JP6078697B2 - 非充電式バッテリを有する埋込可能医療デバイスのための電力アーキテクチャ - Google Patents

Description

〔関連出願への相互参照〕
この国際出願は、その全体が引用によって本明細書に組み込まれる２０１３年８月１４日出願の米国特許出願出願番号第１３／９６６，５１０号に対する優先権を主張するものである。

本発明は、一般的に埋込可能医療デバイスに関し、具体的には１次バッテリを有する埋込可能医療デバイスのための改良されたアーキテクチャに関する。

埋込可能神経刺激デバイスとは、心臓不整脈を治療するペースメーカー、心細動を治療する除細動器、難聴を治療するための蝸牛刺激器、失明を治療するための網膜刺激器、四肢の協働した動きを生じるための筋肉刺激器、慢性疼痛を治療するための脊髄刺激器、運動及び精神的疾患を治療するための皮膚及び脳深部刺激器、及び尿失禁、睡眠時無呼吸、肩関節亜脱臼などを治療するための他の神経刺激器のような電気刺激を発生して様々な生理的疾患の治療のために身体の神経及び組織に送出するデバイスである。以下の説明は、一般的には、米国特許第６，５１６，２２７号明細書に開示するような「脊髄刺激（ＳＣＳ）」システム内の本発明の使用に着目する。しかし、本発明は、あらゆる埋込可能医療デバイスに適用性を見出すことができる。

図１Ａ及び図１Ｂに示すように、ＳＣＳシステムは、典型的には、例えば、チタンのような導電材料から作られた生体適合性デバイスケース３０を含む「埋込可能パルス発生器（ＩＰＧ）」１００を含む。ケース３０は、典型的には、ＩＰＧの回路及び回路に電力を供給するバッテリを保持する。ＩＰＧを使用する患者の特定の必要性及び状況に応じて、バッテリは、充電式又は非充電式１次バッテリにすることができる。ＩＰＧ１００は、１つ又はそれよりも多くの電極アレイ（２つのアレイ１０２及び１０４を示している）を含み、各々がいくつかの電極１０６を収容する。電極１０６は可撓性本体１０８上に担持され、この可撓性本体１０８は、各電極に結合された個々の電極リード１１２及び１１４も収容する。図示の実施形態において、アレイ１０２上にＥ₁−Ｅ₈のラベルを備えた８つの電極、アレイ１０４上にＥ₉−Ｅ₁₆のラベルを備えた８つの電極があるが、アレイ及び電極の数は用途に固有のものであり、従って、変更される場合がある。アレイ１０２、１０４は、リードコネクタ３８ａ及び３８ｂを使用してＩＰＧ１００に結合され、例えば、エポキシを含むことができる非導電ヘッダ材料３６に固定される。

図２に示すように、ＩＰＧ１００は、典型的には、ＰＣＢ１６に取り付けられるマイクロプロセッサ、集積回路、及びコンデンサのような様々な電子構成要素２０と共にプリント回路基板（ＰＣＢ）１６を含む電子基板アセンブリを含む。これらの電子構成要素２０の一部を以下に詳しく説明する。テレメトリコイル１３（一般的にアンテナ）が一般的にはＩＰＧ１００に存在して外部コントローラ８０にデータを送信する／外部コントローラ８０からデータを受信する。テレメトリコイル１３は、典型的には、図のようにＩＰＧ１００のヘッダ３６内に装着され、フェライトコア１３’の周りに巻き付けられる。他の実施形態において、テレメトリコイル１３は、ケース３０内に入れることができる。ＩＰＧ１００のような充電式バッテリを有するＩＰＧでは、外部充電器８２を使用してＩＰＧのバッテリを充電又は再充電するために充電コイル１８も存在する。

上述のように、手持ち式プログラマー又は臨床医のプログラマーのような外部コントローラ８０が使用されて無線でＩＰＧ１００にデータを送信し、ＩＰＧ１００からデータを受信する。例えば、外部コントローラ８０は、プログラミングデータをＩＰＧ１００に送信し、ＩＰＧ１００が患者に与えることになる治療を決めることができる。外部コントローラ８０は、ＩＰＧのステータスに対する様々なデータ報告のようなＩＰＧ１００からのデータの受信機として機能することができる。ＩＰＧ１００のような外部コントローラ８０は、ＰＣＢ７０も収容し、ＰＣＢ７０上には、外部コントローラ８０の作動を制御するための電子構成要素７２が配置される。コンピュータ、携帯電話、又は他の手持ち式電子デバイスに使用されるものに類似であり、更に例えばタッチ可能ボタン及びディスプレイを含むユーザインタフェース７４が、患者又は臨床医が外部コントローラ８０を作動させることを可能にする。外部コントローラ８０への及び外部コントローラ８０からのデータの通信は、ＩＰＧ１００のコイル１３と通信するコイル（アンテナ）１７によって可能になる。

典型的には手持ち式デバイスでもある外部充電器８２を使用してＩＰＧ１００に無線で電力を送り、バッテリが充電式である場合にＩＰＧのバッテリを再充電するためにその電力を使用することができる。外部充電器８２からの電力の移送は、ＩＰＧ１００のコイル１８によって受け取られる電力を発生するコイル（アンテナ）１７’によって可能になる。外部充電器８２は、外部コントローラ８０に類似の構成を有するものとして示されているが、現実には、当業者が理解するようにその機能に応じて異なるものになる。

図３は、充電式バッテリ２６を使用するＩＰＧ１００のアーキテクチャを示している。図３では、ＩＰＧ１００の様々な電源を特に強調して示しており、これが本発明の開示のフォーカスであり太線に示している。以下に説明する範囲において単に少数の他の非電源信号を図３に示しているが、これは細い線に示している。当業者は、ＩＰＧ１００が、便宜上示していない多くのそのような「通常の」信号回線を収容することを理解するであろう。

充電式バッテリ２６は、典型的には、リチウムイオンポリマーバッテリを含み、その減衰のレベルに応じて、約３．２から４．２ボルトのバッテリ電圧Ｖｂａｔを有することができる。ＩＰＧ１００は、バッテリインタフェース回路３２を含み、このバッテリインタフェース回路３２が、充電コイル１８と充電式バッテリ２６の間の仲介役として機能する。バッテリインタフェース回路３２は、外部充電器８２（図２）から充電コイル１８で受け入れる電力を整流して制御された方式で充電式バッテリ２６を充電するための回路を収容する。充電式バッテリ２６からの電力は、バッテリインタフェース回路３２の制御可能スイッチング回路を通じて経路指定され、電圧Ｖｂａｔ’としてＩＰＧ１００の回路の残りに供給される。Ｖｂａｔ’の大きさは、本質的に、バッテリインタフェース回路３２のスイッチング回路両端で発生した小さい電圧降下を差し引いたＶｂａｔと同じである。バッテリインタフェース回路３２の例は、２０１１年７月２０日出願の米国特許出願第６１／５０９，７０１号明細書に見出すことができる。

バッテリインタフェース回路３２は、電圧Ｖｂａｔ’を電圧調整器４０、４２、及び４４を通じてＩＰＧ１００の様々な回路要素に供給する。調整器４０、４２、及び４４を使用して、接続されている回路要素、すなわち、アナログ回路５０、デジタル回路５２、及びメモリ５４それぞれへの電力に応じて電源電圧ＶＤＤＡ、ＶＤＤＤ、及びＶＤＤＦにＶｂａｔ’を調節する。調整器４０、４２、及び４４は、低電力、低ドロップアウト線形調整器を含むことができ、これは非常に小さい電力しか使用せず、電力を節約するバッテリ給電式埋め込み医療デバイスに特に有用である。線形調整器は、スイッチング調整器に比べてノイズを生じないので有利でもある。

回路５０、５２、及び５４の各々に必要な電源電圧ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、ＶＤＤＦの大きさを同じにすることができるが、各回路は、その固有の電圧調整器によって給電されることが好ましい。デジタル回路５２は、切り換わる時にＶＤＤＤにノイズを生じ、このノイズは潜在的にアナログ回路５０の性能に影響を与える場合があるので、アナログ回路５０及びデジタル回路５２は個別の調整器４０及び４２を有することが好ましい。メモリ５４は、大量の電流を消費する場合があり、それをＶＤＤＦが供給しなければならないので、メモリ５４は固有の調整器４４を有することが好ましい。更に、電力を節約するためにＶＤＤＦを時々停止することができる。

アナログ回路５０は、ＩＰＧ１００内に電源ＶＤＤＡによって給電されるいくつかの低電圧アナログ回路要素を収容し、これには、サーミスタ、バンドギャップ基準電圧源、発振器及びクロック、テレメトリコイル１３に結合されたタンク回路２４にデータを送信し、かつタンク回路２４からデータを受信する変調及び復調回路、及びアナログ測定及び経路指定回路などが含まれる。一例におけるＶＤＤＡは、２．８ボルトを含むことができる。

デジタル回路５２は、マイクロコントローラ６０及びタイミング回路６６を含む電源ＶＤＤＤによって給電されるデジタル回路をＩＰＧ１００に含む。一例におけるＶＤＤＤは、２．８ボルトを含むことができる。例えば、米国特許公開第２００８／０３１９４９７号明細書に示すように、デジタル回路５２は、アナログ回路５０の少なくとも一部と共に単一混合モードＡＳＩＣ集積回路に少なくとも一部統合することができ、又はこれから分離することができる。

電源ＶＤＤＦによって給電されるメモリ５４は、システム（例えば、マイクロコントローラ６０）のためのオペレーティングソフトウエアを保持することができ、自由空間として機能し、分析及び／又は患者へのフィードバックのために外部コントローラ８０に報告されるログデータのようなデータを格納することができる。メモリ５４は、以前に参照された治療設定値のような外部コントローラ８０から送信されたデータを格納することができ、このデータは、次に、マイクロコントローラ６０に送信される。メモリ５４は、フラッシュＥＰＲＯＭ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、スタティックＲＡＭ（ＳＲＡＭ）、ハードドライブのようなあらゆるタイプのメモリとすることができる。しかし、電力が失われた時のデータ保存を保証するために、メモリ５４は、フラッシュＥＰＲＯＭメモリを有することが多い。フラッシュＥＰＲＯＭは、プログラム及び消去の両方に追加の電力を必要とすることがあるので、上述のように、ＶＤＤＦは、典型的には高給電調整器４４によって給電される。一例におけるＶＤＤＦは、２．８ボルトを含むことができる。

充電式バッテリ２６は、特定の刺激電極１０６を通じて治療電流パルスを送るのに必要な電力も供給する。これは、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２を使用してコンプライアンス電圧Ｖ＋を生じることによって成される。コンバータ２２は、調整器４０、４２、及び４４と同様に、Ｖｂａｔ’から電圧（Ｖ＋）を発生し、電圧（Ｖ＋）を使用して１つ又はそれよりも多くのデジタル−アナログコンバータ（ＤＡＣ）３３に給電し、治療電流Ｉｏｕｔを発生する。コンプライアンス電圧Ｖ＋は、実際には、ＤＡＣ３３のための電源を含む。ＤＡＣ３３によって発生される治療電流Ｉｏｕｔの大きさは、デジタル信号６１によって指定される。Ｉｏｕｔは、選択することができるＩＰＧ１００の特定の電極１０６への出力であり、患者の組織Ｒ２５を通過する。（別の電極１０６’は、Ｉｏｕｔのための戻り経路、又は基準を提供することができる。）

治療電流は、時々変化させることができるので、この電流を発生するのに必要なコンプライアンス電圧Ｖ＋も同様に変化させることができ、従って、Ｖ＋をコンバータ２２によって変化させることができる。米国特許公開第２００７／００９７７１９号明細書に説明するように、ＤＡＣ３３が治療電流を発生する時にＶ＋モニタ及び調節回路１９が電極１０６の電圧を測定することができ、その電流を供給するのに最適なＶ＋の値Ｖ＋（ｏｐｔ）をコンバータ２２に通知することができる。'７１９公報に説明するように、Ｖ＋が低すぎる場合に、ＤＡＣ３３は、「負荷状態」になり、望ましい電流Ｉｏｕｔを提供することができない。Ｖ＋が高すぎる場合に、ＤＡＣ３３は望ましい電流を提供することができるが、電流は無駄になり、コンプライアンス電圧Ｖ＋のある一定の部分がいずれの有用な効果もなくＤＡＣ３３の両端で降下する。'７１９公報に開示するように、コンバータ２２は、コンデンサベースのチェンジポンプ、誘導子ベースのステップアップコンバータ、又はその組合せを含むことができる。Ｖ＋は、一例ではコンバータ２２によって３から１８ボルトの間でどこからでも設定することができる。

テレメトリコイル１３に結合されたタンク回路２４も、Ｖｂａｔ’によって給電される。例えば、米国特許公開第２００９／００６９８６９号明細書に示すように、タンク回路２４は、コイル１３のインダクタンスに連動して作動してその共振周波数を設定する同調コンデンサを含むことができ、かつ変調回路（アナログ回路５０の一部）によって制御されてコイル１３が送信する時に共振周波数でタンクを切り換えるトランジスタを更に含むことができる。データを受信した時に、タンク回路２４は、代わりに復調回路（アナログ回路５０の一部を含むことができる）に結合される。

多くのＩＰＧが充電式バッテリを使用するが、１次バッテリの使用が有利である状況もある。１次バッテリは、電気化学反応が充電電流を通すことによって可逆ではないバッテリであり、従って、バッテリを非充電式にする。１次バッテリは、その電極の一方又は両方で材料を使い果たし、従って、制限された寿命を有する。

しかし、１次バッテリは、典型的には充電式バッテリよりも廉価であり、同じような信頼度の問題に影響を受けない。同様に、医療埋込可能デバイスにおける１次バッテリの使用は、適切な場合に、例えば、１次バッテリの予想寿命が患者の平均余命を超えると予想される時に、又は身体的又は精神的制限のある患者がバッテリの充電に困難を有する状況で好ましい。埋込可能医療デバイスに１次バッテリを使用することで、特に充電コイル１８が必要ないので設計を単純化することになる。

図４は、例えば、１．２から３．２ボルトの電圧Ｖｂａｔを有するＣＦｘを備えたＣＦｘバッテリ又はＳＶＯハイブリッドとすることができる１次バッテリ１２を使用するＩＰＧ４００のアーキテクチャを示している。図示のように、ＩＰＧ４００の回路要素及び接続の多くは、図３の充電式バッテリＩＰＧ１００に使用されるものと同じである。そのような類似の態様は、改めて説明しない。

図４の１次バッテリアーキテクチャの有意な違いは、１次バッテリ１２からの電力を様々な回路ブロックに供給するためにバッテリインタフェース回路３２の代わりにブーストコンバータ６４を使用することである。その名が意味する通りに、ブーストコンバータ６４は、接続した回路ブロック、すなわち、調整器４０、４２、４４、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２、及びテレメトリコイル１３に結合されたタンク回路２４によって使用するのに適する高い電位Ｖｂａｔ＋にバッテリ電圧Ｖｂａｔをブースト（昇圧）する。この例におけるＶｂａｔ＋は、３．２Ｖ又はその程度にすることができる。そのようなブーストは、充電式バッテリ２６に対して１次バッテリ１２の相対的に低い電圧に起因して必要である。ブーストしない場合に、Ｖｂａｔは低すぎて、調整器４０、４２、及び４４が望ましい大きさの電源電圧ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦ（約２．８Ｖ）を発生することができない。ブーストコンバータ６４は、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２と同様に、コンデンサベースのチェンジポンプ、誘導子ベースのステップアップコンバータ、又はその組合せを含むことができる。

残念ながら、そのようなブースト自体が１次バッテリ１２からの電力を使用するので、ブーストコンバータ６４を使用してＩＰＧ４００の回路要素に供給される電圧をブーストするのは非効率的である。１次バッテリは再充電することができないので、効率は、１次バッテリを備えた埋込可能医療デバイスにおいて特に重要である。

米国特許第６，５１６，２２７号明細書 米国特許出願第６１／５０９，７０１号明細書 米国特許公開第２００８／０３１９４９７号明細書 米国特許公開第２００７／００９７７１９号明細書 米国特許公開第２００９／００６９８６９号明細書

従って、埋込可能医療デバイス及びより具体的には埋込可能刺激デバイスは、１次バッテリを使用する改良されたアーキテクチャから利益を受けると考えられ、そのような解決法の実施形態を本明細書に提供する。

従来技術による埋込可能パルス発生器（ＩＰＧ）を示す図である。 従来技術により電極アレイがＩＰＧに結合される方式を示す図である。 従来技術によるＩＰＧ、外部コントローラ、及び外部充電器を示す図である。 従来技術により充電式バッテリを使用するＩＰＧ電力アーキテクチャの態様を示す図である。 従来技術により１次バッテリを使用するＩＰＧ電力アーキテクチャの態様を示す図である。 １次バッテリを使用する改良ＩＰＧ電力アーキテクチャの態様を示す図である。 １次バッテリを使用する代替の改良ＩＰＧ電力アーキテクチャの態様を示す図である。

１次バッテリの電圧がブーストされる状況を低減し、従って、インプラントにおける電力引き出しを低減する１次バッテリを使用する埋込可能医療デバイスの改良されたアーキテクチャを開示する。アーキテクチャは、１次バッテリの電圧を選択的にブーストしてブーストされた電圧をデジタル回路、アナログ回路、及びメモリを含む回路ブロックのある一定のものに供給するためのブーストコンバータを含む。しかし、ブーストコンバータは、電圧が閾値よりも下であるバッテリ電圧をブーストするためだけに使用され、閾値よりも上である場合に、バッテリ電圧は、ブーストすることなく回路ブロックに送られる。これに加えて、テレメトリタンク回路及びコンプライアンス電圧発生器を含む低バッテリ電圧でも作動させることができる一部の回路は、ブーストすることなく及びバッテリ電圧の現在の大きさに関係なく直接、バッテリ電圧を受け入れる。

修正された改良アーキテクチャは、ブースト電圧を回路ブロックに供給するためのブーストコンバータを含むが、この修正された改良では、ブースト電圧が常にバッテリ電圧の現在の大きさに関係なく回路ブロックに供給される。回路ブロックが作動するのに必要な最低入力電源電圧よりもバッテリ電圧が必ず低い時にこの修正は有用である。低バッテリ電圧でも作動させることができる回路は、ブーストすることなく直接、バッテリ電圧を受け入れる。

図５は、図４に関して前に説明した１次バッテリと同様とすることができる１次バッテリ１２を使用するＩＰＧ５００の改良されたアーキテクチャを示している。ＩＰＧ５００の回路要素及び接続の多くは、図３の充電式バッテリＩＰＧ１００及び図４の１次バッテリＩＰＧ４００に使用されたものに類似である。そのような類似の態様は、改めて説明しない。

図４のＩＰＧ４００の１次バッテリアーキテクチャと同様に、ＩＰＧ５００は、ブーストコンバータ６４を含み、様々な回路に給電するのに必要な高電圧Ｖｂａｔ＋に１次バッテリ１２の電圧Ｖｂａｔを電位的にブーストする。しかし、２つの違いは明らかである。

第１に、ブーストコンバータ６４は、Ｖｂａｔと閾値Ｖｔの関係に応じて設定されるスイッチ７６によって制御される。Ｖｂａｔが閾値よりも大きいか又は等しい場合に、スイッチ７６は、Ｖｂａｔを入力電源８８として第１の回路８１に直接、経路指定するように設定され、第１の回路８１は、アナログ回路５０、デジタル回路５２、及びメモリ５４それぞれのための電源電圧ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦを発生する調整器４０、４２、及び４４を含む。ＶｂａｔがＶｔよりも小さい場合に、スイッチ７６は、Ｖｂａｔをブーストコンバータ６４の入力２８に経路指定し、従って、ブーストコンバータ６４が、高電圧Ｖｂａｔ＋を入力電源８８として第１の回路８１に及び従って調整器４０、４２、及び４４に供給することを可能にする。図示していないが、ブーストコンバータ６４はまた、スイッチ７６がＶｂａｔをそれに経路指定しない時にそれがブーストしようとしないように、Ｖｂａｔ＜Ｖｔの時にのみ選択的に有効にすることができる。ブーストコンバータへのそのような有効化信号は、スイッチ７６を制御するのに使用される同じ信号又はその信号の反転を含むことができる。

閾値Ｖｔの値は、作動するのに調整器４０、４２、及び４４によって要求される最低電圧に従って及び上述のように１．２から３．２Ｖの範囲とすることができる１次バッテリの電圧Ｖｂａｔの予想される範囲に従って設定することができる。例えば、これらの調整器が２．８Ｖに等しい電源ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦを発生しなければならない場合に、Ｖｔを２．９Ｖの僅かに高い電圧に設定することができる。従って、２．９＜Ｖｂａｔ＜３．２である場合に、スイッチ７６は、ブーストすることなくＶｂａｔを第１の回路８１に直接送ることになる。調整器は、この電圧を適切な電力供給レベルに下げることができる。１．２＜Ｖｂａｔ＜２．９である場合に、スイッチ７６は、Ｖｂａｔをブーストコンバータ６４に送り、Ｖｂａｔ＋にブーストすることができ、それは、ここでもまた、３．２Ｖ又はその程度を含むことができる。調整器は、このブースト電圧Ｖｂａｔ＋を適切な電力供給レベルに下げることができる。この方式を使用してかつ図４のアーキテクチャとは別に、バッテリ電圧Ｖｂａｔは、調整器に送られる前に常にブーストされるとは限らず、代わりに、Ｖｂａｔが閾値よりも下に降下した時にのみブーストされる。電圧のブーストに電力が必要であるために、この方式のブーストコンバータ６４の選択的有効化は、従来の方法に比べてＩＰＧ５００の電力を節約する。

図示していないが、Ｖｂａｔ及びＶｔの関連の大きさを決定する段階、及びスイッチ７６の適切な制御信号を生成する段階は、いくつかの異なる方法で達成することができる。Ｖｂａｔは、アナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータでデジタル化することができ、デジタル回路５２でＶｔとデジタル的に比較されてスイッチ７６の適切なデジタル制御信号を発生することができる。これに代えて、アナログ回路５０の一部をなす比較器が、アナログ形式でＶｂａｔ及びＶｔを受け入れることができ、この比較器は、スイッチ７６のためのデジタル制御信号を発生することができる。スイッチ７６は、単一トランジスタ又はより複雑なスイッチング回路を含むことができる。

図４の１次バッテリアーキテクチャとの第２の違いにおいて、テレメトリタンク回路２４とコンプライアンス電圧Ｖ＋を発生するＤＣ−ＤＣコンバータ２２とを含む第２の回路８４が、ブーストコンバータ６４からのブーストなしに直接、バッテリ電圧Ｖｂａｔを受け入れることに注意されたい。それによってこれらの回路がＶｂａｔの非常に低いレベルでも満足に作動させることができるということ、及び従って回路の入力電源８６を高レベルにブーストする電力を消費する必要がないことが認められる。例えば、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２は、その入力電圧をブーストするための、すなわち、ＤＡＣ３３に給電するのに必要なＶ＋までブーストするための回路を予め収容しており、コンバータ２２内のそのようなブースト回路は、作動するのにいずれの特定の大きさの入力電圧も必要としない。タンク回路２４はまた、低レベルのＶｂａｔでも満足できるように実行することができる。Ｖｂａｔが低レベルに降下した場合に、コイル１３から外部コントローラ８０（図２）への無線信号の送信強度は相応に低減される。しかし、ＩＰＧ５００からの無線送信が低減された信号強度を有する場合でも、無線送信は外部コントローラ８０で受信することができるが、恐らくはより短い距離からのものになる。いずれにせよ、ブーストコンバータ６４からＤＣ−ＤＣコンバータ２２及びタンク回路２４に給電しないことで、コンバータ６４への依存性を低減し、ＩＰＧ５００の電力を節約する。ブーストコンバータ６４が特定のより限られた状況でのみ作動され、調整器４０、４２、及び４４に給電するためにのみ使用されるので、コンバータ６４は、高電流容量で出力Ｖｂａｔ＋を供給する必要がない。

図５のＩＰＧ５００のアーキテクチャは、図４のＩＰＧ４００のアーキテクチャと比較した時に有意な電力節約をもたらし、上述のように、これは、１次非充電式バッテリを使用する埋込可能医療デバイスにおいて重要である。ブーストコンバータ６４は、約７０％の効率で作動するが、調整器４０、４２、及び４４は、低電源電圧ＶＤＤＡ、ＶＤＤＤ、及びＶＤＤＦを形成するために入力電源８８を低減する時に約９０％の効率で作動する。従って、Ｖｂａｔ≧Ｖｔの場合に、この電圧を提供するのにブーストコンバータ６４を使用するよりも入力電源電圧８８を調整器によって低下させる方がより効率的である。

図６は、１次バッテリ１２を有するＩＰＧ６００の代替のアーキテクチャを示している。この例では、スイッチ７６（図５）が取り除かれており、代わりに電圧ブーストコンバータ６４が、バッテリ電圧ＶｂａｔをＶｂａｔ＋に常にブーストして入力電源８８を通じて第１の回路８１（調整器４０、４２、及び４４、アナログ回路５０、デジタル回路５２、及びメモリ５４）に給電する。図５のアーキテクチャと同様に、第２の回路８４（テレメトリタンク回路２４、コンプライアンス電圧Ｖ＋を発生するためのＤＣ−ＤＣコンバータ２２）は、ブーストコンバータ６４からのブーストなしに直接、バッテリ電圧Ｖｂａｔを受け入れる。１次バッテリ１２が低電圧バッテリであり、従って、Ｖｂａｔが低すぎて第１の回路８１に給電できないことが既知の時に図６のこのアーキテクチャは好ましい。例えば、Ｖｂａｔ＝１．２Ｖであり、従って、調整器４０、４２、及び４４が作動するのに必要な最低入力電源電圧よりも小さい場合に、電圧ブーストコンバータ６４がＶｂａｔ＝１．２ＶをＶｂａｔ＋＞２．９Ｖにブーストし、調整器４０、４２、及び４４に適切な入力電源８８を提供し、ＶＤＤＡ、ＶＤＤＤ、及びＶＤＤＦに対して望ましい値を発生するように作動する必要があることになる。対照的に、第２の回路８４は、バッテリ１２によって給電され、かつバッテリ１２に直接接続され、これは、図５に関して上述したように、これらの回路が低レベルでブーストすることなく十分作動させることができるので許容可能である。ここでもまた、ブーストコンバータ６４が調整器に電力を提供するために常に作動するとしても、これはＩＰＧ６００の電力を節約する。

本発明の特定の実施形態を図示して説明したが、以上の説明は本発明をこれらの実施形態に限定するように意図していないことを理解しなければならない。本発明の精神及び範囲から逸脱することなく様々な変更及び修正を行うことができることは当業者には明らかであろう。すなわち、本発明は、特許請求の範囲によって定められるような本発明の精神及び範囲内に該当する場合がある代替物、修正物、及び均等物を網羅するように意図している。

１２ １次バッテリ
２４ タンク回路
６４ 電圧ブーストコンバータ
１０６ 電極
６００ 埋込可能パルス発生器

Claims (11)

1. 埋込可能医療デバイスのための回路であって、
   患者の組織に治療電流を通過させるように構成された電極と、
   バッテリ電圧を出力する非充電式バッテリと、
   前記バッテリ電圧をブースト回路の出力でのブースト電圧まで昇圧するように構成されたブースト回路と、
   前記ブースト回路の出力によってのみ給電される第１の回路と、
   前記バッテリ電圧によって給電され、かつ前記バッテリ電圧に直接接続された第２の回路と、を含み、
   前記第２の回路は、前記治療電流を生成するように構成されたデジタル−アナログコンバータに給電するためのコンプライアンス電圧を生成するように構成されたＤＣ−ＤＣコンバータ、及び、外部デバイスと無線でデータを通信するように構成されたテレメトリコイルに結合されたタンク回路、を含むことを特徴とする回路。
2. 前記第１の回路は、１つ又はそれよりも多くの調整器を含むことを特徴とする請求項１に記載の回路。
3. 前記１つ又はそれよりも多くの調整器の各々が、前記埋込可能医療デバイスの少なくとも１つの回路要素に給電するために電源電圧を供給することを特徴とする請求項２に記載の回路。
4. 前記１つ又はそれよりも多くの調整器は、作動するのに最低入力電源電圧を必要とし、
   前記バッテリ電圧は、前記最低入力電源電圧よりも低いことを特徴とする請求項２に記載の回路。
5. 前記第１及び第２の回路は、単一集積回路上に集積されることを特徴とする請求項１に記載の回路。
6. 前記第１の回路は、複数の調整器を含み、各々が、前記埋込可能医療デバイス内の回路要素のための電源電圧を生成するように構成されることを特徴とする請求項１に記載の回路。
7. 前記回路要素は、アナログ回路及びデジタル回路を含み、
   前記調整器のうちの１つが、前記アナログ回路のためのアナログ電源電圧を生成するように構成され、
   前記調整器のうちの１つが、前記デジタル回路のためのデジタル電源電圧を生成するように構成される、
   ことを特徴とする請求項６に記載の回路。
8. 前記回路要素は、メモリを更に含み、
   前記調整器のうちの１つが、前記メモリのためのメモリ電源電圧を生成するように構成される、
   ことを特徴とする請求項７に記載の回路。
9. 埋込可能医療デバイスのための回路であって、
   患者の組織に治療電流を通過させるように構成された電極と、
   バッテリ電圧を出力する非充電式バッテリと、
   前記バッテリ電圧をブースト回路の出力でのブースト電圧まで昇圧するように構成されたブースト回路と、
   前記ブースト回路の出力によってのみ給電される複数の調整器を含み、且つ複数の調整器の各々が前記埋込可能医療デバイス内の回路要素のための電源電圧を生成するように構成された第１の回路と、
   前記バッテリ電圧によって給電され、かつ前記バッテリ電圧に直接接続された第２の回路と、を含み、
   前記第２の回路は、前記治療電流を生成するように構成されたデジタル−アナログコンバータに給電するためのコンプライアンス電圧を生成するように構成されたＤＣ−ＤＣコンバータ、及び、外部デバイスと無線でデータを通信するように構成されたテレメトリコイルに結合されたタンク回路、を含むことを特徴とする回路。
10. 前記回路要素は、アナログ回路及びデジタル回路を含み、
    前記調整器のうちの１つが、前記アナログ回路のためのアナログ電源電圧を生成するように構成され、
    前記調整器のうちの１つが、前記デジタル回路のためのデジタル電源電圧を生成するように構成される、
    ことを特徴とする請求項９に記載の回路。
11. 前記回路要素は、メモリを更に含み、
    前記調整器のうちの１つが、前記メモリのためのメモリ電源電圧を生成するように構成される、
    ことを特徴とする請求項１０に記載の回路。

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