(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
埋め込み可能医療デバイスのための回路であって、
バッテリ電圧を出力する再充電不能バッテリと、
前記バッテリ電圧をブースト電圧まで昇圧するためのブースト回路と、
前記バッテリ電圧が閾値電圧よりも高いか又はそれに等しいか、又は、閾値電圧より低いかを判定するように構成された比較回路と、
前記バッテリ電圧が前記閾値電圧よりも高いか又はそれに等しいと前記比較回路により判定された時に前記バッテリ電圧によって、及び、前記バッテリ電圧が該閾値電圧よりも低いと前記比較回路により判定された時に前記ブースト電圧によって、給電される第１の回路と、
前記バッテリ電圧によってのみ給電される第２の回路と、
を含むことを特徴とする回路。
【請求項２】
前記第１の回路は、１つ又はそれよりも多くのレギュレータを含むことを特徴とする請求項１に記載の回路。
【請求項３】
複数の回路素子を更に含み、
前記１つ又はそれよりも多くのレギュレータの各々が、前記回路素子の少なくとも１つに給電するために一定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。
【請求項４】
前記回路素子のうちの１つが、アナログ回路であることを特徴とする請求項３に記載の回路。
【請求項５】
前記回路素子のうちの１つが、デジタル回路であることを特徴とする請求項３に記載の回路。
【請求項６】
前記回路素子のうちの１つが、メモリであることを特徴とする請求項３に記載の回路。
【請求項７】
前記閾値電圧は、前記第１の回路が適正に作動するのに必要な最小電圧であることを特徴とする請求項１に記載の回路。
【請求項８】
スイッチを更に含み、
前記スイッチは、前記バッテリ電圧が閾値電圧よりも高いか又はそれに等しい時に該バッテリ電圧を前記第１の回路に提供するように前記比較回路によって制御可能であり、該スイッチは、該バッテリ電圧が該閾値電圧よりも低い時に前記ブースト電圧を該第１の回路に提供するように制御可能である、
ことを特徴とする請求項１に記載の回路。
【請求項９】
前記第２の回路は、ＤＣ−ＤＣコンバータを含むことを特徴とする請求項１に記載の回路。
【請求項１０】
少なくとも１つのデジタル／アナログ変換器を更に含み、
前記ＤＣ−ＤＣコンバータは、前記少なくとも１つのデジタル／アナログ変換器に給電するためのコンプライアンス電圧を生成することを特徴とする請求項９に記載の回路。
【請求項１１】
患者の組織に接触させるための少なくとも１つの電極を更に含み、
前記デジタル／アナログ変換器が、少なくとも１つの電極に電流を提供することを特徴とする請求項１０に記載の回路。
【請求項１２】
前記第２の回路は、テレメトリアンテナに結合されたタンク回路を含むことを特徴とする請求項１に記載の回路。
【請求項１３】
単一集積回路を更に含み、
前記第１及び第２の回路は、前記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。
【請求項１４】
前記レギュレータのうちの少なくとも１つが、リニアレギュレータであることを特徴とする請求項２に記載の回路。
【請求項１５】
前記ブースト回路は、入力と出力を有し、該入力での電圧を該出力でのより高い電圧に変換し、
前記第１の回路は、前記ブースト回路の前記出力に接続された第１の入力電源部を含み、
前記スイッチは、前記バッテリ電圧が閾値電圧よりも高いか又はそれに等しい時に該バッテリ電圧を前記第１の入力電源部に経路指定し、該バッテリ電圧が該閾値電圧よりも低い時に該バッテリ電圧を前記ブースト回路の前記入力に経路指定するように前記比較回路によって制御可能であり、
前記第２の回路は、前記バッテリ電圧に接続された第２の入力電源部を含むことを特徴とする請求項８に記載の回路。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
〔関連出願への相互参照〕
本出願は、引用によって本明細書に組み込まれ、かつそれに対して優先権を主張する２０１２年２月１０日出願の米国特許仮出願番号第６１／５９７，２５０号及び２０１３年１月２３日出願の米国特許出願番号第１３／７４７，８９８号に対する優先権を主張するものである。
【０００２】
本発明は、一般的に埋め込み可能医療デバイスに関し、より具体的には、１次バッテリを有する埋め込み可能医療デバイスのための改善されたアーキテクチャに関する。
【背景技術】
【０００３】
埋め込み可能神経刺激器デバイスは、不整脈を治療するためのペースメーカー、心細動を治療するための細動除去器、難聴を治療するための蝸牛刺激器、盲目を治療するための網膜刺激器、協働する体肢運動を生成す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、運動障害及び心理的障害を治療するための皮質及び脳深部刺激器、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様々な生物学的障害の治療のために電気刺激を発生させて身体の神経及び組織に送出するデバイスである。以下に続く説明は、一般的に、米国特許第６，５１６，２２７号明細書に開示されているもののような「脊髄刺激（ＳＣＳ）」システム内での本発明の使用に着目することになる。しかし、本発明は、あらゆる埋め込み可能医療デバイスに適用性を見出すことができる。
【０００４】
図１Ａ及び図１Ｂに示すように、一般的に、ＳＣＳシステムは、例えば、チタンのような導電材料で形成された生体適合性デバイスケース３０を含む「埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）」１００を含む。一般的に、ケース３０は、ＩＰＧの回路及びこの回路に電力を供給するバッテリを保持する。特定の要求とＩＰＧを使用することになる患者の状況とに基づいて、バッテリは、再充電可能又は再充電不能１次バッテリのいずれかとすることができる。ＩＰＧ１００は、各々がいくつかの電極１０６を含む１つ又はそれよりも多くの電極アレイ（２つのそのようなアレイ１０２及び１０４を示す）を含む。電極１０６は、各電極に結合された個々の電極リード１１２及び１１４も含む可撓性本体１０８上に担持される。図示の実施形態において、アレイ１０２上にＥ1−Ｅ8とラベル付けした８つの電極が存在し、アレイ１０４上にＥ9−Ｅ16とラベル付けした８つの電極が存在するが、アレイ及び電極の個数は用途に特定のものであり、従って、異なる可能性がある。アレイ１０２、１０４は、例えば、エポキシを含むことができる非導電性ヘッダ材料３６内に固定されたリードコネクタ３８ａ及び３８ｂを用いてＩＰＧ１００に結合される。
【０００５】
図２に示すように、一般的に、ＩＰＧ１００は、プリント回路基板（ＰＣＢ）１６をＰＣＢ１６に装着された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のうちの一部に対して、下記で更に解説する。ＩＰＧ１００内には、データを外部コントローラ８０に送信し、かつそこから受信するためのテレメトリコイル１３（より一般的にはアンテナ）が存在する。一般的に、テレメトリコイル１３は、図示のようにＩＰＧ１００のヘッダ３６の内部に装着され、フェライト芯１３’の周囲に巻くことができる。一実施形態において、テレメトリコイル１３は、ケース３０の内部に存在することができる。ＩＰＧ１００のような再充電可能バッテリを有するＩＰＧ内には、外部充電器８２を用いてＩＰＧのバッテリを充電又は再充電するための充電コイル１８も存在する。
【０００６】
直ぐ上で説明したように、データをＩＰＧ１００に無線送信し、そこから無線受信するために、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が使用される。例えば、外部コントローラ８０は、ＩＰＧ１００が患者に与えることになる治療を指定するためにプログラミングデータをＩＰＧ１００に送信することができる。更に、外部コントローラ８０は、ＩＰＧからのデータ、例えば、ＩＰＧの関連に対して報告する様々なデータの受信機としての役割ももたらすことができる。外部コントローラ８０も、ＩＰＧ１００と同様に、外部コントローラ８０の作動を制御するために電子構成要素７２が配置されたＰＣＢ７０を含む。コンピュータ、セル電話、又は他の手持ち式電子デバイスに使用されるものと同様であり、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は、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へ及びそこからのデータの通信は、ＩＰＧ１００内のコイル１３と通信するコイル（アンテナ）１７によって可能にされる。
【０００７】
同じく典型的に手持ち式デバイスである外部充電器８２は、ＩＰＧのバッテリが再充電可能である場合にそれを再充電するために使用することができる電力をＩＰＧ１００に無線伝達するのに使用される。外部充電器８２からの電力の転送は、ＩＰＧ１００内のコイル１８によって受信される電力を発生させるコイル（アンテナ）１７’によって可能にされる。外部充電器８２を外部コントローラ８０と類似の構造を有するものとして示すが、現実には、これらのものは、当業者に理解されるようにその機能に従って異なることになる。
【０００８】
図３は、再充電可能バッテリ２６を使用するＩＰＧ１００におけるアーキテクチャを示している。図３には、本発明の開示のフォーカスであって太線に示すＩＰＧ１００内の様々な電力供給を特別に強調して示している。図３には、以下に解説する範囲で他のいくつかの非電力供給信号を示しており、そのような信号を細線に示している。当業者は、ＩＰＧ１００が多くのそのような「通常」の信号線を含み、これらの線を便宜上示していないことを認めるであろう。
【０００９】
一般的に、再充電可能バッテリ２６は、リチウムイオンポリマーバッテリを含み、その消耗レベルに基づいて約３．２ボルトから４．２ボルトまでのバッテリ電圧Ｖｂａｔを有することができる。ＩＰＧ１００は、充電コイル１８と再充電可能バッテリ２６の間の媒介として機能するバッテリインタフェース回路３２を含む。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において受信された電力を整流して再充電可能バッテリ２６を制御された態様で充電するための回路を含む。再充電可能バッテリ２６からの電力は、バッテリインタフェース回路３２内の制御可能切換回路を通して送られ、ＩＰＧ１００内の回路の残りの部分に電圧Ｖｂａｔ’として供給される。Ｖｂａｔ’の大きさは、Ｖｂａｔからバッテリインタフェース回路３２内の切換回路の両端で発生する小さい電圧降下を差し引いたものと実質的に同じである。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。
【００１０】
バッテリインタフェース回路３２は、電圧Ｖｂａｔ’を電圧レギュレータ４０、４２、及び４４を通してＩＰＧ１００内の様々な回路要素又は回路素子に供給する。レギュレータ４０、４２、及び４４は、それに接続した回路素子、すなわち、アナログ回路５０、デジタル回路５２、及びメモリ５４それぞれに給電するのに適切な供給電圧ＶＤＤＡ、ＶＤＤＤ、及びＶＤＤＦに電圧Ｖｂａｔ’を調整するのに使用される。レギュレータ４０、４２、及び４４は、ごく僅かな電力のみを用いて電力を節約することでバッテリ給電埋め込み医療デバイスでは特に有利である低電力低ドロップアウトリニアレギュレータを含むことができる。リニアレギュレータは、スイッチングレギュレータよりも低いノイズしか発生させないことでも有利である。
【００１１】
回路５０、５２、及び５４の各々に必要とされる電源電圧ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦの大きさは同じとすることができ、各回路は、好ましくは、その独自の電圧レギュレータによって電力が供給される。デジタル回路５２は、スイッチングする時に、時にアナログ回路５０の性能に影響を及ぼす可能性があるノイズをＶＤＤＤ上に発生させるので、アナログ回路５０とデジタル回路５２は、好ましくは、別個のレギュレータ４０及び４２を有する。メモリ５０は、ＶＤＤＦが供給しなければならない大量の電流を消費する可能性があるので、好ましくは、独自のレギュレータ４４を有する。更に、ＶＤＤＦは、節電するために随時停止することができる。
【００１２】
アナログ回路５０は、サーミスタ、バンドギャップ電圧基準器、発振器及びクロック、データをテレメトリコイル１３に結合されたタンク回路２４にデータを送り、そこからデータを受け入れる変調及び復調回路、アナログ測定及び経路指定回路、並びに類似のものを含む電源ＶＤＤＡによって給電されるいくつかの低電圧アナログ回路素子をＩＰＧ１００の内部に含む。ＶＤＤＡは、一例では２．８ボルトを含むことができる。
【００１３】
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内に含む。ＶＤＤＤは、一例では２．８ボルトを含むことができる。デジタル回路５２は、例えば、米国特許出願公開第２００８／０３１９４９７号明細書に示されているか、又はそれとは別個のものとすることができる単一の混合モードＡＳＩＣ集積回路上にアナログ回路５０の少なくとも一部と共に少なくとも部分的に集積することができる。
【００１４】
電源ＶＤＤＦによって給電されるメモリ５４は、システムのための（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、分析及び／又は患者へのフィードバックに向けて外部コントローラ８０に報告される記録データのようなデータを格納するための空き領域として機能することができる。メモリ５４は、外部コントローラ８０から送信された先に参照した治療設定値のようなデータを格納することができ、これらのデータは、更にマイクロコントローラ６０に送られる。メモリ５４は、フラッシュＥＰＲＯＭ、ランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）、静的ＲＡＭ（ＳＲＡＭ）、又はハードドライブなどのようないずれかのタイプのメモリとすることができる。しかし、電力が消失した場合でもデータを保持することを確実にするために、多くの場合に、メモリ５４は、フラッシュＥＰＲＯＭメモリを含む。フラッシュＥＰＲＯＭは、プログラムすること及び消去することの両方において追加の電流を必要とする可能性があるので、一般的に、ＶＤＤＦは、上述したように高電力レギュレータ４４によって供給される。ＶＤＤＦは、一例では２．８ボルトを含むことができる。
【００１５】
再充電可能バッテリ２６は、治療電流パルスを特定の刺激電極１０６を通して送るのに必要な電力も供給する。この供給は、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２を用いてコンプライアンス電圧Ｖ＋を生成することによって行われる。コンバータ２２は、レギュレータ４０、４２、及び４４と同様に、Ｖｂａｔ’から治療電流Ｉｏｕｔを生成するために１つ又はそれよりも多くのデジタル／アナログ変換器（ＤＡＣ）３３に給電するのに使用される電圧（Ｖ＋）を発生させる。コンプライアンス電圧Ｖ＋は、実際にＤＡＣ３３に対する電源を含む。ＤＡＣ３３によって生成される治療電流の大きさＩｏｕｔは、デジタル信号６１によって指定される。Ｉｏｕｔは、患者の組織Ｒ２５を通過する場所で選択することができるＩＰＧ１００の特定の電極１０６に出力される。（別の電極１０６’が、Ｉｏｕｔに対する戻り経路又は基準を与えることができる。）
【００１６】
治療電流は随時変化する可能性があるので、この電流を生成する必要があるコンプライアンス電圧Ｖ＋も変化することができ、従って、Ｖ＋をコンバータ２２によって変更することができる。米国特許出願公開第２００７／００９７７１９号明細書に記載されているように、Ｖ＋監視及び調節回路１９が、ＤＡＣ３３が治療電流を発している時の電極１０６での電圧を測定することができ、この電流を供給するのに最適なＶ＋に対する値Ｖ＋（ｏｐｔ）をコンバータ２２に通知することができる。’７１９公報に記載されているように、Ｖ＋が低すぎる場合には、ＤＡＣ３３は、「ロードされた状態」になることになり、望ましい電流Ｉｏｕｔを供給することができない。Ｖ＋が高すぎる場合には、ＤＡＣ３３は、望ましい電流を供給することができることになるが、電力は浪費されることになり、コンプライアンス電圧Ｖ＋のうちのある程度の部分は、いかなる有利な効果も伴わずにＤＡＣ３３の両端で降下することになる。同じく’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交換ポンプ、誘導子ベースのセットアップコンバータ、又はその組合せを含むことができる。Ｖ＋は、コンバータ２２により、一例では３ボルトから１８ボルトまでの間のいずれかのレベルに設定することができる。
【００１７】
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、米国特許出願公開第２００９／００６９８６９号明細書に示すように、タンク回路２４は、コイル１３のインダクタンスと協働して作動してコイル１３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、更に、変調回路（アナログ回路５０の一部）によって制御され、コイル１３が送信状態にあ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含むことができる。送信ではなくデータを受信するときには、タンク回路２４は、復調回路（同じくアナログ回路５０の一部を含むことができる）に結合される。
【００１８】
多くのＩＰＧが再充電可能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可能性がある状況が存在する。１次バッテリは、そこに充電電流を通すことによって電気化学反応が可逆ではなく、従って、バッテリを再充電不能にするものである。１次バッテリは、その電極の一方又は両方において材料を使い切り、従って、限られた寿命期間のみを有する。
【００１９】
しかし、１次バッテリは、一般的に再充電可能バッテリよりも廉価であり、同じ信頼性の懸念に悩まされることがないと考えられる。従って、適切な場合に、例えば、１次バッテリの予想寿命が患者の余命よりも大きいと予想されることになる場合に、又は身体的又は精神的な制限を有する患者がバッテリを充電するのに困難を有することになる状況では、医療埋め込み可能デバイス内での１次バッテリの使用は好ましい。１次バッテリを埋め込み可能医療デバイス内に使用することにより、特に充電コイル１８が不要であるので設計も簡素化される。
【００２０】
図４は、例えば、１．２ボルトから３．２ボルトまでの電圧Ｖｂａｔを有するリチウムＣＦｘバッテリ又はＣＦｘとのＳＶＯ混成のものとすることができる１次バッテリ１２を使用するＩＰＧ４００におけるアーキテクチャを示している。図示のように、ＩＰＧ４００内の回路素子及び接続の多くは、図３の再充電可能バッテリＩＰＧ１００内に使用されるものと同じである。そのような類似の態様に対しては再度解説しない。
【００２１】
図４の１次バッテリアーキテクチャにおける有意な相違点は、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際のバッテリインタフェース回路３２の代わりのブーストコンバータ６４の使用である。その名称が意味するように、ブーストコンバータ６４は、ブーストコンバータ６４が接続した回路ブロック（レギュレータ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）による使用に適するより大きい大きさのＶｂａｔ＋までバッテリ電圧Ｖｂａｔをブースト（昇圧）する。Ｖｂａｔ＋は、この例では３．２Ｖ程度とすることができる。そのようなブーストは、再充電可能バッテリ２６に対する１次バッテリ１２の比較的低い電圧の理由から必要である。ブーストされない場合に、Ｖｂａｔは、レギュレータ４０、４２、及び４４が望ましい大きさ（ここでもまた、約２．８Ｖ）の電源電圧ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦを生成することを可能にするには低すぎることになる。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交換ポンプ、誘導子ベースのセットアップコンバータ、又はその組合せを含むことができる。
【００２２】
残念ながら、ＩＰＧ４００内の回路素子に供給される電圧をブーストするのにブーストコンバータ６４を使用することは、そのようなブースト自体が１次バッテリ１２からの電力を取るので非効率である。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次バッテリを有する埋め込み可能医療デバイスにおいて特に重要である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００２３】
【特許文献１】米国特許第６，５１６，２２７号明細書
【特許文献２】米国特許出願第６１／５０９，７０１号明細書
【特許文献３】米国特許出願公開第２００８／０３１９４９７号明細書
【特許文献４】米国特許出願公開第２００７／００９７７１９号明細書
【特許文献５】米国特許出願公開第２００９／００６９８６９号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００２４】
従って、埋め込み可能医療デバイス、より具体的には、埋め込み可能刺激器デバイスは、１次バッテリを使用する改善されたアーキテクチャから利益を得ると考えられ、そのような解決法の実施形態を本明細書に提供する。
【図面の簡単な説明】
【００２５】
【図１Ａ】埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）と従来技術に従って電極アレイがＩＰＧに結合される方式とを示す図である。
【図１Ｂ】埋め込み可能パルス発生器（ＩＰＧ）と従来技術に従って電極アレイがＩＰＧに結合される方式とを示す図である。
【図２】従来技術によるＩＰＧ、外部コントローラ、及び外部充電器の図である。
【図３】従来技術による再充電可能バッテリを使用するＩＰＧ電力アーキテクチャの態様の図である。
【図４】従来技術による１次バッテリを使用するＩＰＧ電力アーキテクチャの態様の図である。
【図５】１次バッテリを使用する改善されたＩＰＧ電力アーキテクチャの態様の図である。
【発明を実施するための形態】
【００２６】
１次バッテリを使用する埋め込み可能医療デバイスのための改善されたアーキテクチャが開示され、これは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、インプラント内で引き出される電力を低減する。このアーキテクチャは、１次バッテリの電圧を選択的にブーストし、このブースト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うち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、バッテリ電圧の大きさが閾値よりも小さい場合にのみバッテリ電圧をブーストするように使用され、閾値よりも大きい場合には、バッテリ電圧はブーストされずに回路ブロックに渡される。更に、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い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、ブーストなしに、かつバッテリ電圧の電流の大きさに関係なくバッテリ電圧を直接受け入れる。
【００２７】
図５は、図４を参照して先に解説した１次バッテリと類似のものとすることができる１次バッテリ１２を使用するＩＰＧ５００のための改善されたアーキテクチャを示している。上述の場合のように、ＩＰＧ５００内の回路素子及び接続の多くは、図の再充電可能バッテリＩＰＧ１００及び図４の１次バッテリＩＰＧ４００に使用されるものと同じである。そのような類似の態様に対しては再度解説しない。
【００２８】
図４のＩＰＧ４００の１次バッテリアーキテクチャの場合と同様に、ＩＰＧ５００は、１次バッテリ１２の電圧Ｖｂａｔを様々な回路に給電するのに必要なより高い電圧Ｖｂａｔ＋に電位的にブースト（昇圧）するブーストコンバータ６４を含む。しかし、２つの相違点が明らかである。
【００２９】
第１に、ブーストコンバータ６４は、Ｖｂａｔの閾値Ｖｔとの関係に依存して設定されるスイッチ７６によって制御される。Ｖｂａｔがこの閾値よりも大きいか又はそれに等しい時に、スイッチ７６は、アナログ回路５０、デジタル回路５２、及びメモリ５４それぞれに対して電源電圧ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦを生成するレギュレータ４０、４２、及び４４を含む第１の回路８１に入力電源部８８としてＶｂａｔを直接送るように設定される。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に送り、それによってブーストコンバータ６４が第１の回路８１、従って、レギュレータ４０、４２、及び４４への入力電源部８８としてより高い電圧Ｖｂａｔ＋を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がブーストコンバータ６４にＶｂａｔを送らない時にブーストしようとすることのないように、Ｖｂａｔ＜Ｖｔの時にのみ選択的に有効化することができる。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ものと同じ信号、又はこの信号の逆のものを含むことができる。
【００３０】
閾値Ｖｔの値は、レギュレータ４０、４２、及び４４が作動するのに必要とされる最小電圧と、上述したように１．２Ｖから３．２Ｖまでの範囲にわたるとすることができる１次バッテリの電圧Ｖｂａｔの予想範囲とに従って設定することができる。例えば、これらのレギュレータが、２．８Ｖに等しい電源ＶＤＤＤ、ＶＤＤＡ、及びＶＤＤＦを生成しなければならない場合に、Ｖｔは、２．９Ｖという若干高めの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。次に、レギュレータは、この電圧を適切な電源レベルまで降下させることができる。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に送ることになり、そこでＶｂａｔは、ここでもまた、３．２Ｖ程度を含むことができるＶｂａｔ＋までブーストすることができる。レギュレータは、このブースト電圧Ｖｂａｔ＋を適切な電源レベルまで再度降下させることができる。この手法を使用すると、図４のアーキテクチャとは対照的に、バッテリ電圧Ｖｂａｔは、レギュレータに送られる前に必ずブーストされるわけではなく、その代わりにＶｂａｔが閾値よりも下回って降下した場合にしかブーストされない。電圧のブーストは電力を必要とするので、このような様式のブーストコンバータ６４の選択的な有効化は、従来の手法と比較してＩＰＧ５００内の電力を節約する。
【００３１】
図示していないが、Ｖｂａｔ及びＶｔの適正な大きさを決定する段階、及びスイッチ７６に対する適切な制御記号を生成する段階は、いくつかの異なる手法で達成することができる。スイッチ７６に対する適切なデジタル制御記号を発するために、Ｖｂａｔは、アナログからデジタルへの（Ａ／Ｄ）コンバータでデジタル化し、デジタル回路５２でＶｔとデジタル的に比較することができる。これに代えて、アナログ回路５０の一部を構成する比較器が、Ｖｂａｔ及びＶｔをアナログ形式で受け入れることができ、次に、スイッチ７６に対するデジタル制御記号を発することができる。スイッチ７６は、単一のトランジスタ又はより複雑な切換回路を含むことができる。
【００３２】
図４の１次バッテリアーキテクチャとの第２の相違点において、テレメトリタンク回路２４と、コンプライアンス電圧Ｖ＋を発生させる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バッテリ電圧Ｖｂａｔを直接受け入れることに注意しなければならない。これは、これらの回路が、非常に低レベルのＶｂａｔにおいても良好に作動させることができ、従って、電力を消費してこれらの回路の入力電源部８６をより高いレベルまでブーストすることが不要であるという認識の下にある。例えば、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２は、その入力電圧をブーストし、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既に含み、コンバータ２２の内部のそのようなブースト回路は、機能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も、低レベルのＶｂａｔで良好に機能することができる。Ｖｂａｔが低レベルまで降下した場合には、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、それに応じて低下することになる。しかし、ＩＰＧ５００からの無線送信が低い信号強度のみを有する場合であっても、これらの無線送信は、時により短い距離からであったとしても、外部コントローラ８０においてそれにも関わらず受信することができることになる。いずれにしても、ＤＣ−ＤＣコンバータ２２及びタンク回路２４にブーストコンバータ６４から給電しないことにより、ここでもまた、コンバータ６４への依存性が低下し、それによってＩＰＧ５００内の電力が節約される。ブーストコンバータ６４は、特定の限られた状況においてのみ作動され、レギュレータ４０、４２、及び４４に給電するためのみに使用されるので、コンバータ６４は、電流容量に見合う高さの出力Ｖｂａｔ＋を供給する必要がない。
【００３３】
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場合に有意な電力の節約をもたらし、これは、上述したように、再充電不能１次バッテリを使用する埋め込み可能医療デバイスでは重要である。ブーストコンバータ６４は、約７０％の効率で作動し、それに対してレギュレータ４０、４２、及び４４は、入力電源部８８を低減して低い電源電圧ＶＤＤＡ、ＶＤＤＤ、及びＶＤＤＦを形成する場合には約９０％の効率で作動する。従って、Ｖｂａｔ＞Ｖｔである場合に、この電圧を供給するのにブーストコンバータ６４を使用するよりも、レギュレータが入力電源部８８の電圧を低くすることを可能にする方がより効率的である。
【００３４】
本発明の特定の実施形態を図示して記述したが、以上の解説は、本発明をこれらの実施形態に限定するように意図したものではないことを理解しなければならない。当業者には、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、様々な変形及び修正を加えることができることが明らかであろう。従って、本発明は、特許請求によって定められる本発明の精神及び範囲に収まる可能性がある代替物、修正物、及び均等物を網羅するように意図したものである。
【符号の説明】
【００３５】
１２  １次バッテリ
２４  タンク回路
３３  デジタル／アナログ変換器
５４  メモリ
５００  埋め込み可能パルス発生器
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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