(57)【要約】強磁性磁心を備えたインダクタを含む誘導スイッチングレギュレータを備えた植え込み可能な医療機器を記載する。前記機器は、MRIスキャンによって生じるような、磁場の存在を示すインダクタの磁心の飽和を検知するための磁心飽和検知器を組み込む。前記機器は磁心飽和を検知した際に、例えばMRIモードに入ることなどによって、振る舞いを変えるように構成される。MRIモードは治療の停止、定率除脈ペーシング、および／もしくは頻脈性不整脈治療の無効化を含み得る。【選択図】図１
2009526608.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
植え込み可能な医療機器であって、
強磁性磁心を備えるインダクタを持つ誘導スイッチングレギュレータと、
磁場の存在を示す、前記インダクタ磁心の飽和を検知するための磁心飽和検知器と、
磁心飽和が検知されたときに、前記機器の動作を変更する回路と、
を含む医療機器。
【請求項２】
心臓の電気的な活動を反映する電位図信号を受け取るための、感知回路と、
電気刺激を心臓へ送達するための、治療回路と、
通常の動作モードにおいて、心臓への前記電気刺激の送達を制御するための、回路とをさらに含み、
前記回路は、磁心飽和検知の間、前記機器を非感知ＭＲＩモードに入らせて、前記機器の動作を変更することを特徴とする、
請求項１の機器。
【請求項３】
前記MRIモードが心臓への前記電気刺激の送達の停止を含む、請求項２の機器。
【請求項４】
前記MRIモードが定率徐脈ペーシングを含む、請求項２の機器。
【請求項５】
前記MRIモードが、前記治療回路による、頻脈性不整脈治療の送達の無効化を含む、請求項２の機器。
【請求項６】
前記誘導スイッチングレギュレータが、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの充電と放電を交互に行い、前記電力変換周期を、それぞれ、フィル期、およびダンプ期とすると、前記フィル期の間に、前記インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加し、かつ、前記ダンプ期の間に、前記インダクタ電流がゼロ、もしくは他の所定の値まで減少するようにし、
電力変換周期の間の前記フィル期の継続時間を測定するための回路とをさらに含み、
前記磁心飽和検知器が、前記フィル期の前記継続時間が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知する
ことを特徴とする、
請求項１の機器。
【請求項７】
前記誘導スイッチングレギュレータが、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの充電と放電を交互に行い、前記電力変換周期を、それぞれ、フィル期、およびダンプ期とすると、前記フィル期の間に、前記インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加し、かつ、前記ダンプ期の間に、前記インダクタ電流がゼロ、もしくは他の所定の値まで減少するようにし、
電力変換周期の間の前記ダンプ期の継続時間を測定するための回路をさらに含み、
前記磁心飽和検知器が、前記ダンプ期の前記継続時間が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知する
ことを特徴とする、請求項１の機器。
【請求項８】
前記誘導スイッチングレギュレータが、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの充電と放電を交互に行い、前記電力変換周期を、それぞれ、フィル期、およびダンプ期とすると、前記フィル期の間に、前記インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加し、かつ、前記ダンプ期の間に、前記インダクタ電流がゼロ、もしくは他の
所定の値まで減少するようにし、
電力変換周期の継続時間を測定するための回路をさらに含み、
前記磁心飽和検知器が、前記電力変換周期の前記継続時間が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知する
ことを特徴とする、請求項１の機器。
【請求項９】
前記誘導スイッチングレギュレータが、クロック周波数変調制御モード、もしくはパルス幅変調制御モードで動作し、
電力変換周期の間にピークインダクタ電流を測定するための回路をさらに含み、
前記磁心飽和検知器が、前記ピークインダクタ電流が、指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知する
ことを特徴とする、請求項１の機器。
【請求項１０】
前記機器が、磁心飽和がもはや検知されなくなったときに、前記通常の動作モードに戻るように構成された、請求項２の機器。
【請求項１１】
強磁性磁心を備えたインダクタを持つ誘導スイッチングレギュレータを組み込んだ埋め込み可能な医療機器を操作する方法であって、
磁場の存在を示す前記インダクタ磁心の飽和を検知するステップと、
磁心飽和を検知したときに、前記機器の動作を変更するステップと、
を含む方法。
【請求項１２】
心臓の電気的活動を反映する電位図信号を受け取るステップと、
通常の動作モードに従って、心臓に電気刺激形式の治療を送達するステップと、
磁心飽和の検知の間に非感知MRIモードに入るステップと、
をさらに含む、請求項１１の方法。
【請求項１３】
前記MRIモードが、心臓への前記電気刺激の送達の停止を含む、請求項１２の方法。
【請求項１４】
前記MRIモードが、定率徐脈ペーシングを含む、請求項１２の方法。
【請求項１５】
前記MRIモードが、頻脈性不整脈治療の送達の無効化を含む、請求項１２の方法。
【請求項１６】
前記誘導スイッチングレギュレータが、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの充電と放電を交互に行い、前記電力変換周期を、それぞれ、フィル期、およびダンプ期とすると、前記フィル期の間に、前記インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加し、ならびに、前記ダンプ期の間に、前記インダクタ電流がゼロ、もしくは他の所定の値まで減少するようにし、
電力変換周期の間の前記フィル期の継続時間を測定するステップと
前記フィル期の前記継続時間が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知するステップと、
を、さらに含む請求項１１の方法。
【請求項１７】
前記誘導スイッチングレギュレータが、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの充電と放電を交互に行い、前記電力変換周期を、それぞれ、フィル期、およびダンプ期とすると、前記フィル期の間に、前記インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加し、ならびに、前記ダンプ期の間に、前記インダクタ電流がゼロ、もしくは他の所定の値まで減少するようにし、
電力変換周期の間の前記ダンプ期の継続時間を測定するステップと
前記ダンプ期の前記継続時間が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知する
ステップと、
を、さらに含む請求項１１の方法。
【請求項１８】
前記誘導スイッチングレギュレータが、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの充電と放電を交互に行い、前記電力変換周期を、それぞれ、フィル期、およびダンプ期とすると、前記フィル期の間に、前記インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加し、ならびに、前記ダンプ期の間に、前記インダクタ電流がゼロ、もしくは他の所定の値まで減少するようにし、
電力変換周期の継続時間を測定するステップと
前記電力変換周期の前記継続時間が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知するステップと、
を、さらに含む請求項１１の方法。
【請求項１９】
前記誘導スイッチングレギュレータが、クロック周波数変調制御モード、もしくはパルス幅変調制御モードで動作し、
電力変換周期の間にピークインダクタ電流を測定するステップと、
前記ピークインダクタ電流が指定の閾値を上回った場合に、磁心飽和を検知するステップと、
をさらに含む、請求項１１の方法。
【請求項２０】
磁心飽和がもはや検知されなくなったときに、前記通常の動作モードに戻るステップをさらに含む、請求項１２の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
［優先権主張］
2006年2月16日出願の米国特許出願第11/276,159号の優先権の利益を主張し、この出願は引用により本明細書に組み込まれる。
【０００２】
［技術分野］
本開示は、植え込み可能な医療機器に関する。
【背景技術】
【０００３】
心調律管理機器は植え込み可能な心臓機器で、心調律の乱れを治療するために、心臓の選択された心室に電気刺激を供給する。この様な機器の例は、ペースメーカーや植え込み可能な心臓除細動器/除細動器（ICD）を含む。刺激を心臓に適切に送るために、心臓機器はそれ自身の感知能力に頼っている。例えば、ペースメーカーはたいてい、同期モードで徐脈ペーシングを供給するように、プログラムされ、そこでペースは、感知される内因性の心臓活動によって、抑制、もしくは誘発される。ICDは、感知された心臓活動が頻脈性不整脈の存在を示唆したときに、心臓にショック治療を供給する。
【０００４】
MRI（核磁気共鳴画像法）スキャンは、心臓感知障害の可能性に起因する、不適切な電気刺激の送達を引き起こし得るリスクを、ペースメーカー患者とICD患者に提示する。これらのリスクを軽減するために、スキャンの継続時間の間、機器はしばしば非感知動作モードに再プログラムされる。しかしながら、機器の再プログラムは熟練の専門家と特殊な設備のどちらもの診療が必要で、これらはどちらも簡便に利用可能というわけではない。
【発明の開示】
【０００５】
前述の通り、MRI治療も同様に、ペースメーカーや除細動器のような植え込み可能な電気機器を利用する患者に、いくつかのリスクを提示する。例えば、植え込み可能な除細動器は、MRIで生じた、機器の心臓活動を適切に感知する能力に干渉しうる大きな電磁場に起因して、不適切な高電圧治療の送達を行い得るし、もしくは、適切なペーシング治療の送達をしそこなう可能性がある。
これらの危険に対処する試みにおいて、植え込み可能な心調律管理機器は、外部のプログラマーを使ってマニュアルで動かすことが可能な「MRIモード」を提供し得る。このMRIモードは、一貫したペーシング治療を送達できるように、機器を事実上強制的に、非感知の定率ペーシングモードにする。高電圧頻脈性不整脈治療もまた、不適切なショックが機器により与えられるのを防ぐために、MRIモードで無効化され、それとともにMRI治療の間、患者は念入りに観察される。
【０００６】
前述のMRIモードの起動は、MRIスキャンを受けるペースメーカー、もしくは除細動器患者に提示される危険を十分に軽減するものの、この軽減はまだ、外部のプログラマーと、電気生理学者、心臓専門医、もしくは一時的に機器をMRIモードに再プログラムできる同じ様に熟練した医療専門家の介入を必要とする。MRIスキャンの終わりに、この同じ専門的な医療専門家は、患者が解放され得る前に、機器を以前の動作モードに戻さなければならない。もし、これらの機器がMRIスキャンを検知する信頼できる手段を備え、必要な時にMRIモードが自動的に始動するならば、ペースメーカー／除細動器患者にMRI治療を実行することの負担は大いに軽減される。本明細書に記述されたことは、電源インダクタの強磁性磁心の飽和を検出する事により、誘導スイッチング電源を用いる植え込み可能な医療機器中で、MRIスキャンを検出するための技術である。磁心の飽和は、例えば、MRIスキャンにより生じるような、大きな磁場の存在するところで起こる。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００７】
MRIスキャンの明瞭な一つの指標は、その極めて高い磁場である（0.5〜5.0テスラ）。ペースメーカーとICDは、機器に何らかの動作（例えば、プログラミングセッションの前に、そのペーシングモードを変更するなど）を行うよう信号を送るために使われる患者の磁気の存在を検知するために、通例、磁気検知器（例えば、リードスイッチやホールセンサーなど）を用いる。しかしながら、これらの種類の磁気検知器は、MRIスキャンと患者の磁気とを区別するには感度が高すぎる。磁場の検知によって機能するMRI検出器は、患者の磁気やその他の「日々の」環境磁場を無視するのに十分な程度の感度の低さが必要である（例えば、0.1テスラ未満）。
【０００８】
多くのペースメーカーとICD機器が、パワーインダクタを備える電源の誘導スイッチングレギュレータ型式を利用している。パワーインダクタは、インダクタンスを増加するために、強磁性磁心を備えて構成される。このインダクタのインダクタンスは、磁心の透磁性により、効率的に増加される。強磁場存在下では、磁心物質は飽和することがあり、インダクタンスは著しく低減する。磁心飽和検知器を機器に組み込み、パワーインダクタのインダクタンスの損失を検知する事によって、MRIスキャンにより作り出された、強磁場の存在を特異的に検知することが出来る。
【０００９】
Fig. 1は、本発明の開示に関する、植え込み可能な心臓機器100の基本的な構成を説明する。感知回路101は、内部電極から心臓の電気的活動を反映する電位図信号を受け取る。治療回路102は、ペーシングパルス、および／もしくは除細動ショックを生成するための、パルス生成回路を含み、これらパルス、および／もしくは除細動ショックは内部電極を介して心臓に送達される。制御回路103は電位図信号を読み取り、通常の動作モードに従って随時、心臓への電気刺激出力を制御する。機器の電源はバッテリー104と誘導スイッチングレギュレータ105を含む。誘導スイッチングレギュレータ105はDC-DCコンバータであり、安定で適切な電圧レベルのVoutを機器の電子回路に供給し、これら電子回路には感知回路、治療回路、制御回路が含まれる。磁心飽和検知器106は、スイッチングレギュレータの動作の間、パワーインダクタのインダクタンスが変化するにつれて変化する一つ以上の変数を監視する。MRI機器によって生じるような強磁場存在下では、パワーインダクタの磁心は飽和する。その後、結果として生じるインダクタンスの減少は、磁心飽和検知器により検知され、磁心飽和検知器は信号を生成し、それに応じて機器は自身の動作変更を可能とする。磁心飽和の検知の間、機器はMRIモードに入るよう構成されてもよく、MRIモードは非感知の定率徐脈ペーシングや、頻脈性不整脈治療の無効化を含む。もしくは、機器は、心臓活動の感知に障害が起きる高い電磁場環境下において、安全で望ましいと判断される任意の動作モードに入るように構成されてもよい。機器はその後さらに、磁心飽和検知器が高磁場はもはや存在しないと知らせた時、自動的にMRIモードを抜けるように構成されてもよい。この機器はそれゆえ、MRIスキャンが始まったときに自動的にMRIモードに入り、スキャンが終わったときに自動的にMRIモードを抜ける。
【００１０】
下記に述べるように、磁心飽和検知器は、レギュレータの電力変換周期の一つ以上の期間の継続時間を計測することによって動作してもよく、この継続時間は、同期電流制限モードで動作する誘導レギュレータのパワーインダクタのインダクタンスに依存する。もしくは、磁心飽和検知器は、他のモードで動作する誘導レギュレータのピーク電力のインダクタ電流を測定することによって動作してもよい。様々な実施態様において、制御回路と磁心飽和検知器は個々の構成回路、および／もしくは、コードされた命令を実行するマイクロプロセッサ・ベースの制御器によって実装され得る。
【００１１】
誘導スイッチングレギュレータ
誘導スイッチングレギュレータは、空芯（もしくは、他の非磁性素材）に線を同巻数を巻
く別なやり方で実現される以上の、高いインダクタンス値を達成するために、強磁性体の磁心を持つインダクタ部品を使用する。強磁性磁心素材を導入することで係数μmに比例してインダクタンスは増加する。係数μmは磁心素材の透磁率を表す。しかしながら、大きな外部磁場が存在すると、強磁性磁心素材のすべての磁区は外部磁場と協調し、磁心は飽和状態になる。インダクタの磁心が飽和すると、インダクタ部品の実効インダクタンス値は著しく降下する（すなわち、係数μmに比例して下がる）。この磁心飽和が誘導スイッチング電源の動作に対して及ぼし得る影響を理解するために、典型的な同期誘導スイッチング電源の基本的な操作機構をこれから述べる。
【００１２】
誘導スイッチング電圧レギュレータは、二相電力変換周期において、インダクタにエネルギーの貯蔵と放出を交互に行う。それぞれの電力変換周期をフィル（充電）期、およびダンプ（放電）期とする。典型的な誘導スイッチング電源は三つの基本構成、バック（ステップダウン）、ブースト（ステップアップ）、バック‐ブースト（反転型）のうちの一つで動作する。これから述べる誘導スイッチングレギュレータの例において、エネルギーは交互に、インダクタに充電され放電される。誘導スイッチングレギュレータの他の実施態様では、誘導素子として変圧器を実装してもよい。本明細書において、インダクタという用語は単巻インダクタ、もしくは変圧器のどちらの意味でも使われ得る。
【００１３】
基本的なブースト構成を図2に示す。フィル期の間、スイッチSW1が閉じた時、入力電圧VinはインダクタL1に印加され、ダイオードD1はコンデンサC1からアースへ放電するのを妨げる。もし、入力電圧がそれほど変化しない場合は、インダクタL1を通る電流は、入力電圧に比例し、インダクタL1のインダクタンスに反比例する比率で時間とともに直線的に上昇する。フィル期の間にインダクタに蓄えられるエネルギーは、インダクタンスの半分にピーク電流の二乗を掛けた値と等しい。ダンプ期はスイッチSW1が開いたときに開始する。その後、インダクタL1にかかる電圧は、インダクタ電流が即座に変化できないために、電流の流れを維持するのに必要な値へと変化をする。電流を流し続けるために、インダクタの電圧はダイオードD1に順方向バイアスをかけるのに十分であるように変化しなければならない。スイッチSW1が一連の電力変換周期を作り出すために繰り返し開閉された場合、コンデンサがインダクタンス電流によって充電されるにともない、コンデンサC1にかかる電圧Voutは各サイクルごとに上昇する。
【００１４】
図2に示したのと同じ基本素子を再構成した、バック構成を図3に示す。この構成では、フィル期の間、スイッチSW1が閉じたとき、電圧Vin−VoutがインダクタL1に印加され、それによりインダクタ電流は直線的に増加し、出力コンデンサC1を充電する。スイッチSW1が開くとダンプ期が開始し、インダクタL1にかかる電圧は電流の流れを維持するように変化し、それゆえ、電流はダイオードD1を通って出力コンデンサを充電する。回路のインダクタとダイオードの位置を交換すると反転型、もしくはバック‐ブースト構成となり、これを図4に示す。この構成では、スイッチSW1が閉じるとフィル期が開始し、Vinはインダクタに印加され、それによりインダクタ電流が増加する。スイッチが開くとダンプ期が開始し、電流の流れはインダクタにかかる電圧によって維持される。それゆえ、ダンプ期の間、インダクタ電流は、ダイオードを通って流れ、出力コンデンサを入力電圧Vinと反対の極性を持つ出力電圧Voutまで充電する。
【００１５】
フィードバック制御システムは、図2‐4の実施態様の何れかにおいて、エラー信号に従ってスイッチSW1を操作し出力電圧Voutを調節するために使われ得る。図5はコンパレータ206を示しており、これは出力電圧Voutと基準電圧Vrefを比較して、エラー信号ERRを生成する。その後、エラー信号はフィードバック制御器210を駆動して、スイッチSW1をエラー信号が減少するように操作する。フィードバック制御器は異なる方法で実行されてもよいが、本明細書では制御モードと称する。クロック周波数変調制御モードにおいて、フィードバック制御器はスイッチSW1を操作するためにオシレータをゲートで制御し、エラー信
号が減少するまで電力変換周期を生成する。電流制限周波数変調制御モード（同期モードとも称される）においては、同様にフィードバック制御器はスイッチSW1を操作し、電力変換周期をエラー信号が減少するまで生成するが、フィル期とダンプ期の継続期間はインダクタの電流に依存させられる。スイッチSW1は、フィル期の間、インダクタ電流が所定のピーク電流値に到達するまで増加するように操作され、その後のダンプ期の間で、ゼロもしくは他の所定の値まで減少するように操作される。パルス幅変調制御モードでは、フィードバック制御器はスイッチSW1を固定周波数で操作するが、フィル期とダンプ期の継続時間はエラー信号が減少するように変化させる（すなわち、出力電圧を増加させるためにフィル期継続期間を増加させたり、逆もまた同様である）。
【００１６】
磁心飽和の検知
先に言及したように、インダクタの磁心素材が、大きな外部磁場の利用（例えば、MRIスキャン中の状況のような）により飽和すると、インダクタンス値は著しく降下する。この結果、どちらの電力変換周期においても、インダクタ電流はきわめて高い変化率を示す。電流制限周波数変調制御モードで動作するスイッチングレギュレータにおいて、これはフィル期とダンプ期がより速く起こることを意味し、各電力変換周期ごとに負荷に供給されるエネルギーがより小さくなることを意味する。このインダクタのエネルギー蓄積は次式で与えられる：0.5*L*I2。クロック周波数変調制御モード、もしくはパルス幅変調制御モードで動作するスイッチングレギュレータにおいては、電力変換周期の間のピークインダクタ電流は増加する。
【００１７】
電流制限制御モードでの電力変換周期時間の測定
電流制限制御モードで動作する誘導スイッチングレギュレータは、三つの信号を生成するように構成され得る。これら信号は、電力変換周期の開始と終了を示すために有効に（アサート）され、磁心飽和検知器によって使われる。これら三つの信号は、フィル期の開始を印すFPS、インダクタ電流が所定のピーク値に到達したことを示すPKIC（それゆえ、フィル期の終了とダンプ期の開始を表す）、およびインダクタ電流がゼロであることを示すZIC（それゆえ、ダンプ期の終了を表す）である。磁心飽和検知器106は、その後、フィル期および／もしくはダンプ期の長さを、それぞれ、FPSとPKIC、および／もしくはPKICとZICの間の時間間隔で測定する。より詳細な説明と異なる実施態様の解説を以下に説明する。
【００１８】
図6〜8は電流制限周波数制御モードで動作する誘導スイッチングレギュレータ回路の例であり、それぞれ、バック、ブースト、バック‐ブースト構成である。これら図は、インダクタL1、スイッチSW1、コンデンサC1、ダイオードD1を含む。電流制限（もしくは同期）制御モードにおいて、電力変換周期におけるフィル期およびダンプ期の継続期間は、インダクタ電流監視器からのフィードバックを介して制御される。フィル期の間、インダクタ電流はゼロをスタートし、所定のピーク電流値に向かって増加する。いったんこのピーク電流値に到達すると、フィル期は終了し、ダンプ期が開始する。ダンプ期の間、インダクタ電流は前記ピーク電流値をスタートし、ゼロへ向かって減少する。インダクタ電流がゼロに到達すると、ダンプ期は終了し、新しい周期が再び始まるか、もしくは充電が停止され得る。これらは、レギュレータの出力電圧と基準電圧とを比較するフィードバックループにより決定される。
【００１９】
図６は、バック構成にある誘導スイッチングレギュレータ回路の一例である。フリップフロップFF1の出力によって状態を制御されるMOSスイッチは、インダクタL1とコンデンサC1にかかるバッテリー電圧V+を交互にオン・オフし、コンデンサ電圧はレギュレータの出力電圧Voになる。スイッチSW1が閉じるとフィル期が開始し、インダクタL1に定電圧がかかると仮定すると、インダクタ電流は直線的に増加する。スイッチSW1が開くと、フィル期は終了しダンプ期が開始する。ダンプ期において、L1にかかる電圧は、インダクタ電流
の流れを維持するために極性を反転させる。インダクタL1を通る電流はその後、インダクタに定電圧がかかると仮定すると、直線的に減少しながらダイオードD1を通って流れる。フィル期とダンプ期の継続期間はインダクタ電流を監視する電気回路により制御される。出力電圧Voの一部は、抵抗RaとRbで構成される電圧分配器を介してコンパレータCMP1にフィードバックされ、そこで、送られた電圧は基準電圧Vref1と比較される。出力電圧が低かった場合、CMP1の出力が有効になり、電力変換周期が開始する。インダクタ電流は、電流感知抵抗R1aとR1bで測定され、これらの抵抗での電圧はコンパレータCMP2とコンパレータCMP3へそれぞれ供給される。ダンプ期において、インダクタ電流がゼロのとき、コンパレータCMP3の反転出力が有効にされ、これは、ZIC信号を出力するためのANDゲートG2が有効になることによって示される。コンパレータCMP3は、インダクタ電流がゼロのときはいつでも、ZIC信号が有効になることを保障するために、小さな負の入力オフセット電圧を持たなければならない。同様に、遅延素子DEL1とANDゲートG2は、コンパレータCMP3の出力が有効なとき、コンパレータCMP3の出力がZIC信号の状態を決定できるのみであることを保障する。これら回路素子はそれゆえ、ゼロ電流検知器を形成する。ZIC信号の立ち上がりはインダクタ電流がゼロまで減少し前回のダンプ期周期が終了したことを示す。ゲートG2とコンパレータCMP1の出力の論理積がゲートG1によってとられたときは、FPS信号が有効になる。FPS信号が有効になると、フリップフロップFF1が設定されることによりフィル期が開始し、その後、フリップフロップFF1の出力がスイッチSW1を閉じる。フィル期は、フィル期の間に感知抵抗R1aを通って流れるインダクタ電流が、所定のピーク値に達するまで続く。抵抗R1aにかかる電圧は、基準電流Iref1由来の電圧と、コンパレータCMP2によって比較される。基準電流Iref1は抵抗Rcを通る際、基準電流の値に応じて低下する。抵抗は、インダクタ電流が所定のピーク値に到達したときに、コンパレータCMP2のPKIC出力が有効になるように選択される。これらの回路素子はそれゆえ、ピーク電流検知器を形成する。PKICの有効化（アサーション）はフリップフロップFF1を初期化し、フィル期の終了とダンプ期の開始を示す。図7および8は、同様の構成要素を再構成した、それぞれブースト、およびバック‐ブースト構成の誘導スイッチングレギュレータであり、これらの動作は今述べたバック構成のものと同様である。フィル期の開始、フィル期の終了、およびダンプ期の終了は、それぞれ、FPS、PKIC、ZIC信号が有効になることによって先と同様に示される。ここで、図7と図8の回路において、一つの電流感知抵抗R1と一つのANDゲートG1のみがインダクタ電流監視器を実装するために使われることに留意すべきである。
【００２０】
一つの例示的な実施態様において、フィル期の長さは、磁心飽和が存在するかを決定するために、測定され、閾値と比較される。例えば、ブースト、もしくは反転構成において、フィル期の間、バッテリー、もしくは入力電圧がインダクタに印加される。バッテリー電圧が個々の充電周期のフィル期の間大きく変化しない場合、その後、インダクタ電流はその期間ほぼ一定の変化率(dI/dt)を示す。すなわち、インダクタ電流は、インダクタにかかる電圧が一定であるならば、直線的に変化する。フィル期の継続時間tfillはそれゆえ、インダクタL1のインダクタンスLに対して直線性を有し、次式で与えられる。
tfill = (Ipeak * L) / V+
ここで、Ipeakはインダクタ電流の所定のピーク値であり、V+はバッテリー電圧である。インダクタ磁心が飽和したとき、Lは係数μm（磁心素材の透磁率）に比例して減少する。次のパラメータをもつと仮定すると、
L = 300 μH
Ipeak = 50 mA 
V+ = 3 V
μm =50
通常操作の間は、
tfill = (Ipeak * L) / V+ = (50 mA)(300 μH)/(3 V) = 5 μs
となり、インダクタ磁心が飽和したときは、
tfill = (Ipeak * L) / V+ = (50 mA)(6 μH)/(3 V) = 100 ns
となる。例示的な検知閾値ではtfill < 1 μsの時、磁心の飽和と判断し得る。
【００２１】
他の例示的な実施態様では、磁心の飽和が存在するかを決定するために、ダンプ期の長さは測定され、閾値と比較される。例えば、バック構成において、出力電圧は、ダンプ期の間インダクタに印加される（ダイオードD1の順方向バイアス電圧は無視する）。ダンプ期の継続時間tdumpはそれゆえ、インダクタL1のインダクタンスLに対して直線性を有し、次式で与えられる。
tdump = (Ipeak * L) / Vout
ここで、Ipeakはインダクタ電流の所定のピーク値であり、Voutputはバッテリー電圧である。この場合もやはり、インダクタ磁心が飽和したとき、Lは係数μm（磁心素材の透磁率）に比例して減少する。次のパラメータをもつと仮定すると、
L = 300 μH
Ipeak = 25 mA 
Voutput = 3 V
μm =50
通常操作の間は、
tdump = (Ipeak * L) / Voutput = (25 mA)(300 μH)/(3 V) = 2.5 μs
となり、インダクタ磁心が飽和したときは、
tdump = (Ipeak * L) / Voutput = (25 mA)(6 μH)/(3 V) = 50 ns
となる。例示的な検知閾値ではtdump < 0.5 μsの時、磁心の飽和と判断し得る。
【００２２】
バック、ブースト、もしくは反転構成の何れかにおける電流制限スイッチングレギュレータでは、磁心飽和検知器106は、FPS信号の有効化とPKIC信号の有効化の間の時間間隔として、フィル期の長さtfillを測定しても良いし、PKIC信号の有効化とZIC信号の有効化の間の時間間隔として、ダンプ期の長さtdumpを測定しても良いし、もしくはFPS信号の有効化とZIC信号の有効化の間の時間間隔として、電力変換周期全体の時間を測定しても良い。磁心飽和検知器は、それから、測定した時間間隔と指定した閾値とを比較し、磁心飽和が存在するかを決定する。ここで、比較の機能は制御器のプログラミングにより実装されてもよいし、および／もしくは別個の構成部品として実装されてもよい。例示的な一実施態様では、磁心飽和検知器は遅延素子を含んでおり、これにより、開始と終了のイベント間の可能な最小時間間隔を設定する。代替の実施態様では、磁心飽和検知器は計数器を含んでおり、計数機は一つの周期信号により、開始および初期化され、そして、他の周期の信号によって停止される（例えば、フィル期の継続期間を測定するために、FPSにより開始および初期化され、PKICにより停止される）。計数器の値はそれから、指定の閾値と比較される。計数器の値が閾値よりも高かった場合、制御器によって解読可能なビットが設定され、磁心飽和の検知を知らせる。
【００２３】
クロック周波数変調モード、およびパルス幅変調制御モードにおける、ピークインダクタ電流の測定
クロック周波数変調モード、およびパルス幅変調制御モードにおける誘導スイッチングレギュレータの動作において、インダクタ磁心が飽和している場合、電力変換周期の間のピークインダクタ電流は大幅に増加する。バック、ブースト、もしくは反転の何れかの構成において、磁心飽和を検出するために、インダクタを通る電流は測定され、指定の閾値と比較され得る。指定の閾値は、通常の動作条件下で起こると予測される任意のインダクタ電流値よりも十分に高く設定される。インダクタ電流は、図6-8で図解した電流制限制御モードのインダクタ電流を測定するために使われたものと同様の素子を使用することで測定され得る。図9は一実施態様を示し、ここで、電流感知抵抗R1cにかかる電圧は、コンパレータCMP9に供給される。もし、抵抗R1cにかかる電圧が、指定した閾値を超えるインダクタ電流に対応する制限値Vlimitよりも上回った場合、磁心飽和は検知される。コンパレータCMP9の出力は制御器により解読可能なビットを設定するのに利用され得る。
【００２４】
磁心飽和検知器の利用
前述の通り、MRI磁場の存在を示す磁心飽和の検知の間、植え込み可能な心臓機器はノイズ転換モード（別名、MRIモード）に入るようにプロラムされ得る。このモードは治療の停止、非同期ペーシング、および／もしくは、ATPや除細動ショックのような頻脈性不整脈治療の阻止を含み得る。他の種類の植え込み可能な医療機器は、大きな磁場によって悪影響を受け、磁心飽和の検知の間、同様に何らかのノイズ転換モードに入り得る。同様に、もし、磁心飽和によるインダクタンスの減少が十分に大きければ、インダクタンスの一時的な損失を補うための処置が取られない限り、スイッチングレギュレータは適切な動作の供給を失敗し得る。この状態を処理するために、機器はスイッチングレギュレータの動作を変更するようにプログラムされ得る（例えば、電流制限制御モードでのインダクタピーク電流の増加、もしくは、クロック周波数変調制御モードでのパルス幅の増加）、ならびに／あるいは、レギュレータの負荷を減少させるために省力モードに入り得る。MRIモード（今述べたいずれかの方法で機器の振る舞いを変える）に入った後、機器はさらに、磁心飽和が検出されなくなったときに通常の動作モード戻るように構成され得る。
【００２５】
本発明は前述の具体的な実施態様とともに説明されるが、複数の代替案、変更、および改良が、当業者にとって明らかである。これらの代替案、変更、改良は付属の請求項の範囲に含まれるものとする。
【図面の簡単な説明】
【００２６】
【図１】図1は、植え込み可能な心臓機器の基本的な構成を示す。
【図２】図2は、ブースト構成の誘導スイッチングレギュレータを示す。
【図３】図3は、バック構成の誘導スイッチングレギュレータを示す。
【図４】図4は、バック‐ブースト構成の誘導スイッチングレギュレータを示す。
【図５】図5は、誘導スイッチングレギュレータのフィードバック制御システムを示す。
【図６】図6は、電流制限制御モードで動作するバック構成の誘導スイッチングレギュレータを示す。
【図７】図7は、電流制限制御モードで動作するブースト構成の誘導スイッチングレギュレータを示す。
【図８】図8は、電流制限制御モードで動作するバック‐ブースト構成の誘導スイッチングレギュレータを示す。
【図９】図9は、磁心飽和を検知するための、インダクタ電流を測定する構成要素を示す。
【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１】
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【図５】
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【国際調査報告】
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