主制御器により
受信されるべきそれらの状態の１以上を示す信号を放出する手段を含むのが望ま
しい。例えば該装置は（ａ）筋電図の形で心臓の活動を測定するおよび（ｂ）こ
の情報を主制御器に伝達することができる。
【００４４】 かくして心臓の動作を連続的にモニターし情報を提供して、患者に受け入れら
れる保護的な治療の助けとすることができる。またアンテナ基装置はそれ自身医
療器具として、伝達された信号に反応して動作するようにすることもできる。例
えばアンテナ基装置をバネ付勢ステントにして、バネをアンテナとして機能させ
てもよい。この装置はまた上記のように筋電図を記録するのに必要なデータを引
き出すのに用いることもできる。
【００４５】 好ましき一実施例においてアンテナ基装置は電流パルスの発生手段を有してい
てもよく、例えば（ａ）伝達された信号を取り、信号調整開始時間、パルス幅、
パルス周波数およびパルス数を特定した筋肉刺激のためのパルスを送り、（ｂ）
心電図（ＥＣＧ）、ｐＣａ、グルコース、ｐＯ2、ｐＮａ、筋電図（ＥＭＧ）、
ｐＨ、筋肉寸法を測定してこのデータを主制御器に伝達し、（ｃ）ステップ（ａ
）と（ｂ）の組合せを行い、（ｄ）頭骨内部の脳造影を測定して癲癇などの異常
な脳状態を探知して信号を主制御器に送って警告を励起し、（ｅ）ステップ（ｄ
）で感知された状態に反応して適切なパルスを送り出して脳の活動を正常状態に
戻らせる。
【００４６】 またこの発明にあっては、生体外の第１の場所と生体内の第２の場所との間で
の動力および／または情報の伝達を行う方法を提供するものであって、該第１の
場所には動力源と送信器とが配置されており、第２の場所にはアンテナ基装置が
配置されている。この方法にあっては（ａ）０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射
線を動力源から発生して、主制御器の送信器からその放射線を放出し、（ｂ）ア
ンテナ基装置において放射線を受信するものである。特に高周波電磁放射線は０
．８〜２．５ＧＨｚの範囲にあるのが望ましい。
【００４７】 さらに望ましくは該方法は、（ｃ）放射線でもってアンテナ基装置を励動し、
（ｄ）アンテナ基装置をして電流パルスを発生放出せしめ、および／または（ｅ
）アンテナ基装置近傍の所定の状態をモニターして、主制御器により受信される
べく１以上の状態を表わす信号を放出するステップ、を含むものである。
【００４８】 ステントとモニター装置とをひとつのユニットに組み合わせて一動作で２通り
の目的を果たすようにしてもよいことが分かった。さらに結合された装置は標準
ステントに似ているので、標準ステントと同じ手法で患者中に埋込みできるので
ある。
【００４９】 さらにこの発明が提供する医療器具はモニター装置を組み込んだバネ基ステン
トを含んでおり、ステントのバネがモニター装置のアンテナとして機能し、かつ
周波数が０．５〜５ＧＨｚの電磁放射線を受信できる。モニター装置はステント
の支持体中に配置するのが望ましく、医療器具近傍の所定の状態をモニターする
手段と主制御器により受信されるべく１以上の状態を表わす信号を放出する手段
とを含むのが望ましい。
【００５０】 主制御器はステントが埋込みされている生体外に分離配置するのが望ましく、
かつ０．５〜５ＧＨｚの電磁放射線を放出するのが望ましい。これは深い埋込み
には特に有効である。また主制御器はモニター装置のための動力源をも兼ねるの
が望ましい。医療器具と直接交信するのが困難な状況においては、第２の中間埋
込み子が必要であって、これが皮膚面に近くかつ主制御器から医療器具に動力と
指令とを取り次ぐことができるのである。
【００５１】 （発明の詳細な説明） 以下の記載では刺激目的のために上記したようなシステムと方法とについて言
及するが、この発明はそれに限定されるものではない。この発明は生体外の場所
と生体内の場所との間の相互作用システムに関するものであり、それにより両者
間での動力および／または情報の流れを可能とする、ものである。情報の性質と
動力の使用とは生体に埋込みされるアンテナ基装置により左右されるものである
。
【００５２】 第１の実施例においては、刺激装置が人工的電気刺激を与えるもので、０．５
〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を受信器アンテナが主制御器から受信する、また
供給回路により電気エネルギーが受信された高周波電磁放射線から引き出され、
隔離回路がデータ信号を受信された高周波電磁放射線から隔離する。パルス発生
器が供給回路からの電気エネルギーを利用してデータ信号に応じて電気パルスを
発生し、刺激電極がパルス発生器からの電気パルスを出力する。
【００５３】 換言するとこの刺激装置においてはアンテナが０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁
放射線を主制御器から受信して、これを振動電流に変換する。この振動電流は変
換器により装置に動力を供給するに適した電気的供給量に変換される。隔離回路
がデータ信号を振動電流から分離し、パルス発生器がデータ信号に応じて励起さ
れて、電気的供給動力を用いて電気刺激パルスを提供する。
【００５４】 したがって刺激装置は少なくとも生物受容性の材料、例えば適宜なエポキシ、
シリコンポリマー、ダイアモンド被覆などの中に実質的に包み込むことが可能で
ある。刺激電極は適宜な生物受容性の電導材料（チタニウム、外科用ステンレス
、金、オスミウム、イリジウムおよびプラチナなど）から形成できる。外科的な
埋込みに容易なように、刺激装置の要素は単一の実質的なカプセル状ユニットに
包含できるが、アンテナおよび／または電極は分離して例えば短い導線で装置の
他の要素に接続してもよい。
【００５５】 装置により刺激されるべき場所（すなわち電極の望ましい位置）が主体筋肉の
深部に位置するときにはこのような構造が望ましい。またこの発明によればアン
テナを筋肉表面の近くに位置させて、アンテナにおいて受信される高周波電磁放
射線の希釈化を低減することができる。さらに筋肉表面のアンテナ上に抗反射材
料の被覆またはパッチを施与して、高周波電磁放射線信号の希釈化を一層低減す
ることも可能である。
【００５６】 他の実施例においては複数の刺激装置が用いられて、単一の主制御器からの信
号に反応する。この場合には各刺激装置または刺激装置群が受信されたデータ信
号により励起されるようにするのが望ましい。したがって隔離回路またはパルス
発生器はデータ信号によりアドレス可能とし、これにより主制御器から特定形態
のデータ信号が受信されたときのみ、刺激パルスが発生されるようになる。
【００５７】 例えば刺激装置は、変調されたデジタルコードを解号して所定のコードと比較
して特定な装置がアドレスされているか否かを確認するように、構成することが
できる。これに代えて、特定の形の周波数信号符号化を用いることもでき、隔離
回路が装置に向けられたデータ信号のみを隔離するように構成する。データ信号
中に符号化された他のデータはパルス発生器により利用されて、発生された電気
パルス（パルス形状、振幅、期間および周波数など）の特性を調節する。
【００５８】 多くの患者は数個の装置が種々の筋肉を刺激しかつそれらの状態を感知するこ
とを要求するが、これには中央主制御器が特定の電極のアドレスを含んだ信号を
送信するか、または送信データが関連アドレスを含むようにする。例えばこの発
明によれば、もろい導線が交差連結することなしに動作する刺激に必要な多くの
電極を、患者が用いることができるのである。
【００５９】 さらに他の実施例においては、人工筋肉刺激システムが提案されており、その
少なくとも１個の刺激電極が主制御器による制御の下に筋肉に人工的な電気刺激
を印加する。該主制御器は０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を送信すること
ができる。ＥＭＧセンサーが刺激中筋肉からのＥＭＧ信号を測定し、神経ネット
ワーク・プロセッサーが接続されていて、測定ＥＭＧ信号を受信して、筋肉の収
縮力および疲労に関する情報を抽出する。主制御器は神経ネットワーク・プロセ
ッサーの出力端に接続されていて、抽出された情報に基づいて人工電気刺激を制
御する。
【００６０】 特定の筋肉は正しくなく刺激されたときには急速に疲労することが知られてい
るが、筋肉が異なる領域またはより低い周波数で刺激されればこれを回避できる
だろう。筋肉刺激技術は疲労を回避すべく注意深くモニターすることを必要とす
る。働いている筋肉のＥＭＧを使って、収縮中の時間、圧力および筋肉組織のｐ
Ｈについての延長として疲労の開始を特定することができることが知られている
。ならば主制御器は疲労筋肉を受容するように刺激を変更する。
【００６１】 筋肉の疲労は二酸化炭素よりも乳酸の生成を伴うことが知られており、これは
筋肉のｐＨとｐＯ2を測定することによりモニターされている。同様に、糖尿病
のアシェミア（ａｓｃｈｅｍｉａ）の開始はグルコースが高くてｐＯ2が低いと
きに現れるので、この発明の医療器具を用いてグルコース濃度とｐＯ2を測定す
ることは意義がある。ＥＣＧを用いてのこの顕示は患者の潜在的に危険な状態の
診断に有用である。
【００６２】 この発明の医療器具の一実施例にあっては、ステントの導線バネ構造が血管を
押し広げる周知の基本的な機能を果たす。また電気信号を導いて電磁エネルギー
を受けるアンテナとして動作する。血管の小さな直径と血液の高い誘電率と血管
壁による波長の減少は高周波電磁放射線の周波数が０．５ＧＨｚより大であるこ
とを必要とする。驚いたことに例えば１．７ＧＨｚまでの高周波電磁放射線は血
管内に埋込みされて血液中に浸けられているアンテナに有効に伝達されることが
見出された。
【００６３】 高周波電磁放射線はステントの導線中に典型的な振動電流を引き起こし、この
電流は、導線のインダクタンスとキャパシタンスを共振を誘発するように設定す
ることにより変更できる。結果として得られた電流は整流されてモニター装置を
励動するのに用いられる。
【００６４】 この直流電流はついでコンデンサーまたは小型バッテリーを充電するのに用い
られる。一般に該回路は低動力マイクロプロセッサーであって、そのＡ／Ｄ（「
アナログ／デジタル」）入出力ドライバーは生体からの送信のためにアンテナに
印加されるパルス列を発生する能力を有している。技術的に端的に言うと、マイ
クロプロセッサーの機能は不連続または部分集積回路によって置き換えることが
でき、この回路がセンサーからの信号を処理分析して、警告信号を伝達する。
【００６５】 この構造では電子技術を使って筋電図をモニターするが、ｐＨ、血流、ｐＣａ
および他の新陳代謝もモニターする。該装置はまた生体外に信号を伝達する手段
も有していて、異常状態のための警告を与える。
【００６６】 この発明の一実用的な形態においては、ステントは剛体のフープとして形成さ
れて結果を拡張するが、外科的な処置においては縮めた形で埋込みされる必要が
ある。各フープは正弦曲線状にプリーツを付けられて、フープの面に対して正弦
曲線の振幅を直交状とし、正弦曲線埋込みされている血管の壁と同じ筒状の面内
にあるようにする。プリーツは振幅と個数を調整して、生体周辺の空間インピー
ダンスと同じアンテナ用の放射線インピーダンスを与えるようにする。同様にプ
リーツは整形器の特性を具えた共振タンクと考えられるアンテナのインダクタン
スとキャパシタンスにもある種の制御を及ぼす。
【００６７】 以下実験例によってこの発明をさらに説明するが、実験例１〜４は周波数０．
５〜５ＧＨｚの放射線を受信するアンテナの製造を検討したものである。
【００６８】 （実験例１） 相対誘電率１０．２で厚さ１．９０５ｍｍの分離誘電体を有した１７／１７ｍ
ｍ面積のマイクロウェーブ・パッチ・アンテナを製造し、Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎ
ｇシリコンポリマーで被覆し、脂肪性組織／皮膚の湿片内１０ｍｍの深さに配置
した。該アンテナを送信器からの５００ミリワットの高周波電磁放射線により励
起した。周波数はほぼ２．５ＧＨｚ変動して、最適共振周波数となった。アンテ
ナにおいて受信された動力はマイクロウェーブ動力メーターにより測定された。
送信器は１２および５０ｃｍであり、１０ｍＷおよび１．６ｍＷで、１２ｃｍで
あった。アンテナの出力は全波ブリッジにより整形され、２．５ボルトの電圧を
呈した。
【００６９】 （実験例２） 相対誘電率１０．２で厚さ１．９０５ｍｍの分離誘電体を有した２９／２９ｍ
ｍ面積のマイクロウェーブ・パッチ・アンテナを製造し、Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎ
ｇシリコンポリマーで被覆し、脂肪性組織／皮膚の湿片内に１０ｍｍの深さで配
置した。該アンテナを送信器からの５００ミリワットの高周波電磁放射線により
励起した。周波数はほぼ１．５ＧＨｚ変動して、最適共振周波数となった。アン
テナにおいて受信された動力はマイクロウェーブ動力メーターにより測定された
。送信器は１２および５０ｃｍであり、２５ｍＷおよび３．２ｍＷで、１２ｃｍ
であった。アンテナの出力は全波ブリッジにより整形され、２．３ボルトの電圧
を呈した。それから脂肪性組織の厚さを２０ｍｍに増加してテストを繰り返した
。５０ｃｍで動力出力は２．５ｍＷであり１００ｃｍで０．４ｍＷであった。
【００７０】 （実験例３） 相対誘電率２．２で厚さ１．５８ｍｍの分離誘電体を有した３３／３３ｍｍ面
積のマイクロウェーブ・パッチ・アンテナを製造し、Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇシ
リコンポリマーで被覆し、脂肪性組織／皮膚の湿片内に１０ｍｍの深さで配置し
た。該アンテナを送信器からの５００ミリワットの高周波電磁放射線により励起
した。周波数はほぼ２．５ＧＨｚ変動して、最適共振周波数となった。アンテナ
において受信された動力はマイクロウェーブ動力メーターにより測定された。送
信器は１２および５０ｃｍであり、１０ｍＷおよび０．８ｍＷで、１２ｃｍであ
った。アンテナの出力は全波ブリッジにより整形され、２．６ボルトの電圧を呈
した。
【００７１】 （実験例４） 相対誘電率２．２で厚さ１．５６ｍｍの分離誘電体を有した６０／６０ｍｍ面
積のマイクロウェーブ・パッチ・アンテナを製造し、Ｄｏｗ Ｃｏｒｎｉｎｇシ
リコンポリマーで被覆し、脂肪性組織／皮膚の湿片内に１０ｍｍの深さで配置し
た。該アンテナを送信器からの５００ミリワットの高周波電磁放射線により励起
した。周波数はほぼ１．５ＧＨｚ変動して、最適共振周波数となった。アンテナ
において受信された動力はマイクロウェーブ動力メーターにより測定された。送
信器は１２、５０および１００ｃｍであり、２５ｍＷ、６．３ｍＷおよび０．８
ｍＷで、１２ｃｍであった。アンテナの出力は全波ブリッジにより整形され、２
．８ボルトの電圧を呈した。ついで脂肪性組織の厚さを２０ｍｍとしてテストを
繰り返した。５０ｃｍで動力出力は３．２ｍＷ、１００ｃｍで０．２５ｍＷであ
った。
【００７２】 （要約） 実験例１〜４は、周波数が０．５〜２．５ＧＨｚの放射線を用いて誘導接続の
必要なしに高周波電磁放射線中に動力を発生できること、を示している。実験例
５〜８では、この発明による医療器具中に使用できる装置の製造に関するもので
ある。
【００７３】 （実験例５） ３１６ＬＶＭで直径０．００５９インチの外科用鋼導線に振幅０．０３９イン
チの正弦曲線プリーツをつけ、０．８３インチ当たり５巻きとした。この平面構
造物をついで曲げてフープとしてＳｃｈｏｔｔｋｙダイオードと測定装置に取り
付けた。全体をシリコンポリマーなどの生物劣化性の樹脂で被覆し、生物流体か
ら絶縁した。
【００７４】 この装置をウシ肝臓の動脈内に埋込みしてヘパリン血液で洗浄した。全体を房
室に移してマイクロウェーブ伝達のテストに供し、周波数が０．５〜２ＧＨｚで
変動する電磁エネルギーで放射し、受信エネルギーをモニターした。テスト結果
によれば１３００ＭＨｚまでの充分なエネルギーが受信され、血液中に浸漬して
刺激したときに８５０ＭＨｚを含んだ数個のピークが現われ、出力は１．５ボル
トで４００マイクロワットであった。
【００７５】 チタンやプラチナ群中の金属などの多種多様な導線が有用であることが明らか
となり、導線には被覆を施して生体電解質中を導通する際のエネルギー損失を低
減して、生体の免疫システムによる装置の受容性を改善することができる。同様
にして多種多様なステント構造が動作可能で、それらの全んどは有用なアンテナ
を形成することができる。
【００７６】 （実験例６） 正弦曲線（または刻み目）ループの支持体を有するようにアンテナが形成され
た。アンテナはループの主面に対して直交状に支持体の延長部の端部に支持され
、またシリコンポリマーに含まれた平行導線によりループと直列のキャパシタン
スを形成した。
【００７７】 平行導線の長さは３ｍｍとして、ループの自己インダクタンスがループ導線中
の振動電流にインピーダンスを発生したときに、キャパシタンスのインピーダン
スと合致させて、装置が有用電圧を大幅に増加させてタンク回路振動を引き起こ
した。血液媒体中に浸漬して０．８６ＧＨｚの放射線でテストして、２ボルトで
８００マイクロワットであった。
【００７８】 （実験例７） 実験例６のアンテナを用いてＳｈａｒｐ ＳＭ５Ｋ３のマイクロプロセッサー
を励動し、組み込んだアナログ対デジタル（Ａ／Ｄ）変換器を用いてＥＣＧの低
周波数信号を入力し、血液媒体中でこれを１Ｈｚ三角波上でシミュレートした。
マイクロプロセッサ−は、励動されて単純信号を感知したときに、１ビット信号
を発生した。
【００７９】 （実験例８） 小型ｐＨガラス電極と銀／銀塩化物基準電極とを組み込んで、マイクロプロセ
ッサーの第２のＡ／Ｄ変換器を用いてｐＨを測定した。血液媒体に酸を添加する
ことによりｐＨが変化し、マイクロプロセッサーがこの変化を出力の変化を介し
て記録した。
【００８０】 （要約） 実験例５〜８によれば、製造できる医療器具は周波数０．５〜５ＧＨｚの放射
線を受信することが分かる。
【００８１】 （図面の説明） 以下添付の図面によりさらにこの発明について説明する。
【００８２】 図１〜６に示す構成においてアンテナ基装置は受信器とアドレス可能な励起装
置からなるもので、筋肉（骨格、平滑または心臓）の電気的刺激を可能とするも
のである。この受信器は主体の生体内に埋込み可能に構成されており、実際には
生体中の異なる部位に複数の受信器が埋込みされて、異なる筋肉を刺激する。
【００８３】 受信器はその動作エネルギーを主制御器から放出される高周波電磁放射線から
引き出すものである。主制御器はまた周波数が０．５〜５ＧＨｚの電磁信号によ
り受信器とアクチベーターとを制御する指令を発し、筋肉に適切な電気刺激信号
を形成する。
【００８４】 ＦＥＳシステムをして多数の受信器／アクチベーターと協働して異なる筋肉を
刺激させ、かつ単一の主制御器により制御されるのを可能とするには、個々の受
信器／アクチベーターを個別に制御することができなければならない。これを達
成するには、各受信器を送信器からの特定形状の信号のみに反応するように構成
する。受信器を埋込みするには種々の方法があり、デジタルアドレス方式でも周
波数符号化アドレス方式などでもよい。
【００８５】 システムは無線方式であり、しかも動力および制御信号は前記の電磁放射線に
より主制御器から複数の受信器に伝達されるので、生体中における接続領域を導
線が通るような埋込み（外部でも）導線に伴う問題なしに、単一主制御器を用い
て多数の受信器／アクチベーターを制御することができる。
【００８６】 各受信器は埋込みされたアンテナを有しており、アンテナは主制御器からの電
磁放射線を受信するように同調されている。主制御器は患者の生体に着せるか生
体中に埋込みされ得るものである。上記のように高周波電磁信号は０．５〜５Ｇ
Ｈｚの範囲にある。信号エネルギーの一部を使って、アクチベーター回路に電気
的動力を提供し、他の部分は解号された制御信号を与えるのに使われる。該情報
とは受信器／アクチベーターのアドレスや出力電極に出されるパルスの形状やサ
イズなどである。
【００８７】 この受信器／アクチベーター装置はシリコンなどの生物受容性の樹脂でカプセ
ル包絡するのが望ましい。アクチベーターの出力端は刺激電極であって、これは
チタニウムその他の生物受容性の材料で形成するのが望ましい。これらの電極は
自己付着性であってもよく筋肉に縫合するものでもよく、公知の形態で形成され
る。出力電極のサイズは２ｍｍ〜２０ｍｍくらいとする。
【００８８】 刺激されるべき筋肉が生体内に比較的深く位置している場合には、アンテナを
含む装置の受信部分は表面下に配置して、励起再度に短い導線で連結される。し
かし電磁放射線の周波数は、電極を装置の表面上または刺激電極に非常に近くし
た電極を用いて装置全体が刺激中の神経部位に近くなるように、選択するのが望
ましい。
【００８９】 腹腔などのように放射されるエネルギーの要求レベルを減少することが望まれ
る場合には、抗反射性材料（送信器と受信器との間の交信に利用される電磁周波
数に適している）の被覆またはパッチを受信器が位置している患者の皮膚上に配
置すると有利である。
【００９０】 図１に示すのは主制御器２と受信器１０とからなるシステムの機能を示すブロ
ック線図である。受信器およびアクチベーター装置１０は図２に示されている。
該装置１０の双極子アンテナ１２は主制御器２から放出される電磁信号を受信す
るように構成されている。データ信号と動力とは０．５〜５ＧＨｚの周波数で主
制御器２から伝達される。
【００９１】 双極子アンテナ１２はチタニウムまたは集積回路鋳物などの適当な電導性の材
料から形成され、例えば長さ８ｍｍ、幅４ｍｍ、深さ２ｍｍの寸法である。アン
テナにより受信された信号は公知の構造の受動復調回路１４に送られる。ある周
波数Ｆ1の信号は復調されてアクチベーター回路２２、２４、２６に電気動力源
を提供する。復調器１４により供給される電気動力は蓄電要素１６を充電するの
に用いられる。
【００９２】 主制御器２により発生される第２の周波数Ｆ2はキャリア周波数であって、特
定の受信器／アクチベーター装置１０をアドレスかつ制御する役割をする情報を
搬送する。従来型の受動フィルター回路１８を用いてキャリア周波数Ｆ2の制御
信号を隔離し、これがついで復調される。復調器２０の出力端から提供される制
御信号はアクチベーター回路２２、２４、２６に送られる。
【００９３】 装置１０のアクチベーター回路部分はデジタルレジスターと比較器２２とを有
しており、後者は伝達されたデータのアドレス部分を解号できる。このアドレス
は単一のアクチベーション装置または装置群を選択することを可能とするために
与えられたもので、与えられたアクチベーター１以上のアドレスを解号可能なこ
とが要求される（例えばあるアドレスは特定の装置それ自身のためであり、他の
アドレスはそれが属する装置の群のそれぞれのためのものである）。パルスの第
２の発現はアドレス情報に応じて選択された装置により解号され、これが刺激電
極に発生されるべきパルスの形状とサイズに関して装置に情報を与える。
【００９４】 受信データの応じたパルスはかくして従来型のパルス発生器２４により発生さ
れる。該パルスは電極板２６に現れて埋込みされている組織を刺激する。この電
極板は受信器／アクチベーター装置１０の残りの部分の近くにあってもよく、若
干離れていてもよく、例えば絶縁多束ステンレス鋼導線で接続されてもよい。こ
の装置１０は出力電極２６から変化可能な電流を送り出すように設計されている
。
【００９５】 これにより応用に広い柔軟性が得られる。パルス発生器により形成されたパル
ス列の形状と速度とは伝達された信号により左右され、しかも筋肉回復の要求に
合うように主制御器２により動的に制御できるのである。運動ユニットの回復に
制御を及ぼす上でこの柔軟性は有用である。これは現存の刺激器では望み得ない
特徴である。
【００９６】 図３において適宜な励起装置にアドレスするには変調トーンを選ばなければな
らない。該変調トーンは帯域パスフィルター２８により解号される。この場合ト
ーンの期間を使ってパルス発生器２４により出力されるべきパルスの幅を決定す
る。ついでパルスは電極板２６に現われ、埋込みされている組織を通って電流刺
激を駆動する。ここでも電極板はアクチベーター装置の他の部分の近くでもよく
、書式から若干離れていて例えば絶縁多束ＳＳ導線などによりそこに接続されて
もよい。
【００９７】 図４に示すのは受信器／アクチベーター３０のデジタル的実行のブロック線図
であって、信号濾過、復調、アドレス解号およびパルス発生アドレスの機能はす
べて単一の集積マイクロプロセッサーおよびＡ／Ｄ変換回路３４により行われて
いる。回路３４への動力は動力供給回路３２により行われ、該供給回路は上記し
たように動作するもので受信器アンテナ１２において受信された電磁放射線から
有用な電流を引き出すのである。
【００９８】 マイクロプロセッサーおよびＡ／Ｄ変換回路の機能は例えばマイクロ符号化コ
ンピューター・プログラム指令により公知のように制御される。電極２６への刺
激パルスは、受信器からの単一の電極よりも、集積回路から直接駆動されること
が示されている。
【００９９】 ここに記載した装置の特徴としては構造が簡単なことが挙げられ、それは非常
に強靭で生体中の傷害的な環境に対して免疫性であることを意味する。誘導接続
がないので装置中にはコイルがない。バイメタル式の帯電貯蔵コンデンサーの装
置のような化学反応の問題もない。長い導線もいらないし、外科的な埋込み処理
が簡単となる。組織の成長があっても装置の特性は変化なく、パルス期間や刺激
電流は制御できる。長短の期間または劣化のいずれの場合でも筋肉特性が変化す
る場合にはこのことは有利である。
【０１００】 この発明のシステムは主制御器からの直接の導線接続を必要としないので、導
線のバイパス接続に伴う困難なしにアンテナ基装置を埋込みすることができる。
例えば脚に運動機能不全の患者中の歩行能力を完全に蓄えるには最少５０個の個
別の人工刺激器が必要であり、これに必要な導線は非常に問題となる。この発明
のシステムではそのような個数の受信器／アクチベーターを容易に受容でき、個
々または選択された群にアドレス可能である。例えば個々のデジタルコードによ
りアドレスするには、８ビットコード１個で２５６個の装置および／または装置
群をアドレスできるのである。
【０１０１】 またＦＥＳ刺激に関連してこの発明においては、システムがＥＭＧレコーダー
と信号プロセッサーと人工刺激制御器とを含んでなるものである。このシステム
の目的は筋肉刺激パターンを制御して、神経運動制御障害のある患者に自然に近
い筋肉収縮を与えることにある。この実施例はつぎのような特徴を有している。
【０１０２】 （ａ）刺激下にある筋肉からＥＭＧを測定して、人工刺激を制御するフィード
バックを与える。（ｂ）神経ネットワーク処理を用いてＥＭＧ測定値を処理して
、筋肉疲労および筋肉収縮力に関する情報を抽出する。（ｃ）筋肉疲労状態と筋
肉により産み出される生の収縮力に基づいて筋肉刺激を制御する能力を具備する
。これらの特徴を実行するにはつぎのような手法による。
【０１０３】 （ａ）従来は神経ネットワークおよび時間周波数原子を用いてＥＭＧを分析し
ていた（Ｅｎｇｌｅｈａｒｔ Ｋ他、「動的神経ネットワークを用いた筋電性信
号発生パターンの分類」、ＩＥＥＥ １９９５年；Ｈｉｒａｉｗａ Ａ他、Ｓｈ
ｉｍｏｈａｒａ ＫおよびＴｏｋｕｎｇａ Ｙ、「神経ネットワークによるＥＭ
Ｇパターン分析と分類」ＩＥＥＥ １９８９年；Ｊａｎｇ ＧＣ、Ｃｈｅｎｇ
ＦＨＹ、Ｌａｉ ＪＳおよびＫｕｏ ＴＳ「表面ＥＭＧ信号の分類における時間
周波数分析技術の使用」、ＩＥＥＥ １９９４年）。この発明のシステムは同様
の技術を使って、ＦＥＳ刺激筋肉のＥＭＧを分析して、クローズドループＦＥＳ
システムを得るものである。
【０１０４】 （ｂ）監視下に行われる訓練段階中、固定刺激パターンが同じ筋肉中の異なる
電極に印加される。筋肉収縮パターンに対してのＥＭＧ記録が神経ネットワーク
により記憶される。システムはＥＭＧ信号、力と疲労との相関を学習する。信号
の助けを借りて疲労は平行システムにも教示される。
【０１０５】 その後システムは異なるパルス形状と振幅で同じ筋肉を刺激し、収縮力を記録
する。システムは自己学習し、刺激装置が埋込みされた後もこれが続く。システ
ムはネット状の神経ネットワークを内蔵しており、このネットワークが時間、波
形および収縮強度の間の相関を学習する。
【０１０６】 訓練されたシステムは刺激されている筋肉からＥＭＧ信号を受信する。システ
ムはクローズドループで動作し、訓練の結果として時間ＥＭＧ波形および帯域を
収縮力および疲労と相関付ける。ついでシステムはパルス波形と筋肉刺激速度と
を変更して、定常な筋肉収縮を達成する。したがってシステムは筋肉疲労を予見
して補償することができる。同じ筋肉内に種々の異なる電極組を選ぶことにより
、運動回復を変更でき筋肉疲労を防止または低減できる。
【０１０７】 図５にそのようなシステム４０の埋込みの一例を示す。刺激制御器４２を用い
てＦＥＳ電極５２を介して患者の筋肉５４を人工的に刺激して、患者中に筋肉収
縮を起こす。ＥＭＧセンサー４８が筋肉からのＥＭＧフィードバック信号を測定
して、これが分析器４６を経て神経ネットワークプロセッサー４４に送られる。
該プロセッサー４４は識別された筋肉疲労などに応じて刺激制御器４２に電気的
フィードバックを与える。患者が制御するジョイスティック５０により筋肉収縮
などを示す物理的フィードバック信号を与えることができる。
【０１０８】 上記のシステムはかくして神経ネットワークを含んだ信号処理技術を用いて表
面ＥＭＧを処理することを可能とする。この技術により筋肉疲労と刺激筋肉の力
に関する情報を抽出する。したがって該システムは運動回復と刺激に関連する情
報を与えて、定常な収縮力を維持して疲労を防止する。またいずれかの筋肉の収
縮力を増減したいとする患者の要求を分析することもできる。
【０１０９】 図６において、主制御器は脚に埋込みされた装置に信号を発する。埋込み装置
はこの信号を採取解号して、信号制御開始時間、パルス幅、パルス周波数および
パルス数などを特定したパルスを筋肉刺激のために送信する。該装置のセンサー
はＥＭＧ、ｐＨおよび筋肉寸法などの特性値を測定し、ついでデータを主制御器
に伝達する。かくしてシステムが提供する遠隔励動装置は筋肉を刺激するととも
に筋肉の状態をモニターするのである。
【０１１０】 図７の医療器具１１０は支持体１１２に取り付けられたバネ１１１など公知の
ステントの基本的な要素を有している。この場合支持体１１２はモニター装置の
要素を内蔵できる構造となっている。
【０１１１】 支持体１１２に組み込まれたモニター装置のためのアンテナとしてのバネ１１
１の機能により、正弦波プリーツの振幅は充分に小さく保たれて、ステント中の
バネのループ間の大きな重複はなくなる。これにより個々のループにより発生さ
れる電磁界の重複も防止される。
【０１１２】 したがって支持体１１２は部分的にエポキシなどの生物受容性材料中に少なく
とも実質的にカプセル包絡される。モニター装置のセンサーはチタニウムなどの
生物受容性の電導性材料中に構成することができる。
【０１１３】 図７の医療器具１１０はその拡張タイプである。医療器具１１０が所定位置に
挿入される際に、バネ１１１がカプセル包絡状となって（図示せず）挿入が容易
となる。
【０１１４】 この発明は以上の記載に限定されるものではなく、種々の変更が可能である。
またその応用も人間の生体に限定されるものではない。
【図面の簡単な説明】
【図１】 この発明による無線電気筋肉刺激システムの機能を示すブロック線図。
【図２】 無線ＦＥＳシステムのための受信器とアクチベーターの機能を示すブロック線
図。
【図３】 この発明の第２の実施例の機能を示すブロック線図。
【図４】 受信器アクチベーターのデジタル形状を示すブロック線図。
【図５】 人工刺激のためのフィードバックを行うシステムのブロック線図。
【図６】 この発明の第３の実施例の概念を示す図。
【図７】 同じく側方から見た斜視図。
【符号の説明】
２ 主制御器 １０ 受信器 １２ アンテナ １４ 復調回路 １６ 蓄電要素 １８ フィルター回路 ２４ パルス発生器
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考） Ａ６１Ｎ 1/378 Ａ６１Ｂ 5/04 ３３０ (31)優先権主張番号 ＰＰ ８９１５ (32)優先日 平成11年３月１日(1999．3．1) (33)優先権主張国 オーストラリア（ＡＵ） (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ，ＭＬ， ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，ＧＭ，Ｋ Ｅ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＵＧ，ＺＷ)，Ｅ Ａ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ，ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＬ，ＡＭ，ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ， ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ，ＤＭ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，Ｇ Ｂ，ＧＤ，ＧＥ，ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ ，ＩＮ，ＩＳ，ＪＰ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ， ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＤ，Ｍ Ｇ，ＭＫ，ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ ，ＲＯ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ， ＴＪ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＳ，ＵＺ，Ｖ Ｎ，ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 ウェスト， サイモン， マイケル オーストラリア国 ヴィクトリア 3106 ウィリアムズタウン ヴァードン ストリ ート ３ (72)発明者 シュレイ， ニコラス， ヴィクター， ゾハン オーストラリア国 ヴィクトリア 3002 イースト メルボルン ジョージ ストリ ート 19／108 (72)発明者 クマール， ディネシュ， カント オーストラリア国 ヴィクトリア 3033 キーラー イースト オーヴァーランド プレイス ２ (72)発明者 ウォーターハウス， ロドニー， ブルー ス オーストラリア国 ヴィクトリア 3068 ノース フィッツロイ バットマン スト リート 19 (72)発明者 ブラッドリー， アラン， バーナード オーストラリア国 ヴィクトリア 3212 ララ カラウォング コート ６ Ｆターム(参考） 4C027 AA00 AA02 AA04 DD05 FF01 FF02 GG00 GG15 GG16 HH06 JJ03 KK00 KK03 KK05 4C053 JJ01 JJ06 JJ11 JJ13 JJ18 JJ24 KK01 KK05 KK07 4C060 MM24 4C167 AA41 BB26 BB42 BB46 BB61 BB62 CC04 CC05 CC19 DD10 EE20 HH30

Claims (25)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 生体外部の第１の場所と生体内部の第２の場所との間で動力
    および／または情報を伝達する型式であって、動力源と第１の場所に配置可能な
    送信器とを含んだ主制御器と、第２の場所に配置されて送信器からの出力を受信
    するアンテナ基装置とを含んでなり、かつ動力源が０．５〜５ＧＨｚの高周波電
    磁放射線を放出する能力があることを特徴とする伝達システム。
  2. 【請求項２】 主制御器中の動力源が０．８〜２．５ＧＨｚの高周波電磁放
    射線を放出する能力があることを特徴とする請求項１に記載のシステム。
  3. 【請求項３】 アンテナ基装置のアンテナ形式がアンテナ基装置の構造中に
    組み込まれた平面全方位形式であることを特徴とする請求項１または２に記載の
    システム。
  4. 【請求項４】 アンテナ基装置のアンテナ形式がスロットパッチ形式を含ん
    だ単双極子、刻み目のあるまたはないループまたはマイクロストリップ・アンテ
    ナであることを特徴とする請求項１〜３のいずれかひとつに記載のシステム。
  5. 【請求項５】 主制御器がさらに他の装置を含んでいることを特徴とする請
    求項１〜４のいずれかひとつに記載のシステム。
  6. 【請求項６】 主制御器中の他の装置が埋込み装置からのデータを受信する
    受信器であることを特徴とする請求項５に記載のシステム。
  7. 【請求項７】 アンテナ基装置がさらにアンテナ基装置近傍の所定の状態を
    モニターしかつ主制御器により受信される１以上のそれらの状態を示す信号を放
    出する手段を含んでいることを特徴とする請求項１〜６のいずれかひとつに記載
    のシステム。
  8. 【請求項８】 アンテナ基装置がさらに電流パルスを発生する手段を含んで
    いることを特徴とする請求項１〜７のいずれかひとつに記載のシステム。
  9. 【請求項９】 アンテナ基装置が医療器具であることを特徴とする請求項１
    〜８のいずれかひとつに記載のシステム。
  10. 【請求項１０】 アンテナ基装置がステントであることを特徴とする請求項
    ９に記載のシステム。
  11. 【請求項１１】 生体外部の第１の場所と生体内部の第２の場所との間で動
    力および／または情報を伝達するべく、第２の場所においては主制御器が動力源
    と送信器とを有しており、かつ第２の場所ではアンテナ基装置が配置されている
    形式であって、（ａ）動力源から０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を発生し
    て該放射線を主制御器の送信器から放出し、（ｂ）該放射線をアンテナ基装置に
    おいて受信することを特徴とする伝達方法。
  12. 【請求項１２】 ステップ（ａ）における高周波放射線が０．８〜２．５Ｇ
    Ｈｚであることを特徴とする請求項１１に記載の方法。
  13. 【請求項１３】 さらに（ｃ）放射線によってアンテナ基装置を励動しおよ
    び／または（ｄ）アンテナ基装置に電流パルスを発生せしめおよび／またはアン
    テナ基装置近傍の所定の状態をモニターして主制御器により受信される１以上の
    該状態を示す信号を放出することを特徴とする請求項１１または１２に記載の方
    法。
  14. 【請求項１４】 モニター装置を組み込んだバネ基ステントを含んでおり、
    ステントのバネがモニター装置のアンテナとして機能し、周波数が０．５〜５Ｇ
    Ｈｚの電磁放射線を受信できることを特徴とする医療器具。
  15. 【請求項１５】 モニター装置がステントの支持体に配置されていることを
    特徴とする請求項１４に記載の器具。
  16. 【請求項１６】 モニター装置が医療器具近傍の所定の状態をモニターする
    手段を含んでいることを特徴とする請求項１４または１５に記載の器具。
  17. 【請求項１７】 モニター装置が主制御器との連携のもとに作用することを
    特徴とする請求項１４〜１６のいずれかひとつに記載の器具。
  18. 【請求項１８】 モニター装置がさらに主制御器により受信される状態の１
    以上を示す信号を放出する手段を含んでいることを特徴とする請求項１７に記載
    の器具。
  19. 【請求項１９】 主制御器が別体であって、ステントが埋込みされている生
    体の外部に配置されていることを特徴とする請求項１７または１８に記載の器具
    。
  20. 【請求項２０】 主制御器がモニター装置のための動力源であることを特徴
    とする請求項１７〜１９のいずれかひとつに記載の器具。
  21. 【請求項２１】 主制御器が０．５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を放出す
    る能力を具えていることを特徴とする請求項１７〜２０のいずれかひとつに記載
    の器具。
  22. 【請求項２２】 さらに中間埋込み物を含んでおり、これが主制御器からの
    動力と指令とを医療器具にリレーすることを特徴とする請求項１７〜２１のいず
    れかひとつに記載の器具。
  23. 【請求項２３】 主制御器の制御の下に人工電気刺激を筋肉に与えかつ０．
    ５〜５ＧＨｚの高周波電磁放射線を伝達可能な少なくとも１個の刺激装置と、刺
    激中に筋肉からの筋電図信号を測定する筋電図センサーと、測定された筋電図信
    号を受信して筋肉の収縮力と疲労とに関する情報を抽出する神経ネットワークプ
    ロセッサーとを含んでなり、主制御器がプロセッサーの出力端に接続されていて
    、抽出された情報に基づいて人工電気刺激を制御することを特徴とする人工筋肉
    刺激システム。
  24. 【請求項２４】 筋電図レコーダーと、知的信号プロセッサーと、０．５〜
    ５ＧＨｚの電磁放射線を伝達可能な工刺激制御器とを含んだ人工刺激システムを
    実装すべく：監視の下に訓練段階を実施するに際して、固定刺激パターンを同じ
    筋肉の異なる電極に印加し、筋肉収縮パターンに対して神経ネットワークにより
    筋電図記録を記憶し、かつシステムをして筋電図と力と疲労との相関を学習せし
    め：その後異なるパルス形状と振幅で筋肉が刺激されたときに収縮力を記録し：
    時間筋電図波形と収縮力により刺激されている筋肉から受信された筋電図信号と
    疲労とを相関付け：刺激のパルス形状と速度とを変えて定常な筋肉収縮を達成す
    ることを特徴とする人工刺激システムの実行方法。
  25. 【請求項２５】 情報信号のキャリアーとして動力信号を用いて主制御器か
    らアンテナ基装置に情報を伝達する方法。
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