KR20220106143A - 자급 자족형 심장 박동기 - Google Patents
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Abstract
본 발명은 심장 박동기를 개시하고, 상기 심장 박동기가 다수의 마이크로니들과 적응 레벨을 갖는 적어도 하나의 비교기를 포함하는 칩, 시퀀스 제어 회로, n개의 커패시터 및 2n개의 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 2개의 추가 스위치, CMOS-로직을 포함하고, 추가로 상기 심장 박동기가 다수의 마이크로니들을 위한 구멍 및 리드를 포함하는 인터포저 층을 포함하는 것을 특징으로 한다. 상기 심장 박동기는 상기 칩이 상기 인터포저 층의 일 면 상에 위치되고 상기 리드 및 상기 인터포저 층이 상기 칩을 위한 캡슐을 형성한다. 또한, 마이크로니들의 어레이의 각각의 마이크로니들은 칩으로부터 돌출하는 원위 단부를 갖고 상기 심장 경보기가 전기적으로 자급 자족하도록 구성된다.
Description
본 발명은 심장 박동기(cardiac pacemaker)를 개시하며 상기 심장 박동기는 다수의 마이크로니들과 적응 레벨(adaptive level)을 갖는 적어도 하나의 비교기를 포함하는 칩(chip), 시퀀스 제어 회로, n개의 커패시터(capacitor) 및 2n개 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택(stack), 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터, CMOS-로직(CMOS-Logic)을 포함하며, 또한 상기 심장 박동기는 다수의 마이크로니들을 위한 구멍 및 리드를 포함하는 인터포저 층(interposer layer)을 포함하는 것을 특징으로 한다. 상기 심장박동기는 상기 칩이 상기 인터포저 층의 일면에 위치하며, 상기 리드와 상기 인터포저 층이 상기 칩용 캡슐을 형성하는 것을 특징으로 한다. 또한, 마이크로니들 어레이(array)의 각각의 마이크로니들은 칩으로부터 돌출된 원위 단부를 갖고 심장 박동기는 전기적으로 자급 자족하도록 조정(adapting)된다.
심장 박동기 요법은 비정상적인 심장 박동수를 늦추거나 심지어는 심장 정지를 초래하는 심장 전기 충격 생성 및 전파의 이상을 가진 환자를 치료하기 위해 개발되었다. 환자의 증상은 현기증, 운동 능력 장애, 숨가쁨, 실신. 및 돌연 심장사를 포함한다.
심장 박동기 기술은 50년 이상 전에 도입되었으며 상당한 기술 발전을 거쳤다. 이는 반도체, 리드, 및 배터리 기술의 발전으로 인해 더 작은 디바이스, 다중-챔버 디바이스(이중 및 삼중 챔버 심장 박동기) 및 개선된 생리적 자극 알고리즘이 있는 디바이스가 초래되었다.
오늘날의 심장 박동기는 일반적으로 지름이 수 센티미터이고 심장 바깥쪽에 위치된다(일반적으로 좌측 또는 우측 어깨 아래). 리드(일반적인 길이 50cm)는 심박 조율기에서 심장으로 연결되어 심장 근육에 고정되고 전기적으로 부착된다. 하나 또는 그 초과의 리드는 심장 조직에 1 내지 4개의 개별 전기 연결을 허용한다. 리드는 생체 적합성 물질로 코팅된 전선으로 구성된다. 시간이 지남에 따라 이러한 리드는 결합 조직에 의해 살을 파고 든다. 최근에는 심장에 직접 삽입할 수 있도록 더 작은 심장 박동기 전자 장치가 개발되었다. 이러한 디바이스에는 리드가 필요하지 않다. 그들은 심근 조직에 단 하나의 전기 연결을 가지고 있다.
또한, 심장 내부에 위치하는 심장 박동기, 예를 들어, Medtronic GmbH의 Micra 가 공지되어 있다. 이러한 심장 박동기는 심장 조직 내부에 이식되고 배터리로 구동되며 전자 부품과 배터리는 캡슐 내부에 있다. 심장 박동기는 전극으로도 기능하는 단일 접점을 통해 심장 조직에 전기적으로 연결된다. 따라서 단일 접점은 후크 고정에 의해 이루어진다.
오늘날까지 모든 심장 박동기는 내장된 화학 배터리로 구동되므로 환자의 일생 동안 반복적인 디바이스 교체(8~10년마다)가 필요하다. 이것은 관련 위험이 있는 수술을 필요로 한다. 또 다른 옵션은 배터리를 재충전하는 것이다. 기존의 재충전 시스템은 예를 들어 자기 유도(US 3867950 A1호) 또는 태양 전지(US 2009326597 AA호)를 사용한다. 이러한 시스템은 환자의 신체 외부에 있는 추가 기술 디바이스를 사용하여 심장 박동기를 충전해야 하므로 여전히 심장 박동기의 성능 상태를 확인하고 기술자 또는 필요한 경우 환자가 배터리 충전 절차를 수행해야 하는 문제가 있다. 상기 절차는 일반적으로 환자에게 불리하다.
전반적으로 오늘날의 임상 추정치는 리드와 배터리의 장기적인 성능 문제에 의해 크게 좌우되는 심장 박동기 합병증의 평생 위험이 8-10%임을 나타내고 있다. 심장 박동기 감염 및 후속 혈관 폐색으로 인한 다중 기능 장애 리드는 가장 심각한 것 중 하나이다. 특히 장기간의 심장 박동기 치료를 받는 환자에서 유병률이 증가하고 있다. 임플란트 서비스를 위한 수술은 측정 가능한 사망 위험과 관련이 있다.
따라서, 본 발명의 목적은 전술한 최신 기술의 단점을 극복하고 전기적으로 자급 자족할 수 있어 배터리의 재충전 절차나 심지어 빈 배터리로 인한 새로운 심장 박동기에 의한 전체 교체가 필요하지 않다. 또한, 심장 박동기 감염 또는 후속 혈관 폐색으로 인한 여러 기능 장애 리드와 같은 장기적인 성능 문제를 줄이기 위해 심장 박동기를 심장과 연결하는 리드를 피해야 한다.
따라서, 본 발명은 심장박동기를 제공하고, 상기 심장 박동기는
마이크로니들의 어레이를 형성하는 다수의 마이크로니들;
적응 레벨을 갖는 적어도 하나의 비교기, 시퀀스 제어 회로, n개의 커패시터 및 2n개의 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터, 상기 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 2개의 추가 스위치, 및 CMOS-로직(Logic)을 포함하고 n∈N인, 칩;
다수의 마이크로니들을 위한 구멍을 포함하는 인터포저 층;
리드;
적어도 하나의 코일(coil)을 포함하고,
상기 칩은 상기 인터포저 층의 일면에 위치되고;
상기 리드 및 상기 인터포저 층은 상기 칩 및 상기 적어도 하나의 코일을 위한 캡슐을 형성하고;
각각의 마이크로니들은 상기 칩으로부터 돌출된 원위 단부를 갖고;
상기 심장 박동기는 심근 세포로부터 전기 에너지의 수확(harvesting)으로 인해 전기적으로 자급 자족하도록 조정된 것을 특징으로 한다.
또한, 본 발명은, 제 1 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 따른 심장 박동기를 이용하는 심근 조직을 자극하기 위한 방법을 제공하고, 상기 방법은
● 마이크로니들 어레이의 마이크로니들이 심근 조직으로 삽입되고;
● 심장 주기 시간이 설정되고;
● 선택적으로 최소 심장 주기 시간이 설정되고;
● 세포의 전기적 활동에 대한 적어도 하나의 기준 레벨이 설정되고;
● 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 전기 펄스를 방출하도록 설정되고;
● 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 세포 전기적 활동(cellular electrical activity)의 진폭을 감지하고 에너지를 수확하도록 설정되고;
● 상기 세포 전기적 활동의 진폭이 감지되고 에너지는 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 수확되고;
● 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 감지된 세포 전기적 활동의 진폭이 마이크로니들의 어레이의 상기 대응하는 마이크로니들의 기준 레벨에 도달하는 경우 또는 펄스가 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 상기 심근 조직 내로 방출된 후 심장 주기 시간이 시작되고;
● 감지된 세포 전기적 활동의 진폭이 기준 레벨 아래로 떨어진 후 상기 심장 주기 시간 동안 상기 기준 레벨 위의 진폭을 갖는 세포 전기적 활동이 더 이상 감지되지 않는 경우, 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 전기 펄스가 상기 심근 조직에 인가되고;
상기 전기 펄스가 수확된 에너지를 이용하여 발생되는 것을 특징으로 한다.
디바이스 구성
본 발명에 따른 심장 박동기는 마이크로니들 어레이를 형성하는 다수의 마이크로니들을 포함한다. 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들은 근위 단부와 원위 단부를 갖는다. 본 발명의 일 실시예에서, 본 발명에 따른 마이크로니들은 직경이 0.05 mm 내지 0.5 mm인 원통형의 근위 단부를 갖고 바람직하게는 근위 단부가 직경이 0.2 mm이고 높이가 0.05 mm 내지 0.5 mm이고 바람직하게는 높이가 0.2 mm이다.
본 발명의 추가 실시예에서, 본 발명에 따른 마이크로니들은 0.05 mm 내지 0.5 mm의 폭 및 깊이를 갖는 직육면체와 같이 형상화된 근위 단부를 갖고, 바람직하게는 직육면체의 폭 및 깊이가 0.2mm이다. 직육면체의 높이는 0.05mm 내지 0.5mm이며, 바람직하게는 직육면체의 높이가 0.2mm이다.
근위 단부로부터, 마이크로니들은 근위 단부와 원위 단부를 연결하는 테이퍼진 부분을 포함한다. 원위 단부는 바늘 모양이고 길이는 0.5mm 내지 2.0mm이다. 마이크로니들의 원위 단부는 5~50뉴턴 범위의 전기 전도성 및 전단 응력 저항으로, 이는 본딩 와이어의 전단 응력 저항과 유사하다. 바람직하게는 마이크로니들은 한 조각으로 밀링된다.
바람직하게는, 다수의 마이크로니들의 원위 단부의 직경은 0.001mm 내지 0.1mm, 바람직하게는 0.01mm 내지 0.1mm이고, 가장 바람직하게는 다수의 마이크로니들의 원위 단부의 직경은 0.02mm이다. 따라서 마이크로니들의 원위 단부는 심근 세포 치수와 비슷하다. 따라서 마이크로니들의 치수는 오늘날 사용되는 다른 어떤 전극보다 훨씬 작다.
마이크로니들의 작은 치수는 최신 기술에 비해 몇 가지 이점을 제공한다. 첫째, 본 발명에 따른 마이크로니들은 심장 근육 세포에 전기적으로 직접 연결된다. 따라서 하나의 마이크로니들이 약 100개의 심장 근육 세포와 직접 전기적으로 접촉한다. 따라서, 본 발명에 따른 마이크로니들의 전기 신호는 근거리 신호이고 심장 근육 세포의 활동 전위와 형태가 유사하다. 또한, 본 발명에 따른 마이크로니들은 세포의 전기적 활동을 감지할 수 있고, 심근 조직 내부로부터 직접 에너지를 수확하고 및/또는 그들의 작은 치수로 인해 심근 조직으로 직접 전기 펄스를 방출할 수 있다. 이에 의해, 유리하게는 자극 역치가 낮아지고 의료 신호 해석이 더 명확해지고 모호하지 않게 된다. 종래의 전극의 전기 신호는 전극이 조직 위로 "부동(float)"하기 때문에 원거리 신호이기 때문에 최신 디바이스는 이 목적에 적합하지 않다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들은 동일한 형상 및 치수를 갖는다.
본 발명의 바람직한 실시예에서, 심장 박동기는 5 내지 10000개의 마이크로니들, 바람직하게는 25 내지 1000개의 마이크로니들, 가장 바람직하게는 100 내지 250개의 마이크로니들을 포함한다.
원칙적으로 여러 개의 마이크로니들이 모든 방식으로 칩에 배열될 수 있다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 다수의 마이크로니들은 칩 상에 서로 대칭적으로 배열된다. 이에 의해, 유리하게는 칩의 표면 상에 가능한 가장 많은 수의 마이크로니들이 배열될 수 있다. 또한, 마이크로니들 순서의 규칙성은 생산 공정을 단순화한다.
마이크로니들은 백금/이리듐(PtIr), 금 및 미세 금속(fine metal)을 포함하는 그룹의 재료를 포함한다. 마이크로 니들의 재질은 칩 또는 인터포저 층과의 납땜 연결에 적합해야 한다. 또한, 본 발명에 따르면, 다수의 마이크로니들에 포함된 모든 물질은 생체적합성이며 체액에 둔감하다. 본 발명과 관련하여 생체적합성이란 생체적합성 물질과 조직, 예를 들면, 인간 조직 사이에 독성 상호작용이 일어나지 않는다는 것을 의미한다.
또한, 바람직하게는, 각각의 마이크로니들은 세포 에너지를 수확할 수 있고, 살아 있는 조직을 전기적으로 자극하고 고유한 세포 전기적 활동을 감지할 수 있도록 조정된다. 본 발명에 따르면, 다수의 마이크로니들 중 모든 마이크로니들은 다른 마이크로니들과 독립적으로 작동 가능하다. 이것은 하나의 마이크로니들이 에너지를 수확할 수 있고 이웃하는 마이크로니들이 고유한 세포의 전기적 활동을 감지한다는 것을 의미한다. 각각의 마이크로니들의 작업은 언제든지 재분배될 수 있으므로 심장 박동기의 현재 요구 사항에 맞게 조정될 수 있다.
또한, 본 발명에 따른 심장 박동기는 칩 및 인터포저 층을 포함한다. 본 발명의 일 실시예에서, 각각의 마이크로니들의 근위 단부는 칩의 표면에 납땜되고, 이는 다수의 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들이 칩에 직접 접촉하는 것을 보장한다. 본 발명의 다른 실시예에서, 각각의 마이크로니들의 근위 단부는 심장 박동기의 인터포저 층의 표면에 납땜된다. 본 발명에 따르면, 다수의 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들은 다수의 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 서로로부터 분리된다. 또한, 모든 마이크로니들의 원위 단부는 칩 및/또는 인터포저 층으로부터 돌출되어 있다.
본 발명에 따르면 칩은 심장 박동기의 기능을 제어하는 데 필요한 모든 장치를 포함한다. 따라서 칩은 적응 레벨이 있는 적어도 하나의 비교기, 시퀀스 제어 회로, n개의 커패시터와 2n개의 스위치로 구성된 적어도 하나의 커패시터 스택, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 있는 적어도 하나의 버퍼 커패시터, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 있는 적어도 2개의 추가 스위치, 및 CMOS-로직(Logic)을 포함하고, 여기서 n∈N.
자급 자족 에너지 수확(Self-sufficiency Energy harvesting)
본 발명의 바람직한 실시예에서, 칩은 적응 레벨을 갖는 적어도 하나의 비교기, n개의 커패시터 및 2n개의 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터, 마이크로니들의 어레이의 각각의 바늘에 대한 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 두 개의 추가 스위치를 포함한다.
본 발명에 따르면, 적어도 하나의 커패시터 스택의 2n개의 스위치는 n개의 커패시터를 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 선택적으로 연결한다. 또한, 적어도 하나의 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 차례로 충전되도록 전용된다. 그리고 적어도 하나의 캐패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 캐패시터는 캐패시터 스택의 n개의 캐패시터로부터 한번에 충전되도록 전용된다.
따라서, 본 발명에 따른 칩은 적어도 하나의 커패시터 스택을 포함하고, 여기서 커패시터 스택은 n개의 커패시터 및 2n개의 스위치에 의해 구성되고, 여기서 n∈N이다. 커패시터 스택은 구조적으로 수용할 수 있는 만큼의 커패시터를 포함할 수 있다. 본 발명의 일 실시예에서, n은 2 내지 20, 더욱 바람직하게는 2 내지 14이다. 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 DC 입력 소스로서 기능하는 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 교대로 순차적으로 충전되도록 전용된다.
커패시터 스택의 2n개 스위치는, 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 선택적으로 연결하여 모든 커패시터가 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 교대로 이용 가능하게 된 DC 입력에 의해 순차적으로 충전되는 방식으로, n개의 커패시터를 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 선택적으로 결합된다. 마이크로니들이 심장 근육 세포에 전기적으로 직접 연결되고 전기 신호를 유도하기 때문에 DC 입력을 사용할 수 있다. 스위치의 제어 및 시퀀싱은 마이크로일렉트로닉스(Microelectronics)에 공통적인 일반적인 CMOS-로직에서 생성된다.
버퍼로 작동하는 커패시터 스택 외부에 적어도 하나의 버퍼 커패시터가 위치된다. 본 발명에 따르면, 적어도 하나의 버퍼 커패시터는 적어도 하나의 커패시터 스택의 n개의 커패시터로부터 한번에 충전되도록 전용된다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 칩은 커패시터 스택 외부에 하나의 버퍼 커패시터를 포함한다. 본 발명의 또 다른 바람직한 실시예에서, 칩은 커패시터 스택 외부에 2개의 버퍼 커패시터를 포함한다.
또한, 상기 칩은 커패시터 스택 외부에 적어도 2개의 추가 스위치를 포함한다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 상기 칩은 커패시터 스택 외부에 2개의 추가 스위치를 포함한다. 추가 스위치는 커패시터 스택을 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터 또는 추가 선택적 커패시터 스택에 선택적으로 결합하기 위해 전용된다.
추가의 바람직한 실시예에서, 상기 칩은 커패시터 스택 외부에 4개의 추가 스위치를 포함한다. 바람직하게는, 상기 칩은 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 제 1 버퍼 커패시터 및 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 제 2 버퍼 커패시터를 포함하는 경우, 상기 칩은 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 4개의 추가 스위치를 포함한다. 이 실시예에서, 2개의 추가 스위치는 적어도 하나의 커패시터 스택을 커패시터 스택 외부의 제 1 버퍼 커패시터에 선택적으로 연결하기 위해 전용되고 2개의 추가 스위치는 적어도 하나의 커패시터 스택을 커패스터 스택 외부의 제 2 버퍼 커패시터에 선택적으로 연결하기 위해 전용된다.
따라서, 바람직한 일 실시예에서, 본 발명에 따른 칩은 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 버퍼 커패시터로서 커패시터 스택 외부에 2개의 버퍼 커패시터 및 적어도 하나의 커패시터 스택 외부에 4개의 추가 스위치를 포함한다.
스택으로서의 물리적 구성에서, 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 모두 전기적으로 직렬로 연결된다. 또한, 본 발명의 일 실시예에서, 적어도 하나의 커패시터 스택은 적어도 3개의 전도성 판을 포함하고, 여기서 전도성 판은 상부측 및 하부측을 갖고, 적어도 하나의 전도성 판의 상부측은 제 1 캐패시터의 부분이고 적어도 하나의 전도성 판의 바닥측은 이웃하는 추가 캐패시터의 부분이다. 또한, 커패시터 스택은 커패시터가 구축되는 방식으로 전도성 판 사이에 절연 재료를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에서, n개의 커패시터를 갖는 커패시터 스택은 m=n+1개의 전도성 판을 포함한다. 본 발명에 따르면, 제 1 전도체(n=1)는 제 1 전도성 판(m=1)의 하부측과 제 2 전도성 판(m=2)의 상부측 사이에 구축된다. 이웃하는 도체(n=2)는 제 2 전도성 판(m=2)의 바닥측과 제 3 전도성 판(m=3)의 상단측 사이 등에 구축된다.
본 발명에 따라 구축된 커패시터의 커패시턴스는 1nF에서 1fF까지, 심지어 그 이하까지 매우 광범위하다. 판의 기하학적 구조와 판 사이에 사용된 유전체에 따라 다르다. 일반적인 유전 물질은 SiO2 또는 플라스틱이지만 다른 유전 물질도 가능하다.
본 발명에 따른 n개의 캐패시터를 갖는 캐패시터 스택의 도체 배열은 내부 전도성 판, 즉 판 m=2 내지 m=n이 스택 외부에 대해 기생 캐패시턴스를 형성하지 않거나 아주 작은 소형 기생 캐패시턴스만을 형성한다는 이점을 갖는다. 기생 커패시턴스는 당업계에 잘 알려져 있다. 기생 커패시턴스들은 주변에 대한 커패시터의 인터페이스에서 발생하며 커패시터의 모든 충전 주기에서 충전되어야 하므로 원하지 않는다. 이 프로세스는 커패시터의 충전 효율을 낮추고 따라서 충전 종료 전압을 낮춘다. 따라서, 최신 기술에서 모든 커패시터는 주변에 대한 두 개의 인터페이스를 가지며 따라서 기생 커패시턴스가 발생하는 두 개의 인터페이스를 갖는다.
본 발명에 따른 캐패시터 스택은 n개의 캐패시터를 제공할 수 있으며, 여기서 제 1 및 마지막 캐패시터만이 주변에 대한 실질적인 인터페이스를 갖는다. 따라서 유리하게는 이 두 인터페이스에서만 기생 커패시턴스가 형성된다. 따라서, 커패시터 스택의 n개의 커패시터의 충전 효율은 물론 충전 종료 전압도 증가한다.
또한, 본 발명의 바람직한 실시예에서, 모든 커패시터는 전기적으로 직렬로 연결된다.
본 발명의 바람직한 일 실시예에서, n개의 커패시터 및 2n개의 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택, 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터 및 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 2개의 추가 스위치가 집적 회로로서 구성되고, 스위치가 트랜지스터로 구현되고 커패시터가 집적 회로 기술의 전도성 판에 의해 구현된다.
바람직하게는 전도성 판은 금속 또는 폴리실리콘 또는 집적 회로 기술로부터의 임의의 다른 전도성 재료를 포함하는 그룹으로부터 선택된 재료로 제조된다. 적합한 금속은 구리, 알루미늄 및 텅스텐이다.
본 발명의 일 실시예에서, 격리 재료는 SiO2, SiN 및 Hf2O 및 이들의 스택을 포함하는 그룹으로부터 선택된다.
위에서 설명한 것처럼, 커패시터 스택은 인가된 전하를 저장하는 데 있어, 내부적으로 잘 제한되어 있기 때문에, 필드가 내부적으로 거의 완벽하다. 불행히도 제 1 및 마지막 전도성 판에서 여전히 일부 기생 커패시턴스가 형성된다. 이러한 외부 기생 커패시턴스에 저장된 에너지를 잃지 않는다는 관점에서, 본 발명에 따르면, 인덕터를 적용하여 공진 회로 구성에서 중간 저장을 수행할 수 있다.
따라서, 본 발명의 일 실시예에서, 칩은 인덕터를 추가로 포함한다. 바람직하게는, 작은 인덕터는 집적 회로에 모놀리식으로 집적된다. 본 발명에 따르면, 스위칭 주파수는 기생 커패시터의 공진 주파수 및 유도율이 커패시터 스택의 총 충전/방전 사이클 시간의 역수와 같도록 충분히 높게 선택된다. 또한 커패시터 스택의 충전/방전 타이밍은 사인 곡선에 근접하도록 조정되어야 한다.
집적 회로의 실제 인덕턴스 값은 100개의 권선이 25mm2 크기의 일반적인 칩을 감쌀 때 1-10μH 범위에 있다. 기생 커패시터 값의 범위는 일반적인 커패시터 스택의 경우 1-10pF이다. 이 설정의 경우, 공진 주파수는 10-200MHz 사이에서 발견될 것이다. 결과적으로 커패시터 스택의 커패시턴스 충전 주파수는 2n 더 높아야 한다.
다른 바람직한 실시예에서, 칩은 수 개의 커패시터 스택을 포함하며, 여기서 모든 커패시터 스택이 다른 커패시터 스택을 충전하기 위해 전용되고 하나의 커패시터 스택이 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터를 충전하기 위해 전용된다. 이로써, 본 발명에 따른 순차적인 소전하 수집의 캐스케이딩이 가능하다.
여러 커패시터 스택은 바람직하게는 커패시터 스택 외부의 스위치에 의해 연결되고, 가장 바람직하게는 항상 2개의 커패시터 스택이 커패시터 스택 외부의 2개의 스위치에 의해 연결된다. 본 발명의 일 실시예에서, 디바이스는 x 커패시터 스택 및 커패시터 스택 외부의 2x 스위치를 포함하고 
이다. 본 발명의 일 실시예에서, 디바이스는 1 내지 20개의 커패시터 스택, 바람직하게는 5 내지 15개, 가장 바람직하게는 13 내지 15개의 커패시터 스택을 포함하는데, 이는 이것이 현재 반도체 생산 기술의 능력 내에 있기 때문이다.
그러나 추가 커패시터 스택의 충전 주파수는 제 1 커패시터 스택의 충전 주파수보다 n배 느리다(n은 제 1 커패시터 스택의 커패시터 수임). 원칙적으로 제 1 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 마이크로니들의 어레이 중 적어도 하나의 마이크로니들의 DC 입력원에 의해 교대로 충전된다. 그 후 제 1 커패시터 스택의 n개의 커패시터가 추가 커패시터 스택의 하나의 커패시터로 한 번에 방전된다. 추가 커패시터 스택이 k 커패시터로 구축되는 경우, 추가 커패시터 스택의 k 커패시터를 교대로 충전하려면 k 충전 사이클이 필요하고, 
이다. 추가 커패시터 스택의 모든 커패시터가 충전되면 커패시터 스택 외부의 추가 커패시터로 동시에 방전된다. 전체적으로, 전체 방전은 제 1 커패시터 스택의 충전 주파수보다 낮은 주파수 k·n에서 발생한다. 제 2 스택의 최대 전압은 k·n DC 입력원의 공급 전압이다. 예를 들어 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에서 10mV 및 각각의 커패시터 스택에 10개의 커패시터가 있는 경우 최대 출력으로 1V를 실현할 수 있다.
본 발명에 따르면, 모든 추가 캐패시터 스택은 다른 캐패시터 스택으로부터 양의 전압 또는 음의 전압에 의해 공급되도록 전용된다. 따라서 커패시터 스택을 연결하는 커패시터 스택 외부의 스위치는 그에 따라 시퀀싱되어야 한다. 제 1 커패시터 스택이 양전하 또는 음전하를 제공하는 경우, 제 2 커패시터 스택의 충전이 그에 따라 수행되어야 한다.
본 발명의 실시예에서, 스위치의 시퀀싱(sequencing)은 마이크로일렉트로닉스에 공통적인 일반적인 CMOS-로직으로부터 생성된다. CMOS-로직이 작동하려면, 수백 밀리볼트의 전압이 필요하다. 일반적인 최첨단 반도체 기술은 약 1볼트 또는 약간 아래에서 작동한다. 본 발명에 따른 심장 작동기가 상기 소스에서 수 밀리볼트에서 시작하는 에너지를 수집하기 때문에 이 전압은 CMOS-로직을 작동시키기에는 너무 낮다.
시동 회로
그러나, 수집 및 캐스케이딩 후에, CMOS-로직을 작동하기에 충분한 1볼트 영역의 전압을 얻을 수 있다. 이러한 이유로, 로직에 전원이 공급되고 스위치가 작동하여 작은 소스에서 에너지 수집을 수행하도록 하려면 시동 회로가 필요하다.
이를 위해, 코일을 통한 자기 결합이 제안된다. 외부 코일은 교류로 여기되어 교류 자기장을 생성한다. 이 필드를 통해 시동 에너지가 집적 회로의 코일로 전달되어 시동 에너지를 회복한다.
본 발명에 따르면 심장 박동기는 적어도 하나의 코일을 포함한다. 바람직하게는 코일은 다른 코일과의 자기 결합에 의해 시동 에너지를 수신하도록 전용된다. 일 실시예에서, 적어도 하나의 코일은 인터포저 층 상에 위치된다. 본 발명의 다른 실시예에서, 적어도 하나의 코일이 칩 주위에 감겨 있다는 점에서 적어도 하나의 코일은 칩의 일부이다. 그러나, 이들 각각의 실시예에서 칩은 심장 박동기의 적어도 하나의 코일을 칩 상에 포함된 CMOS-로직에 연결하기 위한 전력 관리를 위한 인터페이스를 포함한다.
본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기는 적어도 하나의 추가 커패시터를 포함한다. 적어도 하나의 추가 커패시터는 칩 상에 포함될 수 있거나 칩 외부의 인터포저 층 상에 위치될 수 있다. 심장 박동기의 적어도 하나의 추가 커패시터는 바람직하게는 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들 및 그에 할당된 커패시터 스택에 대한 버퍼 커패시터 역할을 한다. 또한, 심장 박동기의 적어도 하나의 추가 커패시터는 외부 에너지원, 예를 들어 심장 박동기로부터 에너지 전달을 위해, 예를 들어, 시동 공정을 위해 기능할 수 있다. 일 실시예에서, 적어도 하나의 추가 커패시터는 칩 상에 포함된 전력 관리를 위한 인터페이스에 의해 칩에 연결된다.
프로그래밍 가능성(Programmability)
또한, 본 발명에 따른 심장 박동기의 칩은 외부 프로그래머 유닛과 통신하도록 조정된다. 외부는 유닛이 환자와 전혀 직접 접촉하지 않아야 함을 의미한다. 통신은 외부에서 적용된 전자기장을 통해 수행되는 것이 바람직하다. 따라서, 일 실시예에서 심장 박동기는 외부 프로그래머 유닛과 통신하기 위한 적어도 하나의 코일을 더 포함하고, 이에 의해 코일은 수신기 및 송신기로서 기능한다. 또한, 칩은 외부 프로그래머 유닛에서 심장 박동기의 코일을 통해 칩으로 데이터를 전송하기 위한 I/O 인터페이스를 포함한다. 이것은 심장 박동기의 기능을 외부 프로그래머 유닛에서 검증, 조사 및 조정할 수 있다는 장점이 있다. 따라서 심장 박동기의 기능 조정은 조직을 통해 심장 박동기에 물리적인 접촉 없이 가능하다. 따라서, 본 발명의 바람직한 실시예에서 심장 박동기는 외부 프로그래머 유닛을 더 포함한다. 외부 프로그래머 유닛은 태블릿, 스마트폰, 및 PC로 구성된 그룹에서 선택된다. 외부 프로그래머 유닛은 심장 박동기와 통신하도록 조정되어, 바람직한 실시예에서 송신 및 수신용 코일은 외부 프로그래머 유닛에 포함된다.
따라서, 본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기는 적어도 2개의 코일을 포함하고, 여기서 하나의 코일은 CMOS-로직을 위한 시동 에너지를 수신하도록 조정되고 하나의 코일은 외부 프로그래머 유닛에 대한 수신기 및 송신기로서 기능하도록 조정된다. 두 코일 모두 인터포저 층에 위치하거나 이미 설명한 대로 칩 주위에 감을 수 있다. 다른 실시예에서, 하나의 코일은 인터포저 층 상에 위치될 수 있고 다른 코일은 칩 주위에 권취될 수 있다.
유리하게는, 바람직한 실시예에서 심장 박동기에 포함되고 외부 프로그래머 유닛과 통신하는 데 사용되는 코일과 심장 박동기에 포함되고 CMOS-로직을 위한 시동 에너지를 수신하는 데 사용되는 코일은 동일한 코일이다. .
인터포저 층(Interposer layer)
또한, 본 발명에 따른 심장 박동기는 인터포저 층 및 리드를 포함한다.
인터포저 층은 칩의 조립 플랫폼 역할을 하며 FR4 재료, 에폭시 수지, 폴리(메틸 메타크릴레이트)(PMMA), 세라믹, 이산화규소(SiO2), 유리, 및 플라스틱으로 구성된 그룹의 재료로 구성된다. FR4 재료는 직조 유리 섬유와 에폭시 수지로 구성된 난연성 복합 재료의 한 종류이다. 원칙적으로, 인터포저 층에 포함된 재료는 비전기 전도성이어야 한다. 또한, 본 발명에 따르면 인터포저 층에 포함된 모든 재료는 생체적합성이며 체액에 둔감하다.
본 발명의 일 실시예에서, 인터포저 층은 구멍을 포함하고, 각각의 구멍은 마이크로니들의 원위 단부가 통과하기에 적합하다. 본 발명에 따르면, 인터포저 층은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 각각을 위한 구멍을 포함한다. 따라서, 바람직한 실시예에서 인터포저 층은 다수의 마이크로니들 어레이가 마이크로니들을 포함하는 만큼 많은 구멍을 포함한다. 이 실시예에서 마이크로니들은 칩의 표면에 납땜된다.
칩은 인터포저 층의 상단에 위치하고 다수의 마이크로니들 어레이의 마이크로니들은 인터포저 층의 구멍을 통과한다. 따라서, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들은 인터포저 층에 있는 별도의 구멍을 통과한다. 유리하게는, 인터포저 층의 구멍은 칩에 납땜된 다수의 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들이 인터포저 층에 접촉하지 않고 통과할 수 있는 방식으로 배열된다.
관통하는 마이크로니들이 있는 인터포저 층의 모든 구멍은 비전도성 재료로 주변을 밀봉한다. 적합한 비전도성 재료는 예를 들어 에폭시 수지, 폴리(메틸 메타크릴레이트)(PMMA), 유리 및 플라스틱이다. 따라서 환경의 유체가 구멍을 통해 칩으로 침투할 수 없다.
추가 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들은 인터포저 층에 납땜된다. 이 실시예에서, 인터포저 층은 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들을 칩에 연결하는 배선을 포함하고, 이에 의해 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들을 적어도 하나의 커패시터 스택에 연결한다.
일 실시예에서, 심장 박동기는 적어도 하나의 추가 커패시터 및/또는 적어도 하나의 센서를 더 포함한다. 이 실시예에서, 인터포저 층은 칩, 적어도 하나의 센서 및 적어도 하나의 추가 커패시터를 서로 연결하는 배선을 포함한다.
또한, 일 실시예에서, 인터포저 층은 적어도 하나의 추가 커패시터 및/또는 적어도 하나의 센서 및/또는 심장 박동기의 적어도 하나의 코일을 위한 조립 플랫폼의 역할을 한다. 이 실시예에서, 적어도 하나의 추가 커패시터 및/또는 적어도 하나의 센서 및/또는 적어도 하나의 코일은 바람직하게는 인터포저 층 상의 칩 옆에 위치된다.
본 발명에 따르면 심장 박동기는 리드를 더 포함한다. 리드는 칩을 주변으로부터 덮고 리드는 인터포저 층에 밀봉된다. 밀봉은 접착제 또는 납땜 주석으로 수행할 수 있다. 접착제를 사용하는 경우 접착제를 경화시켜야 한다. 그러나, 밀봉은 생체 적합성이어야 하고 체액에 둔감해야 한다. 따라서 리드와 인터포저 층은 칩용 캡슐을 형성한다. 리드와 인터포저 층은 혈액과 같은 주변 체액으로부터, 예를 들어, 캡슐을 형성하여 체액으로부터 전자 부품을 보호한다.
본 발명의 일 실시예에서, 인터포저 층 상부의 칩 옆에 적어도 하나의 센서 및/또는 적어도 하나의 커패시터 및/또는 적어도 하나의 코일이 위치된다. 칩, 적어도 하나의 센서 및/또는 적어도 하나의 커패시터 및/또는 적어도 하나의 코일은 인터포저 층의 한 표면에 위치되고 리드는 칩을 덮고, 적어도 하나의 센서 및/또는 적어도 하나의 커패시터 및/또는 주변으로부터의 적어도 하나의 코일을 포함하며, 이미 설명된 바와 같이 리드는 인터포저 층에 밀봉된다. 이에 의해, 리드 및 인터포저 층은 칩, 적어도 하나의 센서 및/또는 적어도 하나의 커패시터 및/또는 적어도 하나의 코일을 위한 캡슐을 형성한다. 바람직하게는, 리드 및 인터포저 층은 혈액과 같은 주변 체액으로부터, 예를 들어, 캡슐을 형성하여 체액으로부터 심장 박동기에 포함된 모든 전자 부품을 보호한다.
리드는 실리콘 및 금속을 포함하는 그룹의 재료를 포함한다. 적합한 금속은 예를 들어 알루미늄 또는 텅스텐으로 기화된 알루미늄이다. 본 발명에 따르면 리드에 포함된 모든 재료는 생체적합성이며 체액에 둔감하다.
인터포저 층은 리드 외부에 적어도 2개의 고정 구멍을 더 포함한다. 유리하게는, 고정 구멍은 인터포저 층에서 리드의 각각의 측면에서 리드 외부에 위치된다. 고정 구멍은 심근 조직에 심장 박동기를 고정하는 데 적합하다. 심장 박동기는 리드 외부의 인터포저 층에 있는 고정 구멍을 통해 나사, 클램프, 또는 이와 유사한 디바이스로 고정될 수 있다.
본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기는 적어도 하나의 센서를 더 포함한다. 본 발명의 바람직한 실시예에서 센서는 활동 센서이다. 활동 센서는 정전기 가속도계, 압전 세라믹(piezoceramic) 가속도계, 또는 MEMS 기반 미세 기계 가속도계와 같은 가속도계를 포함할 수 있으며, 이는 일반적으로 환자의 대사 요구 사항과 관련된 측정된 매개변수의 함수로 변하는 센서 출력을 제공한다. 즉, 활동 센서는 신체 활동에 수반되는 환자의 움직임을 감지하고 신체 활동과 관련된 대사 요구에 따라 페이싱 속도를 조정할 수 있다. 또한, 활동 센서는 환자의 자세 변화를 검출하도록 구성될 수 있다. 심장 박동기가 적어도 하나의 센서를 포함하는 경우 심장 박동기의 칩은 센서를 칩과 연결하기 위한 센서 인터페이스를 포함한다.
본 발명의 바람직한 실시예에서, 심장 박동기는 MEMS 기반 3-벡터 활동 센서를 포함한다.
본 발명에 따른 심장 박동기는 길이 1mm 내지 5cm, 폭 1mm 내지 5mm, 높이 3mm 내지 10mm이다. 따라서, 본 발명에 따른 심장 박동기는 현재 이용 가능한 심장 박동기보다 작다. 이것은 몇 가지 장점을 제공하며, 무엇보다도 이 크기의 심장 박동기는 정맥을 통해 더 쉽게 접근할 수 있기 때문에 더 쉽게 이식될 수 있다. 본 발명에 따른 심장 박동기의 작은 치수로 인해 조직 내로 더 잘 성장하고 감염에 덜 민감하며 심장 천공에 덜 취약하다.
본 발명에 따른 심장 박동기는 세포의 전기적 활동을 감지하고 필요한 경우 전기 펄스를 생성하도록 구성되기 때문에, 본 발명에 따른 심장 박동기는 심장 박동기에 의해 요구되는 모든 기능을 제공한다. 유리하게는, 본 발명에 따른 심장 박동기는 전기적으로 자급 자족하도록 구성된다.
본 발명에 따르면, 칩은 시퀀스 제어 회로를 포함한다. 이 회로는 심장 박동기의 기능을 제어하고 심장 박동기 기능의 작업 흐름을 결정한다. I/O 인터페이스, 센서 인터페이스 및 전원 관리를 위한 인터페이스와 같이 칩에 구성된 모든 인터페이스는 시퀀스 제어 회로에 대한 인터페이스이다.
감지(Sensing)
세포의 전기적 활동을 감지하려면 기준 레벨 또는 접지와 관련하여 실제 전위의 진폭을 측정해야 한다. 일반적으로 이것은 비교기 회로로 수행된다. 심장 박동기의 경우 예상/의도한 심장 박동의 타이밍을 아는 것이 중요하다. 심근 전위 측정은 표준이며 현재의 심장 박동기와 함께 사용된다.
본 발명에 따르면, 칩은 적응 기준 레벨을 갖는 적어도 하나의 비교기를 포함한다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 칩은 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들에 대한 적응 기준 레벨을 갖는 비교기를 포함하고, 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들은 칩 상의 하나의 비교기 회로에 전기적으로 연결된다.
본 발명에 따르면, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들은 심근 전위 측정의 표준 절차에 의해 고유 세포 전기적 활동의 진폭을 감지할 수 있도록 구성된다. 유리하게는, 이러한 측정은 마이크로니들 어레이의 하나의 마이크로니들, 마이크로니들 어레이의 선택된 마이크로니들 또는 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들에 대해 수행될 수 있다. 마이크로니들 어레이에서 마이크로니들의 이중성은 많은 유익한 기능을 제공한다. 마이크로 니들 어레이의 마이크로 니들 중 몇 개와 어느 것이 센싱을 수행하는지가 외부 프로그래머 유닛을 통해 프로그래밍된다.
일 실시예에서, 세포의 전기적 활동은 연속적으로 감지된다. 본 발명의 다른 실시예에서, 세포 전기적 활동은 세포 전기적 활동의 진폭이 기준 레벨을 초과할 때, 세포 전기적 활동의 진폭이 기준 레벨 아래로 떨어질 때 그리고 심장 주기 동안 세포의 전기적 활동의 최대 진폭이 얼마인지를 모니터링하도록 감지된다. 이에 의해, 심장 박동의 개별 진행의 타이밍 포인트가 모니터링된다. 또한, 세포 전기적 활동의 진폭은 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 감지되고 외부 프로그래머 유닛에 의해 또는 일 실시예에서 심장 박동기에 포함된 내부 데이터 메모리 장치에 의해 기록된다. 셀룰러 전기 활동의 진폭이 내부 데이터 메모리 디바이스에 의해 기록되는 경우, 본 발명에 따른 칩은 적합한 내부 메모리 디바이스를 더 포함한다.
또한, 세포 전기적 활동의 감지를 위해 선택된 마이크로니들 어레이의 마이크로니들에 의해 감지된 실제 심근 전위의 진폭은 적어도 하나의 비교기에 의해 기준 레벨과 비교된다. 기본적으로 각각의 비교기의 기준 레벨은 프로그래밍 가능하다. 본 발명의 일 실시예에서, 기준 레벨은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 각각에 대해 개별적으로 프로그래밍된다. 본 발명의 다른 실시예에서, 기준 레벨은 칩 상에 포함된 각각의 비교기에 대해 동일하다. 본 발명의 일 실시예에서, 적어도 하나의 비교기의 기준 레벨은 0.1mV 내지 10.0mV에서 프로그래밍 가능하다.
따라서, 기준 레벨은 세포의 전기적 활동을 감지하는 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들에 대해 동일할 수 있지만, 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들에 대해서도 다를 수 있다. 각각의 비교기의 기준 레벨을 개별적으로 프로그래밍함으로써, 상이한 위치에서 조직을 관통하는 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들에 대해 최적화된 타이밍 포인트가 제공될 수 있다. 이는 본 발명에 따른 심장 박동기의 모든 기능의 타이밍이 심장 박동의 개별 진행에 따라 프로그래밍될 수 있기 때문에 매우 유리하다. 이것은 한편으로는 안전 측면에서 증가하는데, 이는 세포의 전기적 활동은 여러 개의 개별 전극으로 감지하는 것으로 이해될 수 있는 마이크로니들 어레이의 여러 개별 마이크로니들에 의해 감지되기 때문이다. 마이크로니들 어레이 중 하나의 마이크로니들이 제대로 기능하지 않으면 다른 마이크로니들이 감지 기능을 수행하도록 프로그래밍될 수 있다. 따라서 센싱 기능이 중복적으로 제공된다. 대조적으로, 최신 기술의 심장 박동기에서는 세포의 전기적 활동을 감지하기 위해 단 하나의 전극만 제공된다. 이 전극이 제대로 작동하지 않으면 심장 박동기를 교체해야 한다. 따라서, 본 발명에 따른 심장 박동기는 새로운 수술의 위험을 감소시킨다.
한편, 본 발명의 일 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 여러 마이크로니들에 의해 감지된 세포의 전기적 활동의 진폭은 외부 프로그래머 유닛 및/또는 시퀀스 제어 회로에 의해 비교된다. 따라서, 마이크로니들 어레이의 여러 마이크로니들의 신호가 영구적으로 전자적으로 비교되기 때문에 심장 자체 신호의 전자 오작동/오해 가능성이 줄어든다.
또한, 에너지 수확 및/또는 세포 전기 에너지 감지 및/또는 전기 펄스 방출에 사용되는 마이크로니들 어레이의 마이크로니들이 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들의 무결함 기능에 따라 선택될 수 있기 때문에, 심장 박동기의 효율이 최신 기술의 심장 박동기에 비해 효율이 높아진다.
서로 독립적인 세포 전기 에너지를 감지하고 시간적, 공간적으로 정렬된 감각을 감지하는 다중 마이크로니들로 인해, 외부 전기 노이즈 또는 전기 원거리 신호로 인한 전기 신호 오해석에 대한 최첨단 심장 박동기의 일반적인 취약성이 감소된다.
수확(Harvesting)
본 발명에 따르면, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들은 세포 에너지를 수확하도록 적응된다. 심장은 큰 근육으로 화학적 에너지(당)를 기계적 에너지(심장박동)로 변환한다. 이 과정은 모든 심근 세포에 전기 에너지의 확산을 통해 제어되고 수행된다. 심장의 좌측 메인 챔버(좌심실)에는 총 약 60억 개의 세포가 있다. 각각의 세포는 각각의 심장 주기 동안 한 번 방전 및 충전되는 배터리 역할을 한다. 그 기능은 세포막의 이온 채널을 통한 나트륨과 칼륨의 교환에 의해 매개된다. 개별 셀의 실제 전기 에너지 회전율은 작지만 여러 셀에서 여러 번 수집하면 상당한 양의 전기 에너지를 수확할 수 있다.
막횡단 전압에 직접 접근할 수 없더라도, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들이 너무 커서 개별 세포 내 공간에 도달할 수 없기 때문에, 생성된 세포 전기 에너지의 일부는 외부 세포간 공간에서 수집할 수 있다. 마이크로니들 어레이 중 하나의 마이크로니들이 동시에 작동하는 일련의 세포(약 100개 세포)에 닿으면 수집 가능한 에너지가 증가한다.
수확은 n개의 커패시터 및 2n개의 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택, 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터, 적어도 2개의 추가 스위치 및 DC 입력원으로서 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들을 포함하는 방법에 의해 수행되고, 상기 방법은
a. 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 스위치를 선택적으로 닫음으로써 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 하나의 커패시터를 다른 커패시터를 차례로 결합함으로써 순차적으로 충전되는 단계;
b. 커패시터 스택의 n개의 커패시터를 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터로 방전하는 단계를 포함하고,
상기 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 심장 근육 세포에 직접 전기적으로 결합되어 DC 입력 소스로서 기능한다. 단계 a 및 b는 하나의 수확 주기를 정의한다.
본 발명의 방법의 바람직한 실시예에서, 상기 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 n개의 충전 사이클에서 차례로 순차적으로 충전되고, 상기 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 상기 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터 내로 한번에 n+1번째 사이클에서 방전된다.
기본적으로, 커패시터 스택의 커패시터는 임의의 순서로 충전될 수 있다. 그러나 주변과의 경계면에서 발생하는 기생 커패시턴스의 재충전을 줄이기 위해, 다음과 같은 충전 방식을 제안한다. 본 발명의 바람직한 실시예에 따르면, 캐패시터 스택의 n개의 캐패시터는 n개의 충전 사이클에서 교대로 충전되며, 여기서 제 1 캐패시터가 충전되고, 그 후에 제 1 캐패시터 옆의 커패시터가 충전되고, 그 후에 n개의 커패시터가 모두 충전될 때까지 이전에 충전된 커패시터 옆에 있는 커패시터가 충전된다.
커패시터 스택의 모든 커패시터가 충전되면, 커패시터 스택의 커패시터는 모두 동시에 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터로 방전된다. 이것은 커패시터 스택의 스위치와 커패시터 스택 외부의 스위치를 선택적으로 닫음으로써 수행된다.
본 발명의 다른 실시예에서, 커패시터 스택의 이극성(bipolar) 충전이 수행될 수 있다. 기본적으로, 커패시터 스택의 각각의 커패시터는 커패시터 판이 접지되는 전압에 따라 양 또는 음의 전압으로 충전될 수 있다. 이미 설명했듯이, 커패시터 스택의 커패시터는 순차적으로 로딩된다. 한 판이 접지되는 동안, 다른 판은 입력 전압의 일부로 충전된다. 즉, 현재 접지된 판 위의 커패시터 스택에 있는 커패시터는 양의 전압으로 푸시되고 현재 접지된 판 아래의 판은 음의 전압으로 푸시된다. 따라서 커패시터 스택의 커패시터는 적절한 방식으로 커패시터 스택 내부의 스위치를 닫고 커패시터 스택의 각각의 커패시터의 접지 판을 선택함으로써 양 또는 음의 전압으로 충전될 수 있다.
커패시터 스택의 이극성 충전이 완료되면 바람직하게는 커패시터 스택 외부에 있는 두 개의 버퍼 커패시터가 버퍼 커패시터로 사용된다. 본 발명의 일 실시예에서, 적어도 하나의 커패시터 스택은 먼저 양의 전압으로 충전되고, 커패시터 스택의 모든 커패시터가 충전된 후, 커패시터 스택의 모든 커패시터는 커패시터 스택 외부의 제 1 버퍼 커패시터로 방전된다. 그 후 커패시터 스택의 커패시터는 음의 전압으로 충전되고 커패시터 스택의 모든 커패시터가 충전된 후 커패시터 스택의 모든 커패시터는 커패시터 스택 외부의 제 2 버퍼 커패시터로 방전된다.
주변과의 인터페이스에서 발생하는 기생 커패시턴스도 각각의 충전 절차에서 충전되어야 하기 때문에, 항상 인접한 커패시터를 충전하고 커패시터 스택의 커패시터 사이 "주위를 점핑(jump around)"하지 않는 것이 가장 유리하다. 따라서 커패시터 스택의 양극 충전이 완료되면 커패시터 스택의 커패시터가 순차적으로 충전되고 n개의 커패시터는 커패시터 스택 외부의 제 1 버퍼 커패시터로 방전되고, 이후 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 역순으로 순차적으로 충전되고 n개의 커패시터가 충전된 후 n개의 커패시터가 커패시터 스택 외부의 제 2 버퍼 커패시터로 방전된다.
따라서, 본 발명의 바람직한 실시예에서, 캐패시터 스택의 n개의 캐패시터가 순차적으로 충전된 후 n개의 캐패시터가 캐패시터 스택 외부의 제 1 버퍼 캐패시터로 방전되고, 이후 캐패시터 스택의 n개의 캐패시터가 역순으로 순차적으로 충전되고, n개의 커패시터가 충전된 후 n개의 커패시터가 커패시터 스택 외부의 제 2 버퍼 커패시터로 방전된다.
본 발명에 따르면, 커패시터 스택의 n개의 커패시터는 추가 커패시터 스택의 하나의 커패시터로 동시에 방전될 수 있다.
제 2 커패시터 스택의 충전 시퀀스는 제 1 스택에서 파생되고 타이밍에 결합된다. 제 1 커패시터 스택을 버퍼 커패시턴스로 방전하는 대신 제 2 커패시터 스택을 형성하는 커패시터 중 하나로 방전된다. 기본적으로 제 2 커패시터 스택의 커패시터 중 하나일 수 있지만 실제로 제 2 커패시터 스택의 충전은 이미 설명한 것과 동일한 방법을 따라야 한다. 즉, 커패시터 스택의 커패시터 충전은 인접한 커패시터를 충전하여 수행해야 한다. 제 2 커패시터 스택은 외부에 대한 일부 기생 커패시턴스와 함께 로드되기 때문에, 설명된 대로 제 2 스택을 순차적으로 충전하면 각각의 단계에서 기생 커패시턴스로 흐르는 전하를 최소로 유지할 수 있다.
방전 회로의 실시예 중 하나는 이극성 설정이다. 이를 통해 시퀀스에 따라 음전하와 양전하로 제 2커패시터 스택을 충전할 수 있다. 음전하가 제 2 커패시터 스택으로 전달될 때 트랜지스터 스위치가 작동하여 스택의 전하가 역 극성으로 추가되어 이 전하가 제 2 스택에 축적되고 차감되지 않도록 주의해야 한다.
본 발명에 따른 순차 전하 수집을 병렬화하면, 에너지 수집이 증가하므로 디바이스의 출력 전력이 증가한다.
본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기는 적어도 하나의 추가 커패시터를 포함한다. 추가 커패시터는 수확된 에너지 또는 외부 에너지원에서 전송되는 에너지에 대한 버퍼 커패시터 역할을 할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기는 수확된 에너지 양을 추가로 최적화하기 위해 단일 심장 박동 동안 여러 수확 사이클을 수행하도록 구성된다.
본 발명에 따르면 에너지 수확은 마이크로니들 어레이의 하나의 마이크로니들, 마이크로니들 어레이의 여러 마이크로니들 또는 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들에서 동시에 수행될 수 있다.
더욱이, 본 발명의 일 실시예에서, 에너지 수확을 위해 마이크로니들 어레이의 고수율 마이크로니들을 선택하고 마이크로니들 어레이의 저수율 마이크로니들을 폐기하기 위해 선택 메커니즘이 구현된다. 본 발명의 일 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 어떤 마이크로니들이 에너지 수확을 위해 사용되는지가 프로그래밍된다. 이것은 외부 프로그래머 유닛을 통해 수행된다. 본 발명의 추가 실시예에서, 에너지 수확을 위해 사용되는 마이크로니들 어레이의 마이크로니들은 마이크로니들 어레이의 개별 마이크로니들에 의해 감지된 세포 전기 에너지로 인해 선택된다. 이것은 칩의 시퀀스 제어 회로에 의해 내부적으로 조절되며, 유리하게는 외부 프로그래머 유닛에 의한 조절이 필요하지 않다. 따라서, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들은 가장 높은 에너지 수율을 달성하는 에너지 수확을 위해 선택된다.
본 발명에 따르면 심장 박동기는 심근 세포로부터 전기 에너지를 수확하기 때문에 전기적으로 자급 자족하도록 구성된다. 수확된 에너지는 심장 박동기의 모든 기능을 작동하는 데 사용되기 때문에, 본 발명의 심장 박동기는 배터리의 전원 공급에 의존하지 않으며, 이는 본 발명에 따른 심장 박동기가 전기적으로 자급할 수 있음을 의미하며, 이는 전기적으로 자율적이다. 배터리 작동과 관련된 모든 단점이 제거된다. 따라서, 배터리에 대한 어떤 종류의 재충전 절차도 필요하지 않으며, 심지어는 배터리가 방전되어 심장 박동기를 새 것으로 교체하는 것조차 필요하지 않다.
본 발명에 따르면, 세포의 전기적 활동의 진폭 감지 및 에너지 수확은 마이크로니들에서 함께 발생한다. 기준 레벨 이상의 세포 전기적 활동이 감지되면 전기 에너지 수확이 시작된다. 본 발명의 일 실시예에서, 셀룰러 전기 활동이 기준 레벨 아래로 떨어질 때까지 반복적인 충전 사이클로 수확이 수행된다. 이는 마이크로니들이 단일 심장 주기 동안 세포 전기 에너지를 여러 번 수확한다는 것을 의미한다. 이 실시예에서 에너지 수확을 위한 시간 간격은 심박수에 따라 달라지며 대략 150ms 내지 300ms이다. 본 발명의 다른 실시예에서 수확은 프로그램 가능한 타임아웃에 도달할 때까지 수행된다. 이 경우 프로그래밍 가능한 타임아웃은 200ms에서 300ms 사이가 될 수 있다.
페이싱
(Pacing)
본 발명에 따르면, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들은 전기 펄스를 방출할 수 있도록 구성된다. 전기 펄스는 살아있는 조직을 전기적으로 자극하는 데 적합하다. 본 발명에 따르면, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들은 조직에서 단상 또는 이상 펄스를 방출할 수 있다. 전기 펄스의 전압은 일반적으로 100mV 내지 2V 범위이고 펄스 길이는 0.2ms 내지 2.0ms이다. 이극성 펄스인 경우 전기 펄스의 전압은 일반적으로 100mV 내지 2V 및 -100mV 및 2V 범위이다. 본 발명에 따르면 전기 펄스는 수확된 에너지를 이용하여 생성된다. 전기 펄스의 방출은 칩의 시퀀스 제어 회로에 의해 제어된다.
전기 펄스가 인가된 후, 새로운 심장 박동이 시작된다. 마이크로니들 어레이의 마이크로니들을 통해 펄스가 가해지는 심장의 위치에서 시작하여, 전기 활성화 및 후속 수축이 전체 심장을 통해 자율적으로 전파된다. 펄스 전압이 조직을 활성화하는 데 필요한 에너지를 초과하면 더 이상의 펄스나 조치가 필요하지 않다.
이미 설명된 바와 같이, 원칙적으로 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들은 전기 펄스를 방출할 수 있다. 본 발명의 바람직한 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 하나의 마이크로니들은 필요하다면 전기 펄스를 방출하도록 선택된다. 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들은 외부 프로그래머 유닛을 통해 선택된다.
본 발명의 일 실시예에서, 전기 펄스를 방출하는 기능은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 각각에 대해 프로그래밍 가능하다. 자극 임계값의 알고리즘 기반 비교는 자극 임계값이 가장 낮은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들을 선택한다. 유리하게는, 가장 낮은 자극 임계값을 갖는 마이크로니들 어레이의 마이크로니들을 이용함으로써 방출되는 전기 펄스의 전압을 최소화하고, 이는 심장 박동기의 에너지 소비를 최소화한다.
모든 마이크로니들은 세포 에너지를 수확하고 살아있는 조직을 전기적으로 자극하고 고유한 세포의 전기적 활동을 감지할 수 있지만, 마이크로니들은 동시에 세 가지 기능을 모두 수행하도록 프로그래밍되지 않았다. 세포의 전기적 활동을 감지하고 세포 에너지를 수확하는 것은 이미 설명한 바와 같이 하나의 마이크로니들에서 동시에 수행된다. 본 발명의 일 실시예에서, 세포 전기 에너지의 감지 및 전기 펄스 방출은 마이크로니들 어레이의 동일한 마이크로니들에서 수행된다. 본 발명의 바람직한 일 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 중 적어도 하나는 세포의 전기적 활동을 감지하고 세포 에너지를 수확하고, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 중 적어도 하나는 필요한 경우 전기 펄스를 방출하는 데 사용된다.
본 발명의 일 실시예에서, 전기 펄스를 방출하는데 사용되는 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 외부 프로그래머 유닛에 의한 심장 박동기의 이식 동안 프로그래밍에 의해 설정된다. 본 발명의 다른 실시예에서, 전기 펄스를 방출하기 위해 사용되는 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 외부 프로그래머 유닛에 의한 이식 후 임의의 시간에 프로그래밍함으로써 설정된다.
바람직한 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들들 또는 마이크로니들은 가장 낮은 페이스 임계값을 갖는 필요하다면 전기 펄스를 방출하도록 선택된다. 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들에는 고유한 페이스 임계값이 있다. 페이스 임계값은 조직을 활성화하는 데 필요한 에너지로 정의된다. 페이스 임계값은 셀룰러 전기 활동의 감지된 진폭을 기반으로 외부 프로그래머 유닛에 의해 정의된다. 이것은 칩에서 또는 외부 프로그래머 유닛에 의해 자동으로 수행된다.
일 실시예에서, 심장 박동기는 외부 프로그래머 유닛에 의해 수행되는, 다중 마이크로니들로부터 감지된 세포 전기적 활동의 알고리즘 기반 조합 및/또는 비교를 수행하도록 적응된다. 이것은 자동 기준 레벨 및 페이스 임계값을 평가하거나 마이크로니들 기능 판정의 자동화된 최적화에 유용하다.
한 심장 주기 동안의 심장 활동으로 인해 세포 전기적 활동의 진폭은 기준 레벨에 도달하고 다시 오르고 기준 레벨 아래로 내린다. 정상적인 심장 활동의 경우 이 과정은 모든 심장 박동에 대해 반복된다. 감지된 세포 전기적 활동 진폭이 기준 레벨을 초과하고 다시 기준 레벨 아래로 떨어진 후 일정 시간이 지나면 감지된 세포 전기적 활동 진폭은 다음 심장 사건으로 인해 기준 레벨을 다시 초과할 것으로 예상된다.
본 발명에 따르면, 세포의 전기적 활동이 심장 사건 내에서 기준 레벨을 초과하는 경우, 심장 주기 시간이라고 하는 시간 창이 시작된다. 주어진 심장 주기 시간 내에서 감지된 세포 전기적 활동은 기준 레벨 아래로 떨어졌다가 다음 심장 주기의 시작으로 인해 기준 레벨을 초과할 때까지 다시 상승할 것으로 예상된다. 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 각각의 참조 수준보다 높은 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들에서 기준 레벨 이상으로 세포 전기적 활동이 감지되지 않으면 전기 펄스가 심장 주기 시간의 마지막에 조직으로 방출된다. 본 발명에 따르면 심장 주기 시간은 4000ms 내지 1500ms이고, 바람직하게는 심장 주기 시간은 1000ms이다. 심장 주기 시간은 심장 박동기 이식 후 외부 프로그래머 유닛을 통해 설정되며 외부 프로그래머 유닛을 통해 언제든지 조정될 수 있다.
심장 주기 시간은 감지된 세포 전기적 활동의 진폭이 기준 레벨에 도달하고 더 올라갈 때마다 다시 시작된다. 또한 심근 조직에 전기 펄스를 방출한 후 심장 주기 시간이 다시 시작된다. 심장 주기 시간으로 심장 이벤트가 예상 시간 창에 나타나는지 모니터링된다.
이미 설명했듯이 심장 박동은 신체 활동에 따라 증가한다. 따라서 환자가 육체적으로 활동적이라면 심장 주기 길이를 줄여야 한다. 본 발명의 일 실시예에서, 환자의 신체 활동은 센서에 의해 검출되고 센서는 심장 주기 길이를 최소 심장 주기 길이로 설정하도록 칩에 명령을 제공한다. 따라서 외부 프로그래머 유닛을 통해 칩에 프로그래밍할 수 있는 최소 심장 주기 길이가 정의된다. 일 실시예에서, 최소 심장 주기 길이는 400ms 내지 650ms이다. 바람직하게는 최소 심장 주기 길이는 외부 프로그래머 유닛을 통해 설정된다.
본 발명에 따르면, 심장 박동기는 안전 특징부를 포함한다. 본 발명의 일 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 중 적어도 하나가 마이크로니들 어레이의 대응하는 마이크로니들의 기준 레벨보다 높은 세포 전기적 활동을 감지하는 한 전기 펄스는 방출되지 않는다. 따라서 활성 심장 박동으로 전기 펄스가 방출되는 것이 생략된다.
또한, 본 발명의 일 실시예에서, 세포의 전기 활동이 기준 레벨 아래로 떨어진 후에 시작되는 안전 여유가 포함된다. 안전 여유 동안에는 전기 펄스가 방출되지 않는다. 안전 여유는 50ms에서 100ms 사이이며 심장 리듬 장애가 유발될 수 있는 취약한 기간에 전기 펄스가 방출되지 않도록 한다.
그러나, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들 중 10% 미만이 기준 레벨보다 10% 미만의 진폭으로 세포의 전기적 활동을 감지하는 심장 주기의 경우, 실제 세포의 전기적 활동이 있는지 여부에 관계 없이 또는 예를 들어, 신호가 인공물이거나 오해의 소지가 있는 외부 필드에서 발생하는 경우 불확실성이 발생한다. 이러한 경우에 심장 박동 실패를 방지하기 위해, 본 발명의 일 실시예에서 전기 펄스는 상기 언급된 조건이 충족되는 경우 세포 전기적 활동의 기준 레벨에 도달한 후 100ms 후에 방출된다. 이것은 개별 환자의 요구에 안전 기능을 적용하기 위해 외부 프로그래머 유닛에 의해 프로그래밍될 수 있다.
유리하게는, 바람직한 실시예에서, 필요하다면 전기 펄스를 방출하도록 프로그래밍된 마이크로니들 어레이의 마이크로니들은 또한 세포의 전기적 활성이 있을 때 세포의 전기적 활성을 감지하고 심장 주기에서 에너지를 수확할 수 있다.
본 발명에 따른 심장 박동기는 여러 이점을 제공하며, 그 중 다수는 이미 설명되어 있다. 또한, 본 발명의 심장 박동기는 심장 박동기를 심장과 연결하여 세포의 전기적 활동에 대한 센서 역할을 하거나 필요한 경우 조직에 전기 펄스를 방출하는 역할을 하는 와이어를 갖지 않는다. 이러한 기능은 모두 마이크로니들 어레이의 마이크로니들에 의해 제공된다. 와이어와 관련된 모든 단점이 생략되었다(예: 와이어가 결합 조직에 의해 살을 파고들며 자란다).
마이크로니들 어레이의 마이크로니들 각각은 심장 박동기가 환자에게 이식되는 경우 심장 조직으로의 개별 전기 연결을 나타내며, 마이크로니들 어레이의 마이크로니들 각각은 외부 프로그래머 유닛에 의해 개별적으로 프로그래밍 가능하다. 따라서 심장 박동기는 오늘날 사용 가능한 다른 장치보다 심장 조직에 더 많은 전기 연결을 포함한다. 따라서, 본 발명에 따른 심장 박동기에 의해 전기적 연결의 이중화(redundancy)가 제공된다. 대조적으로, 최첨단 심장 박동기는 전선 형태로 단 하나의 전기 연결을 가지고 있다. 전극 문제 또는 전기 전극/조직 계면의 저하(예: 노화 및 섬유증)로 인해 실패하는 경우, 환자는 수술과 새 전선이 필요하다.
마이크로니들의 이중화는 단일 마이크로니들/조직 인터페이스가 퇴화되는 경우에도 지속적인 심장 박동기 기능을 보장한다. 어떤 이유에서든 시간이 지남에 따라 하나의 마이크로니들이 저하되면 더 나은 기능을 가진 마이크로니들 어레이의 다른 마이크로니들이 그 기능을 대신할 수 있다. 유리하게는, 마이크로니들 어레이의 모든 마이크로니들의 마이크로니들 기능은 전체 장치 수명 동안 구성 재프로그래밍을 통해 교환되거나 교체될 수 있다.
또한, 프로그래밍 옵션에 의한 감지 및 페이싱의 개선된 프로그래밍 가능성으로 인해, 본 발명에 따른 심장 박동기의 에너지 소비는 최신 기술의 심장 박동기의 에너지 소비에 비해 적다.
본 발명에 따른 심장 박동기는 수백 개의 독립적인 전기 기록의 즉각적인 비교로 인해 심장의 전기 신호에 대한 향상된 해석성을 제공한다. 더욱이, 마이크로니들 어레이의 이웃 마이크로니들 사이의 신호 비교 가능성으로 인해 개선된 자동화 임계값 테스트가 제공되며, 여기서 하나는 자극이고 다른 하나는 기록이다. 또한, 심장 페이싱 부위의 보다 표적화된 선택, 예: 특정 전도 시스템으로의 페이싱(그의 번들 페이싱)은 해부학적으로 중복되는 여러 다른 공간 페이싱 위치의 가용성으로 인해 제공된다.
심근 조직을 자극하는 방법(Method for stimulating myocardial tissue)
본 발명은 제 1 항 내지 제 10 항 중 어느 한 항에 따른 심장 박동기을 이용하는 심근 조직을 자극하기 위한 방법을 제공하고, 상기 방법은 마이크로니들(10) 어레이의 마이크로니들(10)이 심근 조직에 삽입되고, 심장 주기 시간이 설정되고, 선택적으로 최소 심장 주기 시간이 설정되고, 세포의 전기적 활동에 대한 최소한 하나의 기준 레벨이 설정되고, 마이크로니들(10) 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)은 전기 펄스를 방출하도록 설정되고, 마이크로니들(10) 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)은 세포의 전기적 활동의 진폭을 감지하고 에너지를 수확하도록 설정되고, 세포의 전기적 활동의 진폭이 감지되고 에너지는 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 수확되고, 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 감지된 세포 전기적 활동의 진폭이 마이크로니들 어레이의 해당 마이크로니들(10)의 기준 레벨에 도달하거나 펄스가 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 상기 심근 조직 내로 방출된 후 심장 주기 시간이 시작되고, 감지된 세포 전기적 활동의 진폭이 기준 레벨 아래로 떨어진 후 상기 심장 주기 시간 동안 상기 기준 레벨 위의 진폭을 갖는 세포 전기적 활동이 더 이상 감지되지 않는 경우, 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 전기 펄스가 상기 심근 조직에 인가되고, 상기 전기 펄스가 수확된 에너지를 이용하여 생성되는 것을 특징으로 한다.
심장 박동기에 대해 설명된 모든 특징은 본 발명의 방법에도 적용되며 그 반대의 경우도 마찬가지이다.
본 발명의 방법에 따르면, 다수의 마이크로니들 어레이의 마이크로니들의 원위 단부는 심근 조직 내로 삽입된다. 마이크로니들 어레이의 마이크로니들의 침투 깊이는 1mm에서 1.5mm 사이이다. 유리하게는 심장 박동기는 리드 외부에 있는 인터포저 층의 고정 구멍을 통해 고정 디바이스에 의해 고정된다.
본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기는 대퇴 정맥 천자 부위로부터 심장으로 전진되는 카테터를 통해 배치된다.
본 발명에 따르면, 심장 주기 길이, 선택적으로 최소 심장 주기 길이, 및 세포 전기적 활동에 대한 기준 레벨이 외부 프로그래머 유닛에 의해 설정된다. 또한, 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 전기 펄스를 방출하도록 설정되고 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들은 세포의 전기적 활동을 감지하고 에너지를 수확하도록 설정된다. 이것은 외부 프로그래머 유닛을 통해서도 수행된다. 이러한 단계는 심장 박동기를 이식한 직후에 수행될 수 있다. 유리하게는, 이러한 매개변수의 조정은 외부 프로그래머 유닛을 통해 언제든지 수행될 수 있다.
바람직하게는, 본 발명에 따른 심장 박동기가 활동 센서인 적어도 하나의 센서를 포함하는 경우 최소 심장 주기 길이가 설정된다.
이 방법에 따르면, 세포 전기 에너지의 진폭이 감지되고 에너지는 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 수확된다. 수확된 에너지는 적어도 하나의 버퍼 커패시터에 수집된다. 본 발명의 일 실시예에서 수확된 에너지는 다중 버퍼 커패시터로 수집되고, 다중 버퍼 커패시터는 버퍼 커패시터 어레이를 구성한다.
또한, 세포 전기적 활동의 감지된 진폭이 한 번 기준 레벨 아래로 떨어진 후 기준 레벨 이상의 진폭을 갖는 심장 주기 시간 동안 세포 전기적 활동이 더 이상 감지되지 않는 경우 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 전기 펄스가 심근 조직에 인가된다. 바람직하게는, 전기 펄스는 가장 낮은 에너지 요구량을 갖는 마이크로니들 어레이의 마이크로니들에 의해 심근 조직에 인가된다. 가장 낮은 에너지 요구량을 갖는 마이크로니들 어레이의 마이크로니들은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들에 의해 감지된 세포 전기 에너지의 진폭에 의해 결정된다.
본 발명의 다른 실시예에서, 마이크로니들 어레이의 여러 마이크로니들은 전기 펄스를 방출하도록 설정된다. 일 실시예에서, 100개 마이크로니들 중 1 내지 40개 마이크로니들, 바람직하게는 100개 마이크로니들 중 1 내지 30개 마이크로니들, 가장 바람직하게는 100개 마이크로니들 중 1개의 마이크로니들이 전기 펄스를 방출하도록 설정된다.
일 실시예에서 하나 초과의 마이크로니들이 세포 전기 에너지를 감지하고 수확하도록 설정된다. 따라서, 일 실시예에서 전기 펄스를 방출하도록 설정되지 않은 모든 마이크로니들은 세포 전기 에너지를 감지하고 수확하도록 설정된다.
심근 조직에 인가되는 전기 펄스는 단상 펄스 또는 이상 펄스이다. 둘 다 일반적으로 심장 박동기에 사용된다.
본 발명의 일 실시예에서, 심장 박동기를 착용한 환자의 움직임은 센서에 의해 감지된다. 이러한 정보는 심장 박동기의 심장 주기 시간을 환자의 신체 활동과 관련된 대사 요구에 맞게 조정하는 데 사용할 수 있다. 이것은 심장 주기 시간을 최소 심장 주기 시간으로 설정하여 수행된다. 따라서, 세포 전기적 활동의 감지된 진폭이 한 번 기준 레벨 아래로 떨어진 후 기준 레벨 이상의 진폭을 갖는 최소 심장 주기 시간 동안 더 이상 세포 전기적 활동이 감지되지 않으면 마이크로니들 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들에 의해 전기 펄스가 심근 조직에 인가된다.
본 발명은 9개의 도면 및 2개의 실시예에 의해 추가로 설명된다.
도 1은 본 발명에 따른 심장 박동기의 일 실시예를 측면도로 도시하고,
도 2는 본 발명에 따른 심장 박동기의 일 실시예를 평면도로 도시하고,
도 3은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들의 일 실시예를 도시하고,
도 4는 심장 박동기의 실시예를 도시하고,
도 5는 심장 사건 동안 수확을 예시하고,
도 6은 연속적인 심장 사건 동안 펄스의 수확, 감지 및 방출을 도시하고,
도 7은 상이한 전기 펄스를 도시하고,
도 8은 심장 박동기의 기능을 보여주고,
도 9는 임플란트 단계의 설정을 보여준다.
도 2는 본 발명에 따른 심장 박동기의 일 실시예를 평면도로 도시하고,
도 3은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들의 일 실시예를 도시하고,
도 4는 심장 박동기의 실시예를 도시하고,
도 5는 심장 사건 동안 수확을 예시하고,
도 6은 연속적인 심장 사건 동안 펄스의 수확, 감지 및 방출을 도시하고,
도 7은 상이한 전기 펄스를 도시하고,
도 8은 심장 박동기의 기능을 보여주고,
도 9는 임플란트 단계의 설정을 보여준다.
도 1은 본 발명에 따른 심장 박동기(100)의 일 실시예를 측면도로 도시한다. 인터포저 층(30)의 상부에 칩(20), 센서(50), 및 커패시터(60)가 위치된다. 또한, 인터포저 층(30)의 상부에는 코일이 위치하는데, 이는 명확성을 위해 도면에 도시하지 않았다. 칩(20), 센서(50), 커패시터(60), 및 코일은 리드(40)에 의해 덮인다. 리드(40)는 칩(20), 센서(50) 및 커패시터(60)를 주변으로부터 덮고, 리드(40)는 인터포저 층(30)에 밀봉된다. 실링은 접착제 또는 납땜 주석으로 수행될 수 있다. 접착제를 사용하는 경우 접착제를 경화시켜야 한다. 그러나 실링은 생체 적합성이어야 하고 체액에 둔감해야 한다. 따라서, 리드(40) 및 인터포저 층(30)은 칩(20), 센서(50), 및 커패시터(60)를 위한 캡슐을 형성한다. 리드(40) 및 인터포저-층(30)은 혈액과 같은 주변 체액으로부터, 예를 들어 캡슐을 형성함으로써 체액으로부터 전자 부품을 차폐한다. 각각의 마이크로니들(10)의 근위 단부는 칩(20)의 표면에 납땜되어, 이는 다수의 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들(10)이 칩(20)에 직접 접촉하는 것을 보장한다. 본 발명에 따르면 다수의 마이크로니들의 어레이의 각각의 마이크로니들(10)은 다수의 마이크로니들의 어레이의 각각의 다른 마이크로니들(10)로부터 분리된다. 또한, 각 마이크로니들(10)의 원위 단부는 칩(20) 및 인터포저 층(30)으로부터 돌출된다.
도 2는 본 발명에 따른 심장 박동기(100)의 일 실시예를 평면도로 도시한다. 다시, 칩(20), 센서(50), 커패시터(60), 및 코일은 인터포저 층(30) 상에 위치되고 리드(40)에 의해 덮인다. 각각의 마이크로니들(10)의 근위 단부는 납땜 지점(11)에 의해 칩(20)의 표면에 납땜되고, 이는 다수의 마이크로니들 어레이의 각각의 마이크로니들(10)이 칩(20)에 직접 접촉하는 것을 보장한다. 또한 인터포저 층(30)은 2개의 고정 구멍(70, 71)을 포함한다. 이러한 고정 구멍(70, 71)은 인터포저 층(30)의 리드(40)의 각각의 측 상의 리드(40)의 외부에 위치된다. 고정 구멍(70, 71)은 심장 박동기(100)를 심근 조직에 고정하는 역할을 하기에 적합하다. 심장 박동기(100)는 인터포저 층(30)의 고정 구멍(70, 71)을 통해 나사, 클램프 또는 이와 유사한 디바이스에 의해 고정될 수 있다.
도 3은 마이크로니들 어레이의 마이크로니들(10)의 일 실시예를 도시한다. 마이크로니들(10)은 근위 단부(12), 테이퍼진 부분(13) 및 원위 단부(14)를 포함하며, 여기서 테이퍼진 부분(13)은 근위 단부(12)와 원위 단부(14)를 연결한다. 따라서, 테이퍼진 부분(13)은 가능한 짧고 단지 근위 단부(12)와 원위 단부(14) 사이의 연결로서 기능한다. 본 발명의 일 실시예에서, 본 발명에 따른 마이크로니들(10)은 근위 단부(12)를 가지며, 이는 직경(A)이 0.05mm 내지 0.5mm 사이인 원통 형상이고, 바람직하게는 근위 단부의 직경(A)은 0.2mm이고 높이(B)는 0.05mm 내지 0.5mm, 바람직하게는 높이(B)는 0.2mm이다. 원위 단부(14)는 바늘 형상이고 0.5mm 내지 2.0mm의 길이(C)를 갖는다. 마이크로니들(10)의 원위 단부(14)는 5 내지 50뉴턴 범위의 전기 전도성 및 전단 응력 저항성을 가지며, 이는 본딩 와이어의 전단 응력 저항성과 비슷하다. 바람직하게는 마이크로니들은 한 조각으로 밀링된다. 바람직하게는, 마이크로니들의 원위 단부(14)의 직경 D는 0.001mm 내지 0.1mm, 바람직하게는 0.01mm 내지 0.1mm이고, 가장 바람직하게는 마이크로니들의 원위 단부(14)의 직경(D)은 0.02mm이다. 이에 의해, 마이크로니들(10)의 원위 단부(14)는 심근 세포 치수에 근접한다.
도 4는 심장 박동기(100)의 일 실시예를 도시한다. 마이크로니들 어레이의 마이크로니들(10)을 칩(20)과 연결하도록 구성된 인터포저 층(30)이 제공된다. 또한, 인터포저 층(30)은 마이크로니들(10)을 수용하기에 적합한 구멍(31)을 포함한다. 또한, 인터포저 층(30)은 2개의 고정 구멍(70, 71)을 포함한다. 인터포저 층은 조립 후에 제거되는 희생 층을 형성하는 임시 보호 커버(80)로 덮여 있다. 마이크로니들(10)은 구멍(31) 내부에 삽입된다. 칩(20)은 납땜 지점(33)에 의해 인터포저 층(30)에 납땜된다. 센서(50)는 추가로 인터포저 층(30) 상에 위치된다. 또한 추가 커패시터(60) 및 코일은 인터포저 층(30) 상에 위치되고, 이는 명료함을 위해 도면에 도시되지 않는다. 리드(40)는 디바이스를 밀봉하기 위해 장착된다.
도 5는 심장 이벤트 동안 수확의 타이밍을 보여준다. 그래프는 마이크로니들 어레이의 단일 마이크로니들(10)을 통해 감지된 하나의 심장 이벤트 동안 시간 경과에 따른 세포 전기적 활동의 진폭을 예시한다. 세포 전기적 활동의 진폭이 대응하는 마이크로니들의 기준 레벨(U1)에 도달함에 따라 심장 주기 시간(t1)이 시작되고 수확 주기(400)가 시작된다. 에너지 수확은 세포의 전기적 활동의 진폭이 다시 시점(t2)에서 기준 레벨(U1) 아래로 떨어질 때까지 수행된다.
도 6은 연속적인 심장 이벤트 동안 펄스의 수확, 감지 및 방출을 보여준다. 제 1 심장 이벤트가 감지되고 해당 마이크로니들의 기준 레벨(U1)에 도달하면 t1에서 에너지 수확이 시작된다. t1에서 1000ms로 설정된 심장 주기 시간이 시작된다. 제 2 심장 이벤트가 시작되고 기준 레벨은 시간 t2에서 감지된 세포 전기적 활동의 진폭에 의해 도달된다. 시간 차이 t2-t1은 1000ms보다 작으므로, 심장 박동기에서 펄스가 방출되지 않는다. t2에서 심장 주기 시간이 다시 시작된다. 제 2 심장 이벤트 동안 다시 에너지 수확이 수행된다. 제 2 심장 주기 후에 심장의 오작동이 나타난다. 따라서 t2에서 시작하는 심장 주기 시간이 만료될 때까지 마이크로니들에 의해 세포의 전기적 활동을 감지할 수 없다. 시간차 t3-t2는 1000ms이고 본 발명에 따르면 t3에서 심근 조직으로 펄스가 방출된다. 펄스를 방출한 후, 이 경우 양극성 펄스 심장 주기 시간은 시점 t3에서 다시 시작된다. 심장 박동이 다시 안정되고 새로운 심장 주기가 시작되고 t4에서 세포 전기 에너지의 진폭에 의해 기준 레벨에 도달한다. 시간 차이 t4-t3은 1000ms보다 작으므로 심장 주기 시간에 비해 작다. ΔtSM은 안전 여유를 나타낸다. 안전 여유 기간 동안 전기 펄스가 방출되지 않는다. 안전 여유는 50ms에서 100ms 사이이며 심장 리듬 장애가 유발될 수 있는 취약한 기간에 전기 펄스가 방출되지 않는 것을 보장한다.
도 7은 다양한 전기 펄스를 보여준다. 본 발명에 따르면 이극성 펄스(600) 뿐만 아니라 단상 펄스(500)가 마이크로니들(10)에 의해 방출될 수 있다.
도 8은 심장 박동기(100)의 기능을 도시한 것이다. 칩(20), 외부 커패시터(60), 안테나 역할을 하는 코일(800), 전력 전송에 사용되는 코일(801), 및 활동 센서인 센서(50)가 도시되어 있다. 센서(50)는 일반적으로 가속도계이다. 비록 마이크로니들(10)이 계획에 도시되어 있지 않지만, 박스(700)는 마이크로니들(10)의 기본 기능을 예시한다. 마이크로니들, 레벨 감지 기능, 페이싱 기능, 및 에너지 수확 기능에 대한 연결(701)이 있는 박스(700)는 심장 박동기의 모든 마이크로니들에 대해 반복되며, 이는 일반적으로 100회 이상을 의미한다. 각각의 마이크로니들(10)에 대해 세 가지 기본 기능(감지, 페이싱, 및 수확)이 연관된다. 시퀀스 제어 회로인 제어-로직 및 프로그래밍은 마이크로니들(10)당 어떤 기능이 활성화되는지를 결정하여 시스템에 많은 이중성을 가져온다.
제어-로직 및 몇 가지 추가 기능은 칩(20) 내에서 구현된다. 전력 관리 인터페이스는 시작을 위해 외부 프로그래머 유닛에서 인가되는 전자기장으로부터 공급될 수 있는 수확기 및 관련 코일(801)로부터 전력을 수신한다. 이후의 작동은 심장 박동에서 수확된 수집 에너지로 가정되며 더 이상 전자기 공급이 필요하지 않다. 또한, 전력 관리 인터페이스는 심장 박동기의 추가 커패시터(60)에 연결되어 추가 커패시터(60)에 저장된 에너지로부터 전력을 수신한다.
I/O 인터페이스는 또한 외부 프로그래머 유닛으로의 데이터 전송을 위해 코일(800)을 사용한다. 하나의 코일(800, 801)만으로도 에너지 전송 및 데이터 전송의 두 가지 기능을 모두 수행할 수 있다고 생각할 수 있다.
MEMS-인터페이스는 센서 인터페이스의 역할을 하며 일반적으로 MEMS-디바이스인 외부 활동 센서(50)에 연결된다. 일반적으로 다축 가속도계는 상업적으로 이용 가능하지만 MEMS-디바이스를 작동하려면 이 회로 블록의 전용 제어가 필요하다.
도 9는 임플란트 단계의 설정이다. 환자(950)는 외부 프로그래머 유닛의 부품(900a)과 후속적으로 통신하는 이식된 심장 박동기(100)를 수용한다. 외부 프로그래머 유닛의 부분(900a)은 시작을 위한 전원 자극과 심장 박동기(100)에 대한 데이터 인터페이스를 자랑한다.
외부 프로그래머 유닛의 부분(900a)의 다른 측 상에, 예를 들어 데이터 터미널인 외부 프로그래머 유닛의 부분(900b)에 연결되며, 바람직하게는 심장 박동기(100)의 설정을 제어하는 소프트웨어를 실행하는 PC, 수신된 신호와 진단을 평가한다. PC의 사용자 화면은 수술 시 의사에게 필요한 제어 기능을 제공할 뿐만 아니라 나중에 현장에서 환자를 정기적으로 제어하기 위해 제공한다.
실시예
1
본 발명에 따른 심장 박동기(100)는 크기가 3 x 7 mm이고 높이가 0.3 mm인 칩(20)에 납땜되는 7 x 17 마이크로니들(10)의 어레이를 포함하는 구성이다. 마이크로니들 어레이를 갖는 칩(20)을 4mm x 15mm 크기의 인터포저 층(30)에 납땜하였다. 칩(20) 옆에 센서(50)가 2 x 2mm의 치수와 1mm의 높이로 배치되었다. 센서(50) 옆에 1 x 1 mm의 치수 및 1 mm의 높이를 갖는 캐패시터(60)가 인터포저 층(30) 상에 위치되었다. 칩(20), 센서(50), 및 커패시터(60)는 리드(40)로 덮였으며, 리드의 크기는 4mm x 12mm이고 리드 재료의 두께는 0.1mm 내지 0.5mm였다. 또한, 인터포저 층(30)은 리드(40)의 각각의 측부에 고정 구멍(70, 71)을 포함한다. 각각의 고정 구멍(70, 71)은 1.5mm의 직경을 가졌다.
실시예
2
마이크로니들(10)의 어레이는 본 발명에 따른 심장 박동기에 사용되었으며, 각각의 마이크로니들(10)은 다음과 같은 형상을 가졌다. 각각의 마이크로니들(10)은 근위 단부(12), 테이퍼진 부분(13), 및 원위 단부(14)를 포함하며, 여기서 테이퍼진 부분(13)은 근위 단부(12)와 원위 단부(14)를 연결한다. 따라서, 테이퍼진 부분(13)은 가능한 짧으며 근위 단부(12)와 원위 단부(14) 사이의 연결로서만 기능한다. 근위 단부(12)는 0.2mm의 직경(A) 및 0.2mm의 높이(B)를 갖는 원통형 형상이었다. 원위 단부(14)는 바늘 형상이었고 1.5mm의 길이(C)를 가졌다. 마이크로니들의 원위 단부(14)의 직경(D)은 0.02mm였다. 이에 의해, 마이크로니들(10)의 원위 단부(14)는 심근 세포 치수에 근접한다.
10 마이크로 니들
11 납땜 지점
12 근위 단부
13 테이퍼진 부분
14 원위 단부
20 칩
21 와이어
30 인터포저 층
31 구멍
33 납땜 지점
40 리드
50 센서
60 커패시터
70, 71 고정 구멍
80 보호 커버
100 심장 박동기
400 수확 주기
500 단상 펄스
600 이극성 펄스
700 기본 기능
701 마이크로 니들에 연결
800 코일
801 코일
900a, 900b 외부 프로그래머 유닛
950 환자
11 납땜 지점
12 근위 단부
13 테이퍼진 부분
14 원위 단부
20 칩
21 와이어
30 인터포저 층
31 구멍
33 납땜 지점
40 리드
50 센서
60 커패시터
70, 71 고정 구멍
80 보호 커버
100 심장 박동기
400 수확 주기
500 단상 펄스
600 이극성 펄스
700 기본 기능
701 마이크로 니들에 연결
800 코일
801 코일
900a, 900b 외부 프로그래머 유닛
950 환자
Claims (16)
- 심장 박동기(cardiac pacemaker; 100)에 있어서,
마이크로니들(microneedle; 10)의 어레이(array)를 형성하는 다수의 마이크로니들(10);
적응 레벨(adaptive level)을 갖는 적어도 하나의 비교기, 시퀀스 제어 회로, n개의 커패시터(capacitor) 및 2n개의 스위치에 의해 구축된 적어도 하나의 커패시터 스택(stack), 상기 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 하나의 버퍼 커패시터, 상기 적어도 하나의 커패시터 스택 외부의 적어도 2개의 추가 스위치, 및 CMOS-로직(Logic)을 포함하고 n∈N인, 칩(chip; 20);
다수의 마이크로니들(10)을 위한 구멍(31)을 포함하는 인터포저 층(interposer layer; 30);
리드(lid; 40);
적어도 하나의 코일(coil; 800)을 포함하고,
상기 칩(20)은 상기 인터포저 층(30)의 일면에 위치되고;
상기 리드(40) 및 상기 인터포저 층(30)은 상기 칩(20) 및 상기 적어도 하나의 코일(800)을 위한 캡슐을 형성하고;
각각의 마이크로니들(10)은 상기 칩(20)으로부터 돌출된 원위 단부를 갖고;
상기 심장 박동기(100)는 심근 세포로부터 전기 에너지의 수확(harvesting)으로 인해 전기적으로 자급 자족하도록 조정(adapting)된 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항에 있어서,
상기 심장 박동기(100)는 적어도 하나의 센서(50) 및/또는 적어도 하나의 추가 커패시터(60)를 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 2 항에 있어서,
상기 센서(50)는 미세 기계(MEMS) 활동 센서, 정전기 가속도계, 또는 압전 세라믹(piezoceramic) 가속도계로서 구현되는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 3 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 심장 박동기(100)는 5 내지 10000개의 마이크로니들(10), 바람직하게는 25 내지 1000개의 마이크로니들(10), 가장 바람직하게는 100 내지 250개의 마이크로니들(10)을 포함하는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 4 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 심장 박동기(100)는 외부 프로그래머 유닛(900a, 900b)을 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 5 항 중 어느 한 항에 있어서,
모든 마이크로니들(10)은 다른 마이크로니들(10)과 독립적으로 작동 가능하도록 구성되는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 6 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 심장 박동기(100)는 1mm 내지 8cm의 길이, 1mm 내지 5mm의 폭, 및 3mm 내지 10mm의 높이인 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 7 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 다수의 마이크로니들의 원위 단부(14)의 직경은 0.001mm 내지 0.1mm, 바람직하게는 0.01mm 내지 0.1mm이고, 가장 바람직하게는 상기 다수의 마이크로니들의 원위 단부(14)의 직경은 0.02mm인 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 8 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 마이크로니들(10)은 백금/이리듐(PtIr), 금, 및 미세 금속(fine metal)을 포함하는 그룹의 재료를 포함하는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 9 항 중 어느 한 항에 있어서,
각각의 마이크로니들(10)은 세포 에너지를 수확하고, 살아있는 조직을 전기적으로 자극하고, 고유한 세포 전기적 활동(cellular electrical activity)을 감지할 수 있도록 조정되는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 10 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 인터포저 층(30)이 상기 리드(40) 외부에 적어도 2개의 고정 구멍(70, 71)을 더 포함하는 것을 특징으로 하는, 심장 박동기(100). - 제 1 항 내지 제 11 항 중 어느 한 항에 따른 심장 박동기(100)를 이용하는 심근 조직을 자극하기 위한 방법에 있어서,
● 마이크로니들(10) 어레이의 마이크로니들(10)이 심근 조직으로 삽입되고;
● 심장 주기 시간이 설정되고;
● 선택적으로 최소 심장 주기 시간이 설정되고;
● 상기 세포 전기적 활동에 대한 적어도 하나의 기준 레벨이 설정되고;
● 마이크로니들(10)의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)은 전기 펄스를 방출하도록 설정되고;
● 마이크로니들(10)의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)은 상기 세포 전기적 활동의 진폭을 감지하고 에너지를 수확하도록 설정되고;
● 상기 세포 전기적 활동의 진폭이 감지되고 에너지는 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 수확되고;
● 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 감지된 상기 세포 전기적 활동의 진폭이 상기 마이크로니들의 어레이의 상기 대응하는 마이크로니들(10)의 상기 기준 레벨에 도달하는 경우 또는 펄스가 상기 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 상기 심근 조직 내로 방출된 후 상기 심장 주기 시간이 시작되고;
● 상기 감지된 세포 전기적 활동의 진폭이 상기 기준 레벨 아래로 떨어진 후 상기 심장 주기 시간 동안 상기 기준 레벨 위의 진폭을 갖는 세포 전기적 활동이 더 이상 감지되지 않는 경우, 상기 마이크로니들의 어레이의 적어도 하나의 마이크로니들(10)에 의해 전기 펄스가 상기 심근 조직에 인가되고;
상기 전기 펄스가 수확된 에너지를 이용하여 발생되는 것을 특징으로 하는, 방법. - 제 12 항에 있어서,
전기 펄스가 가장 낮은 에너지 요구량을 갖는 상기 마이크로니들(10)에 의해 상기 심근 조직에 인가되는 것을 특징으로 하는, 방법. - 제 12 항 또는 제 13 항에 있어서,
상기 전기 펄스는 단상 펄스 또는 이극성(bipolar) 펄스인 것을 특징으로 하는, 방법. - 제 12 항 내지 제 14 항 중 어느 한 항에 있어서,
상기 수확된 에너지는 적어도 하나의 버퍼 커패시터 또는 버퍼 커패시터 어레이로 수집되는 것을 특징으로 하는, 방법. - 제 12 항 내지 제 15 항 중 어느 한 항에 있어서, 상기 생물학적 조직의 움직임이 상기 센서(50)에 의해 감지되고, 상기 심장 주기 길이가 상기 생물학적 조직의 움직임이 감지되는 경우 상기 최소 심장 주기 길이로 설정되는 것을 특징으로 하는, 방법.
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| US20070293904A1 (en) * | 2006-06-20 | 2007-12-20 | Daniel Gelbart | Self-powered resonant leadless pacemaker |
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| GB0816501D0 (en) * | 2008-09-10 | 2008-10-15 | Imp Innovations Ltd | Photo-ionic pacemakers |
| US9026212B2 (en) * | 2008-09-23 | 2015-05-05 | Incube Labs, Llc | Energy harvesting mechanism for medical devices |
| RU2392422C1 (ru) * | 2009-04-28 | 2010-06-20 | Общество С Ограниченной Ответственностью "Соновита" | Способ добычи нефти с использованием энергии упругих колебаний и установка для его осуществления |
| US8428533B2 (en) * | 2010-06-08 | 2013-04-23 | Qualcomm, Incorporated | Techniques for optimizing gain or noise figure of an RF receiver |
| US20170179732A1 (en) * | 2015-12-22 | 2017-06-22 | Cooper Technologies Company | Dynamic Tuning for Harvesting Energy from Current Transformers |
| IL246003B (en) * | 2016-06-02 | 2019-03-31 | W P Energy Ltd | Multiband energy harvesting |
| US10823717B2 (en) * | 2017-09-01 | 2020-11-03 | 3M Innovative Properties Company | Wireless power transfer and sensing for monitoring pipelines |
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| PA0105 | International application |
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