考慮了高電流消耗情況的電池耐久性估算器的製作方法

2024-02-24 06:12:15 1

專利名稱：考慮了高電流消耗情況的電池耐久性估算器的製作方法
考慮了高電流消耗情況的電池耐久性估算器
背景技術：
諸如復律器/去纖顫器之 類的植入性醫療設備通常被配置為通過將高壓能量脈衝傳遞至心臟組織來治療心律失常。植入性去纖顫器通常通過被放置在患者心臟中或附近的電極傳遞治療。這樣的治療包括去纖顫治療，其利用突然、高能的脈衝，此脈衝被設計為，如果且當心律失常發生時，衝擊患者心臟使其擺脫心律失常。植入性去纖顫器一般還結合起搏治療，其使用被設計為觸發心臟收縮的非常低能脈衝，替代患者的充分頻繁的自然心跳。植入性去纖顫器一般結合電源，諸如電池，其提供操作能量給去纖顫器的元件部分，包括電子部件，電子部件管理設備的功能、監測其中設備被植入的患者的情況、並傳遞治療至患者。很多或大多數設備功能持續有效地操作，諸如感測患者的心臟情況，或者頻繁地操作，諸如在特定患者中的心臟起搏治療傳遞，且因此考慮電池容量的穩定、可預測、和一般低電平的電流消耗。去纖顫治療，反之，一般在大多數患者中非常不頻繁地發生，一般在去纖顫治療傳遞之間相隔數月或數年，這是因為需要治療的心律失常一般發生地不頻繁。因此，從電池管理的角度而言，去纖顫治療是在植入性去纖顫器的電池上較大、突然、本質上隨機的電流消耗。由於植入性去纖顫器經常向被植入去纖顫器的患者提供生命維持治療，可能必要的是，使得患者了解在電池被放電至不能提供可靠治療的點之前電池可被期待持續多久。本領域中已知的是，被用在植入性去纖顫器中的電池的端電壓一般在某種程度上，對應於電池的剩餘電荷。例如，隨著剩餘電荷減少，端電壓同樣地減少。然而，端電壓可能不、且經常不，以完全直接和可預測的關係，對應於電池中的剩餘電荷。

發明內容
特定地，已經發現的是，儘管在電池上相對穩定的電流消耗可導致端電壓與剩餘電荷之間的相對可預測和準確的關係，穩定的電流消耗加上偶發的突然的、較大的電流消耗可減少端電壓與剩餘電荷之間的關係的準確度。對於基於端電壓和剩餘電荷之間的關係對於電池剩餘電荷的預測的準確度的這種影響可能持續時間相對較短，不過已經被證明為施加了某種持續的影響。在基礎的低電平電流消耗之上的突然、較大的電流消耗已經被證明為偏移了端電壓與剩餘電荷的關係，從而端電壓持續測得相對電池中剩餘電荷的角度而言低於預期的結果。作為結果，端電壓-剩餘電荷關係中的偏移可引起電池在實際剩餘電荷充分低以致應當被評估為電荷低且需要更換或充電的一段時間之後，方才被評估為如此。另外，已經表明，相比在較大電流消耗後較長一段時間，在較大電流消耗之後的即刻，端電壓與剩餘電荷之間的關係的偏移相對較大。這樣的變化可進一步降低僅基於端電壓的電池測量的可靠性。通過以兩個重要的方式調節電池端部計算，已經減輕了源自去纖顫脈衝傳遞的高電流消耗的影響。首先，考慮了高電流消耗事件的發生次數的調節被結合至電池端部計算中。已經確定，該調節可影響在高電流事件期間所使用的電荷量、和在電池製造時或電池壽命早期電池的原始可用電荷。第二，在相對較長的一段時間上分散對於電池剩餘電荷的分析來減輕短期變化對於端電壓-剩餘電荷關係的相對較大的影響。在一實施例中，系統包括植入性醫療設備和處理器。植入性醫療設備具有產生電流並具有剩餘電池容量的電池，該植入性醫療設備被配置為使用相對較低量的電流且在特定情況中使用電流的相對較大脈衝。該處理器有效耦合至電池且被配置為至少部分地基於所測得的電池參數和傳遞電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生，來計算剩餘電池容量的估算。在一實施例中，該處理器被配置為至少部分地基於所測得的電池參數和傳遞電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生次數，來計算剩餘電池容量的估算。
在一實施例中，該處理器被配置為進一步至少部分地基於所測得的電池參數來計算剩餘電池容量的估算，且然後至少部分地基於傳遞電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生的次數來減少剩餘電池容量的估算。在一實施例中，該處理器被配置為至少部分地基於傳遞電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生的次數、在電流的相對較大脈衝中使用的電荷量、和電池的原始電荷的函數，來計算剩餘電池容量的估算。在一實施例中，該處理器被配置為至少部分地基於發生次數乘以電流的相對較大的脈衝中使用的電荷比例、和電池的原始電荷，來計算剩餘電池容量的估算。在一實施例中，該處理器被配置為至少部分地基於在一段時間測得的剩餘電池容量的函數來調節剩餘電池容量的估算。在一實施例中，該一段時間為至少一周。在一實施例中，該一段時間為至少兩周。在一實施例中，該一段時間為至少四周。在一實施例中，該一段時間為至少十二周。在一實施例中，該一段時間為至少二十六周。在一實施例中，該函數是在該一段時間內獲得的數個剩餘電池容量測量的平均化。在一實施例中，所測得的電池參數是電池輸出電壓。在一實施例中，該處理器是植入性醫療設備的組件。 在一實施例中，該系統進一步包括包含該處理器的外部設備。在一實施例中，公開了用於估算植入性醫療設備的電池的剩餘電池容量的方法，該植入性醫療設備被配置為使用相對較低量的電流、且在特定情況中，使用電流的相對較大的脈衝，該方法使用了處理器。該方法包括至少部分地基於所測得的電池參數和傳遞電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生，來計算剩餘電池容量的估算的步驟。


圖I是植入性心律轉變去纖顫器的示圖；圖2是圖I的心律轉變去纖顫器的功能性示意框圖；圖3是植入性醫療設備電池的剩餘電荷和端電壓之間的關係的圖形化表示；和
圖4是用於估算植入性醫療設備電池的剩餘容量的流程圖。具體描述圖I是被植入患者的植入性醫療設備10的圖示。在圖示的實施例中，植入性醫療設備10是具有起搏功能的心臟去纖顫器。起搏功能可治療心搏徐緩且可在患者心力衰竭的情況下再同步心臟12。這樣的去纖顫器被稱為心臟再同步治療去纖顫器，在本領域中被稱為是CRT-D設備。在各可選實施例中，植入性醫療設備10可以是不具有起搏功能或具有起搏功能但沒有心臟再同步特徵的復律器/去纖顫器。此外，植入性醫療設備10可以是結合來自電池的高電流消耗的任何設備。植入性醫療設備10通過冠狀竇引線14、右心房引線16、和右心室引線18耦合至心臟12。連接塊20接收各自位於冠狀竇引線14、右心房引線 16、和右心室引線18近端的連接件22、24、和26，並在引線14、16、18和植入性醫療設備10中的電路之間提供電連接。在圖示實施例中，環狀電極28、可收回地安裝在電極頭32內的可延伸螺旋電極30、和線圈電極34，置於右心室引線18上且電耦合至右心室引線18內的絕緣導體。如圖所示，右心室引線18被放置為使得其遠端位於右心室內，用於感測右心室心臟信號並將起搏或衝擊脈衝傳遞至右心室中。絕緣導體的近端耦合至分叉的連接件26所攜載的對應連接件，用於向植入性醫療設備10提供電連接。右心房引線16可包括可收回地安裝在電極頭40內的環狀電極36和可延伸螺旋電極38，用於感測並起搏右心房。右心房引線16可進一步包括線圈電極42來傳遞高能衝擊治療。右心房引線16可被放置為其遠端位於右心房和上腔靜脈的附近。環狀電極36、螺旋電極38、和線圈電極42可各自連接至位於右心房引線16本體內的絕緣導體。絕緣導體可在其近端耦合至分叉連接件24。 冠狀竇弓丨線14可包括去纖顫線圈電極44，其可被組合線圈電極34或線圈電極42組合使用來傳遞電衝擊用於心律轉變和去纖顫治療。冠狀竇引線14，經由冠狀竇和心大靜脈，可在心臟12的左側的脈管系統內被推進。在各實施例中，冠狀竇引線14還可包括遠側尖端電極45和環狀電極47，用於在心臟左側腔室內的起搏和感測功能。線圈電極44耦合至引線14的本體內的絕緣導體。絕緣導體可在其近端耦合至連接件22。可使用電極28、30、36、和38來形成雙極對。各種這樣的雙極對可被稱為「尖端到環」對。電極28、30、36、和38可類似地獨立地用在具有單極配置中，植入性醫療設備外殼46用作中性的電極,一般被稱為「罐」或「外殼」電極。外殼46還可用作皮下去纖顫電極、與線圈電極34、42、和44中的一個或多個組合用於心臟12的心房48、50或心室52、54的去纖顫。在各實施例中，可用可選的引線系統來替代圖I的實施例的引線系統。可使用與單腔室、雙腔室、或多腔室植入性醫療設備一起使用的引線。圖2是植入性醫療設備10的功能性示意圖。連接端子56提供電連接至外殼46，外殼46在單極刺激或感測過程中被用作中性電極。連接端子58、59、和60分別提供到線圈電極44、42、和34的電連接。連接端子56、58、59、和60的每一個，使用線圈電極34、42、和44、以及在一實施例中外殼46中的一個或多個，耦合至高壓輸出電路62，來幫助將高能衝擊脈衝傳遞至心臟12。連接端子64和66各自提供電連接至位於右心房中的螺旋電極38和環狀電極36。連接端子64和66進一步耦合至心房感測放大器68用於感測源自心臟12的心房的心臟信號。這樣的信號包括心房去極化且一般被識別為心電圖中的P-波。連接端子70和72分別提供至螺旋電極30和環狀電極28的電連接。連接端子70和72進一步耦合至心室感測放大器74用於感測心室信號。心房感測放大器68和心室感測放大器74可採取具有可調節感測閾值的自動增益受控放大器的形式。在一實施例中，心室感測放大器74和心房感測放大器68的一般操作可對應於在Keimel等人的美國專利No. 5，117，824中所公開的操作。當心房感測放大器68接收到的信號超過心房感測閾值時，在P-輸出信號線76上可生成信號。當心室感測放大器74接收到的信號超過心室感測閾值時，可在R-輸出信號線78上生成信號來表示心室去極化的感測。在一實施例中，使用開關矩陣80來選擇電極28、30、34、36、38、42、44中的哪些耦合至寬帶放大器82用於數位訊號分析。可經由數據/地址總線86，由微處理器84控制選擇電極28、30、34、36、38、42、44中的各種電極，從而創建電極配置。可按照植入性醫療設備10的各種感測、起搏、心律轉變、和去纖顫功能所期望的，改變電極配置。來自被選擇用於耦合至帶通放大器82的電極的信號可被提供至多路復用器88，且此後由A/D轉換器90被轉換為多位數位訊號，用於在直接存儲器訪問電路93的控制下存儲於隨機存取存儲器92中。·微處理器84可採用數位訊號分析技術來表徵存儲在隨機存取存儲器92中的數位化信號，採用本領域已知的數量眾多的信號處理方法中的任意來識別並分類心律。在一實施例中，一旦檢測到心律失常，從電極28、30、34、36、38、42、44獲得的數據，包括電描記圖、感測到的間隔和所感測到的事件的相應註解，可被存儲在隨機存取存儲器92中。所存儲的電描記信號可從被編程的近場和/或遠場感測電極對所感測。近場感測電極對包括，在一實施例中，位於心房48、50或心室52、54中的尖端電極和環狀電極，諸如電極36和38或電極28和30。在各實施例中，遠場感測電極對可包括如下示例性組合中的任意去纖顫線圈電極32、42、44的任意對；去纖顫線圈電極32、42、44的任意與外殼46 ；尖端電極30、38與外殼46 ;尖端電極30、38與去纖顫線圈電極34、42 ;或心房尖端電極38與心室環狀電極28。可使用附加電極組合。在各可選實施例中，植入性醫療設備10可使用位於患者胸腔外的引線和電極。在這樣的實施例中，電極可感測遠場心臟信號，與位於或接近心臟12的電極28、30、34、36、38、42、44所感測到的近場信號相反。結合了位於患者胸腔外的引線和電極的植入性醫療設備10在本領域已知為皮下植入性心律轉變去纖顫器，且可以與上述常規去纖顫器相關的方式傳遞去纖顫治療之心臟12。如植入性醫療設備中常規的那樣，通過天線95的方式，遙測電路94可接收來自外部編程器的下行鏈路遙測且可發送上行鏈路遙測至外部編程器。要被上行鏈路至編程器的數據和遙測電路的控制信號可經由地址/數據總線86由微處理器84提供。一旦有心律失常檢測、或由其他監測算法觸發時，已經被存儲的電描記數據可使用遙測電路94被上行鏈路至外部編程器。所接收到的遙測可經由多路復用器88被提供至微處理器84。可使用現有技術中已知的數量眾多的用在植入性設備中的各種遙測系統。起搏器時序和控制電路96包括可編程數字計數器，其控制與各種單、雙或多腔室起搏1吳式、、或在心房或心室中傳遞的抗心動過速起搏治療相關聯的基本事件間隔。在微處理器84的控制下，起搏器電路96還確定心臟起搏脈衝的幅值。
在起搏過程中，一旦感測到心房和心室去極化，S卩，P-波和R-波，分別如線76和78上的信號所示，起搏器時序與控制電路96中的逸博間隔計數器可被重置。根據所選擇的起搏模式，通過心房起搏器輸出電路98和心室起搏器輸出電路100生成起搏脈衝。起搏器輸出電路98和100經由開關矩陣80被耦合至所期望的電極用於起搏。一旦產生起搏脈衝，逸博間隔計數器被重置，且藉此控制心臟起搏功能(包括抗心動過速起搏)的基本時序。逸博間隔的持續時間可經由數據/地址總線86由微處理器84所確定。在逸博間隔計數器中呈現的計數值，當由所感測到的R-波或P-波重設時，可被用於測量R-R間隔和P-P間隔用於檢測各種心律失常的出現。微處理器84包括其中貯存了控制微處理器84的操作的所存儲的程序的相關聯的ROM。隨機存取存儲器92的一部分可被配置為多個再循環緩衝器，能保持一系列所測得的間隔用於由微處理器84分析來預測或診斷心律失常。響應於心動過速的檢測，通過根據所檢測到的心動過速的類型將來自微處理器84的治療方案裝載到起搏器時序與控制電路96中，抗心動過速起搏治療可被傳遞。在其中需 要更高電壓的心律轉變或去纖顫脈衝的情況下，微處理器84激活心律轉變和去纖顫控制電路102，在高壓充電控制線110的控制下，經由充電電路108，來初始化高壓電容器104和106的充電。在高壓電容器上的電壓經由電壓電容器線112 (其通過多路復用器88)監測。當電壓達到微處理器84設置的預定值時，在電容器充滿線114上生成邏輯信號，終止充電。經由控制總線116，在起搏器時序與控制電路96的控制下，通過輸出電路62，去纖顫或心律轉變脈衝被傳遞至心臟。輸出電路62確定被用於傳遞心律轉變或去纖顫脈衝的電極和脈衝波形狀。電池118提供電源來操作植入性醫療設備10的電組件。電組件包括，但不限於，微處理器84、RAM92、遙測模塊94、起搏器時序與控制96、心律轉變/去纖顫控制器102、和高壓充電電路108。在各實施例中，電池118是從常規植入性醫療設備電池化學組分來選擇的，包括鎳-鎘和鋰離子，但是可使用可選的其他化學組分。圖3是電池118的端電壓120和電池118的剩餘容量122之間的常規關係119的圖示。在各實施例中，當電池118具有完全電荷時，電池118產生約3. 2伏特的端電壓120，即，剩餘電荷122等於電池118的全部容量。當電池118的剩餘電荷122衰減時，端電壓120也可衰減。然而，端電壓120可能不與剩餘電荷122的衰減成線性地衰減。特定地，在電池118的大多使用壽命中，電池118可維持約三(3)伏特加或減約0. 25伏特的端電壓120。在一實施例中，但電池118的剩餘電荷落在其原始電荷的約15%以下時,端電壓可小於約2. 75伏特，在這個點，植入性醫療設備10可指示電池118需要替換，諸如通過完全替換植入性醫療設備10或通過替換電池118本身，或者在其中結合了再充電電路的各實施例中則指示電池118需要再充電。根據對於剩餘電荷122的上述估算，從電池118傳遞來的平均電流可被計算為電池電荷隨時間的變化，或式I: Iave=dQ/dt.然後，根據下式，可獲得在第一時間的電池118的端電壓的測量5^2 (Q1, Q1A1)且可將第二時間的電池118的端電壓的第二次測量定義為
式3 V2=f (Q2, (Q2-Q1) / (I^t1)在各實施例中，端電壓120足以達到對於剩餘容量122的充分準確的估算。然而，根據式3的關係，在可選實施例中，通過求解不同剩餘電荷值，可獲得對於剩餘容量122的相對更為準確的估算。在這樣的實施例中，植入性醫療設備10並不直接根據端電壓120、而是根據與電池18有關的多個因素，來計算剩餘容量122。在一實施例中，剩餘容量122的逆的百分比被稱為「放電深度」，根據各電池參數被估算。在迭代公式中，電池188所傳遞的之前的全部電荷Qlast被加至由於前一次迭代應用該公式在一段時間內從電池118所傳遞的全部電荷的估算的電荷Qest,且除以在電池118製造時或接近製造時電池118的原始電荷Q_。在一實施例中，dQest與在預定時間幀上從電池118傳遞的電流成正比。可根據式4表示放電深度估算的計算式4 =DODest= (Qlast+dQest) /Qfflax
然而，已經發現，高電流治療，諸如去纖顫能量的傳遞，可導致可能在整個電池壽命118中持續的放電深度估算的偏移。特定地，如果植入性醫療設備10傳遞去纖顫治療至心臟12，由於對於每一個所傳遞的去纖顫脈衝、電池118的化學組分中的增量變化，由式4所計算的放電深度估算可能相對太低(即，相比放電深度估算所提出的，電池118可具有更多的容量剩餘)。特定地，單個去纖顫脈衝的傳遞可趨向於將根據式I的DODest偏移一值，該值大約等於作為原始電池容量Qmax的百分比的在去纖顫脈衝中傳遞的電荷量QpCTehaw。Qpercharge可基於去纖顫脈衝的頻率、電流、和持續時間而變化。因此，式4可被修改為如下的式5，式5可被用於獲得考慮了去纖顫治療已經被傳遞的次數N的估算的放電深度。在各實施例中，去纖顫治療可結合電荷傳遞，從約7. 5毫安-小時到約100毫安-小時。式5 DODestnefib- (Qiast+dQest) /Qmax+ (N*QperCharge) /Qmax可在其中由電池供電的設備具有高電流消耗(其中在約二十(20)秒或更短的相對較短的時間幀內傳遞電荷從約7. 5毫安-小時到約100毫安-小時)的情況下實現式5。在可選實施例中，高電流消耗範圍可約五(5)毫安-小時或更高。式5可被在一段時間內迭代地應用來獲得反映在這段時間內電池118特性的多個測量的放電深度估算。在各實施例中，式5可被迭代地應用多於兩次。在一實施例中，式5被應用超過一千次、或者直到滿足了穩定性標準，來獲得最終的放電深度估算。在一實施例中，如果基於電池118的測得的輸出電流的電池118的估算端電壓Vest、以及所估算的放電深度在測得的端電壓V__d的閾值容限內，則滿足了穩定性標準。在一個實施例中，該閾值容限是0.1毫伏。在一可選實施例中，可應用多於一個的穩定性標準，包括在來自電池118的最大可容忍電流消耗與被用於計算上述的估算端電壓Vest的電池118的測得的輸出電流之間的差異小於閾值電流值。在一實施例中，閾值電流值是最大可容忍電流的0. 01%。在一實施例中，來自電池118的最大可容忍電流為約0. 4安培。在可選實施例中,最大可容忍電流在從0. 3安培到0. 5安培的範圍內。在一實施例中，如果涉及測得的端電壓或最大可容忍電流與電池118的測得的輸出電流之間的差異的穩定性條件被滿足，或者如果滿足了設定數量的迭代(在上述實施例中，是一千)，則終止式5的迭代式。為了迭代地應用式5，在緊鄰的前次迭代和當前迭代之間的時間內，為每一次迭代，可用電池118所傳遞的電流獲得測量。隨時間變化的電流被應用作為隨時間的電荷的變化dQest，其然後被應用於式5的新的迭代。如上所述，然後用dQest的新值迭代地應用式5，直到滿足穩定性條件或最大數量的迭代。放電深度估算的最終、迭代地獲得的值可被應用於估算電池118的電荷剩餘。即使在電池118的放電深度的迭代估算後，在特定實施例中，有利的是，不是在放電深度的單個、迭代估算上作出有關替換電池118的決定。可在數秒或數分鐘內測得這樣的迭代估算，即使進行了一千次迭代，且因此無論如何可靈敏於由於電池118上的高電流消耗引起的電池118的化學組分的短期瞬變。在沒有認識到對於植入性醫療設備應用的電荷剩餘計算的短期的偏移特性的特定的過往實施例中，某些電荷剩餘估算在兩周的時間段上取平均。然而，基於當代電池的化學組分和電池118所傳遞的高電流的特性，對於放電深度估算的兩周的取平均可能敏感於源自高電流傳遞的短期偏移。因此，在各實施例中，可在大於兩周，例如四周的時間段上對於放電深度測量進行平均。在各實施例中，在十二周移動窗口上測得放電深度測量。在一實施例中，在二十六周移動窗口上測得放電深度測量。因此，可使用放電深度估算的移動平均化來做出有關直到電池118需要被替代或再充電前可能的剩餘時間的判定。·圖4是估算植入性醫療設備10的電池118的剩餘電池容量的方法的流程圖。測得電池參數(400)。如上所述，測得的電池參數可包括電池118的端電壓和電池118所傳遞的電流。至少部分地基於所測得的電池參數，計算(402)剩餘電池容量的估算。在各實施例中，計算是基於上述式4的，剩餘電池容量是基於電池118的原始電荷Qmax與在上述式4中計算的放電深度之間的差異。然後，至少部分地基於相對較大脈衝電流(諸如去纖顫脈衝)的發生次數，減少(404)電荷剩餘。在一實施例中，步驟(402)和(404)的效果是實現上述式5來確定DODestllefib，其可被轉換為電池HS的電荷剩餘。在移動窗口上平均化(406)剩餘電池容量的估算，從而提供剩餘電池容量的平均化的估算。如上所述，可在至少兩周的窗口上平均化剩餘電池容量。在各可選實施例中，該窗口可至少四周、十二周、或二十六周。
權利要求
1.一種系統，包括 植入性醫療設備，包括產生電流並具有剩餘電池容量的電池，所述植入性醫療設備被配置為使用相對較低量的所述電流且，在特定情況中，使用所述電流的相對較大的脈衝； 所述系統具有處理器，所述處理器有效耦合至所述電池且被配置為至少部分地基於所測得的電池參數和傳遞所述電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生，來計算所述剩餘電池容量的估算。
2.如權利要求I所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置為進一步至少部分地基於所述所測得的電池參數和傳遞所述電流的相對較大的脈衝的所述特定情況的發生次數，來計算所述剩餘電池容量的估算。
3.如權利要求2所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置為進一步至少部分地基於所述所測得的電池參數來計算所述剩餘電池容量的估算，且然後至少部分地基於傳遞所述電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生次數來減少所述剩餘電池容量的估算。
4.如權利要求2所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置為進一步至少部分地基於傳遞所述電流的相對較大的脈衝的所述特定情況的發生的次數、在電流的所述相對較大的脈衝中使用的電荷量、和所述電池的原始電荷的函數，來計算所述剩餘電池容量的估算。
5.如權利要求4所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置為至少部分地基於所述發生次數乘以在電流的所述相對較大的脈衝中使用的電荷比例、和所述電池的原始電荷，來計算所述剩餘電池容量的估算。
6.如權利要求2所述的系統，其特徵在於，所述處理器被配置為至少部分地基於在一段時間測得的所述剩餘電池容量的函數來調節所述剩餘電池容量的估算。
7.如權利要求6所述的系統，其特徵在於，所述函數是在所述一段時間內獲取的多個所述剩餘電池容量的測量的平均。
8.如權利要求2所述的系統，其特徵在於，所述所測得的電池參數是電池輸出電壓。
9.一種估算植入性醫療設備的電池的剩餘電池容量的方法，所述植入性醫療設備被配置為使用相對較低量的所述電流、且在特定情況中，使用所述電流的相對較大的脈衝，所述方法使用了處理器，包括如下步驟 至少部分地基於所測得的電池參數和傳遞所述電流的相對較大的脈衝的所述特定情況的發生，來計算所述剩餘電池容量的估算。
10.如權利要求9所述的方法，其特徵在於，所述計算步驟進一步至少部分地基於所述所測得的電池參數和傳遞所述電流的所述相對較大的脈衝的所述特定情況的發生次數，來計算所述剩餘電池容量的估算。
11.如權利要求10所述的方法，其特徵在於，所述計算步驟至少部分地基於所述所測得的電池參數計算所述剩餘電池容量的估算，然後所述方法進一步包括如下步驟 至少部分地基於傳遞所述電流的所述相對較大的脈衝的所述特定情況的發生次數，來減少所述剩餘電池容量的所述估算。
12.如權利要求10所述的方法，其特徵在於，所述計算所述剩餘電池容量的所述估算的步驟進一步至少部分地基於傳遞所述電流的所述相對較大的脈衝的特定情況的發生的次數、在電流的所述相對較大的脈衝中使用的電荷量、和所述電池的原始電荷的函數。
13.如權利要求12所述的方法，其特徵在於，所述計算所述剩餘電池容量的所述估算的步驟至少部分地基於所述發生次數乘以在電流的所述相對較大的脈衝中使用的電荷比例、和所述電池的所述原始電荷。
14.如權利要求10所述的方法，其特徵在於，進一步包括，至少部分地基於在一段時間測得的所述剩餘電池容量的函數來調節所述剩餘電池容量的所述估算。
15.如權利要求12所述的方法，其特徵在於，所述函數是在所述一段時間內獲取的多個所述剩餘電池容量的測量的平均。
全文摘要
用於估算植入性醫療設備的電池的剩餘容量的系統和方法。該植入性醫療設備具有產生電流並具有剩餘電池容量的電池、該植入性醫療設備被配置為使用相對較低量的電流且在特定情況中使用電流的相對較大脈衝。處理器被耦合至該電池，並被配置為至少部分地基於所測得的電池參數和傳遞電流的相對較大的脈衝的特定情況的發生，來計算剩餘電池容量的估算。
文檔編號A61N1/39GK102971046SQ201180033171
公開日2013年3月13日 申請日期2011年6月13日 優先權日2010年7月6日
發明者A·M·克雷斯皮 申請人:美敦力公司