用於植入式醫療設備的多初級變壓器充電電路的製作方法
2023-09-17 22:54:55 2
本公開涉及人體植入式醫療設備，並且更具體地涉及在用於提供電治療輸出的植入式醫療設備中實現的電路和技術。
背景技術：
：：人體解剖學包括可以自主地或不自主地執行某些功能的許多類型的組織。在疾病、損傷或天然缺陷之後，某些組織可能不再在一般解剖學規範中操作。例如，器官(如心臟)可能開始經歷某些故障或缺陷。這些故障或缺陷中的一些可以用植入式醫療設備進行診斷、糾正或治療。植入式醫療電引線與各種各樣的這些植入式醫療設備一起使用。所述醫療引線可以被配置成允許電極定位在所需的心臟位置，使得所述設備可以監測和/或遞送刺激治療到所需位置。例如，除了遞送電刺激之外，植入式引線上的電極還可以檢測患者體內的電信號(如心電圖)。目前，ICD使用從ICD外殼通過靜脈系統延伸到心臟的心內膜或心外膜引線。通過引線定位在心臟中或鄰近心臟的電極用於起搏和感測功能。心臟復律和除顫衝擊通常施加在由所述引線之一所承載的線圈電極與所述ICD外殼之間，所述ICD外殼用作活性電極。皮下植入式心律轉復除顫器(SubQICD)與更常用的ICD的不同之處在於，所述外殼和引線通常是在皮下植入的，使得感測和治療是在皮下完成的。SubQICD不需要將引線放置在心臟中或與心臟接觸。相反，SubQICD利用所述外殼上的一個或多個電極以及攜帶除顫線圈電極和感測電極的皮下引線。所述植入式醫療設備通常是電池供電的，並且通常利用電容器或其他電荷存儲部件來保持電輸出以使其對患者可用。由於除顫治療或其他高電壓治療的性質，對於植入式醫療設備而言，通過從電源汲取而在瞬時需求時提供能量是不實際的。相反，設有附加電路以傳遞和存儲來自所述電源的能量以累積所需的電壓電平。然而，將(多個)SubQICD引線和(多個)電極放置在心臟外部對於產生遞送適當治療所需的足夠能量水平提出了挑戰。如本文所述，本公開解決了本領域中提供用於在SubQICD系統中產生適當的電刺激治療的電路和技術的需要。技術實現要素：根據本公開的各方面，提供了在植入式醫療設備中實現的用於從多電池單元電源產生電刺激治療的電路和技術。這種電刺激治療表現出具有比直接從電池可用的電壓更高的電壓的輸出或具有比直接從電池可用的電流更高的電流的輸出。根據本公開的各實施例，植入式醫療設備可以包括以下特徵中的一個或多個：(a)變壓器，所述變壓器具有：磁芯；纏繞在所述芯上的多個初級繞組；以及纏繞在所述芯上並且磁耦合到所述多個初級繞組的多個次級繞組，(b)電源，所述電源至少具有第一電池單元和第二電池單元，所述第一電池單元和所述第二電池單元以並聯配置耦合到所述多個初級繞組，(c)多個電容器，所述多個電容器以串聯配置耦合，其中，所述多個電容器中的每一個耦合到所述多個次級繞組中的單個繞組，(d)以及低功率電路，所述低功率電路耦合到所述電源以用於控制通過所述變壓器從所述電源到所述多個電容器的電荷傳遞。在本公開的各實施例的進一步方面中，所述植入式醫療設備的低功率電路被配置成控制通過所述變壓器從所述第一電池單元和所述第二電池單元中的每一個到所述多個電容器的能量的同時傳遞。在本公開的各實施例的進一步方面中，所述植入式醫療設備還包括：第一開關元件，所述第一開關元件被配置成選擇性地將所述第一電池單元耦合到所述多個初級繞組；以及第二開關元件，所述第二開關元件被配置成選擇性地將第二電池單元耦合到所述多個初級繞組。在本公開的實施例的進一步方面中，所述植入式醫療設備還包括用於監測所述第一電池單元和所述第二電池單元中的每一個的充電狀態的監測電路。附圖說明以下附圖是對本公開的具體實施例的說明，並且因此，並不限制本公開的範圍。這些附圖不是按比例繪製的(除非這樣規定)並且旨在與以下詳細說明的解釋結合使用。將會在以下結合附圖來說明實施例，在附圖中相同的參考數字/字母表示相同的元件，並且：圖1是植入有植入式心臟系統的患者的前視圖；圖2是植入有植入式心臟系統的患者的側視圖；圖3是植入有植入式心臟系統的患者的橫向視圖；圖4描繪了包括在圖1-3的心臟系統的植入式心臟除顫器中的操作電路的實施例的示意圖；圖5示出了根據本公開的實施例的示出圖4的操作電路的一部分的示例性示意圖；以及圖6示出了根據本公開的實施例的示出圖4的操作電路的一部分的示例性示意圖。具體實現方式圖1-3是植入有示例血管外心臟除顫系統10的患者12的概念圖。在圖1所示的示例中，出於說明的目的，血管外心臟除顫系統10是植入式皮下除顫系統。血管外心臟除顫系統10包括連接到至少一個植入式心臟除顫引線16的植入式醫療設備，如植入式心臟除顫器(ICD)14。圖1的ICD14被皮下植入患者12的左側。除顫引線16連接到ICD14，從ICD14向內側延伸到患者12的胸骨28和劍突24。在劍突24附近的位置，除顫引線16彎曲或轉動並且基本上平行於胸骨28向上在皮下延伸。在圖1所示的示例中，植入除顫引線16，使得引線16橫向偏移到胸骨28的主體的左側(即朝向患者12的左側)。ICD14可以經由雙向遙測鏈路與外部設備4(如患者編程器或臨床醫生編程器)交互。這樣的編程器經由本領域已知的遙測技術與ICD14通信。編程器4從而可以與ICD14建立遙測會話，以向ICD14提供程序、指令、參數、數據和其他信息，並且同樣地從ICD14接收狀態、數據、參數、程序和其他信息。從ICD14接收的狀態信息可以包括關於所述電源(例如電池)的剩餘壽命的數據，基於與所述電池處於完全充電狀態(「電池容量」)相比的ICD14迄今為止已經由電池傳遞並消耗的電荷量。狀態信息還可以包括用於指示何時必須安排手術來替換ICD14的「選擇性替換指示符」(ERI)。狀態還可以包括被激活以表示電池壽命結束的「壽命結束」(EOL)。除顫引線16沿著胸骨28放置，使得除顫電極32和第二電極(如ICD14的外殼或罐電極36或放置在第二引線上的電極)之間的治療載體基本上跨越心臟26的心室。在一個示例中，治療載體可以被視為從除顫電極32上的點延伸到ICD14的外殼或罐電極36上的點的線。在另一個示例中，除顫引線16可以沿著胸骨28放置，使得除顫電極32與ICD14的外殼或罐電極36(或其他電極)之間的治療載體基本上跨越心臟26的心房。在這種情況下，血管外ICD系統10可以用於提供心房治療，如治療心房顫動的治療。圖1所示的實施例是血管外ICD系統10的示例性構造，並且不應被認為是對本文所描述的技術的限制。例如，雖然示出為在圖1的示例中從胸骨28的中線橫向偏移，但是可以植入除顫引線16而使得引線16偏移到胸骨28的右側或胸骨28上方。另外，除顫引線16可以被植入，使得其基本上不平行於胸骨28，而是以一定角度(例如，在近端或遠端處與胸骨28側向成角度)偏離胸骨28。作為另一個示例，除顫引線16的遠端可以定位在患者12的第二肋或第三肋附近。然而，除顫引線16的遠端可以定位在更上方或更下方，取決於ICD14的位置、電極32、34和30的位置或其他因素。雖然示出ICD14被植入在患者12的腋中線附近，但是ICD14也可以植入在患者12上的其他皮下位置，如患者12的軀幹上朝向腋後線的更向後、軀幹上朝向腋前線更向前、胸部區域或在其他位置。在胸部植入ICD14的情況下，引線16將沿著不同的路徑，例如，跨越上胸部區域並沿著胸骨28向下。當ICD14植入胸部區域中時，所述血管外ICD系統可以包括第二引線，所述第二引線包括沿著患者的左側延伸的除顫電極，使得所述第二引線的除顫電極沿著患者的左側定位而用作這種ICD系統的治療載體的陽極或陰極。ICD14包括形成保護ICD14內的部件的氣密密封的外殼。ICD14的外殼可以由導電材料形成，如鈦或其他生物相容的導電材料或導電材料和非導電材料的組合。在一些情況下，ICD14的外殼用作與電極32、34或30之一組合使用的電極(有時稱為外殼電極或罐電極)，以將治療遞送到心臟26或感測心臟的電活動26。ICD14還可以包括連接器組件(有時稱為連接器組或集合)，所述連接器組件包括在除顫引線16中的導體和包括在外殼內的電子部件之間完成電連接的電氣饋通件。所述外殼可以包圍一個或多個部件，包括處理器、存儲器、發射器、接收器、傳感器、感測電路、治療電路和其他適當的部件(這裡通常稱為模塊)。除顫引線16包括引線主體，所述引線主體具有包括被配置成連接到ICD14的連接器的近端以及包括一個或多個電極32、34和30的遠端。除顫引線16的引線主體可以由非導電材料形成，包括矽膠、聚氨酯、含氟聚合物、其混合物以及其他合適的材料，並且成形為形成所述一個或多個導體延伸的一個或多個腔。然而，這些技術並不限於這類結構。雖然除顫引線16被示為包括三個電極32、34和30，但是除顫引線16可以包括更多的或更少的電極。除顫引線16包括一個或多個細長的電導體(未示出)，所述電導體在所述引線主體內從除顫引線16的近端上的連接器延伸到電極32、34和30。換句話說，容納在除顫引線16的引線主體內的一個或多個細長電導體中的每一個都可以與電極32、34和30中的相應電極接合。當除顫引線16的近端處的連接器連接到ICD14時，各個導體可以經由包括相關聯的饋通件的連接器組件中的連接件而電耦合到ICD14的電路(如治療模塊或感測模塊)。所述電導體將治療從ICD14內的治療模塊傳輸到電極32、34和30中的一個或多個，並且將感測到的電信號從電極32、34和30中的一個或多個傳輸到ICD14內的感測模塊。ICD14可以經由一個或多個感測載體來感測心臟26的電活動，所述一個或多個感測載體包括電極34和30與ICD14的外殼或罐電極36的組合。例如，ICD14可以獲得使用電極34和30之間的感測載體感測到的電信號，獲得使用電極34和ICD14的導電外殼或者罐電極36之間的感測載體感測到的電信號，獲得使用電極30和ICD14的導電外殼或罐電極36之間的感測載體感測到的電信號，或其組合。在一些情況下，ICD14甚至可以使用感測載體來感測心臟電信號，所述感測載體包括除顫電極32，如除顫電極32和電極34或30之一之間的感測載體或除顫電極32和ICD14的外殼或罐電極36之間的感測載體。ICD14可以分析所感測到的電信號以檢測心動過速(如心室心動過速或心室纖維性顫動)，並且響應於檢測到心動過速，可以產生並向心臟26遞送電治療。例如，ICD14可以經由治療載體來遞送一次或多次除顫電擊，所述治療載體包括除顫引線16的除顫電極32和所述外殼/罐電極。除顫電極32可以例如是細長線圈電極或其他類型的電極。在一些情況下，ICD14可以在傳遞除顫電擊之前或之後遞送一次或多次起搏治療，如抗心動過速起搏(ATP)或休克後起搏。在這些情況下，ICD14可以經由治療載體來產生和遞送起搏脈衝，所述治療載體包括電極34和30之一或兩者和/或所述外殼/罐電極。電極34和30可以包括環形電極、半球形電極、線圈電極、螺旋電極、分段電極、定向電極或其他類型的電極或其組合。雖然在圖1的示例中電極34和30都被示為環形電極，但是電極34和30可以是相同類型的電極或不同類型的電極。除顫引線16還可以包括在引線16的遠端處或朝向引線16的遠端的附接特徵件29。附接特徵件29可以是環、鏈環或其他附接特徵件。例如，附接特徵件29可以是由縫合線形成的環。作為另一個示例，附接特徵件29可以是環、鏈環、金屬環、包覆金屬或聚合物。附接特徵件29可以形成為具有均勻的或變化的厚度和變化的尺寸的多種形狀中的任何一種。附接特徵件29可以與所述引線成一體，或者可以在植入之前由使用者添加。附接特徵件29可以用於幫助植入引線16和/或用於將引線16固定到所需的植入位置。在一些情況下，除顫引線16可以包括除了附接特徵件之外或替代附接特徵件的固定機構。雖然除顫引線16示出為具有附接特徵件29，但是在其他示例中引線16可以不包括附接特徵件29。在這種情況下，除顫引線16可以經由過盈配合連接到或固定到植入工具，如本文將更詳細描述的。過盈配合(有時也被稱為摩擦配合)是兩個零件之間的緊固，通過在將所述零件推在一起之後的摩擦來實現，而不是通過任何其他緊固方式來實現。引線16還可以包括在引線16的近端處的連接器，如DF4連接器、分叉連接器(例如DF-1/IS-1連接器)或其他類型的連接器。引線16的近端處的連接器可以包括連接到ICD14的連接器組件內的埠的端子引腳。在一些情況下，引線16可以包括在引線16的近端處的附接特徵件，所述附接特徵件可以耦合到植入工具以幫助植入引線16。在所述引線的近端處的附接特徵件可以與所述連接器分離，並且可以與所述引線成一體或者在植入之前由使用者添加。除顫引線16還可以包括位於電極30附近的縫合套管或其他固定機構(未示出)，其被配置成將引線16固定在劍突或下胸骨位置附近。所述固定機構(例如縫合套管或其他機構)可以與所述引線成一體，或者可以在植入之前由使用者添加。圖1中所示的示例在本質上是示例性的，並且不應被認為是對本公開中描述的技術的限制。例如，血管外心臟除顫系統10可以包括多於一個引線。在一個示例中，除了除顫引線16之外，血管外心臟除顫系統10可以包括起搏引線。在圖1所示的示例中，除顫引線16皮下植入在例如皮膚和肋骨和/或胸骨之間。在其他情況下，除顫引線16(和/或可選的起搏引線)可以植入在其他血管外位置。在一個示例中，除顫引線16可以至少部分地植入到胸骨下位置。在這種構造中，除顫引線16的至少一部分可以放置在縱膈內的胸骨以下或下方，更具體地是放置在前縱膈中。前縱隔在側面由胸膜界定，在後面由心包界定，並且在前面由胸骨界定。除顫引線16可以至少部分地植入到其他心外膜位置，即在心臟26的外表面周圍但不與心臟26的外表面直接接觸的區域中的位置。這些其他心包外位置可以包括在縱隔中但偏離胸骨28，在上縱隔中、在中縱隔中、在後縱隔中、在下丘腦或下劍突區域中、在心尖附近或者在不與心臟26直接接觸並且不在皮下的其他位置。在又一些情況下，本文所述的植入工具可以用於在心臟26外的心包或心外膜位置處植入引線。此外，如本文所述的植入工具可以用於在患者12體內的其他位置植入非心臟引線。在一個示例中，引線16可以放置在縱膈內，更具體地是放置在前縱隔中。前縱隔在側面由胸膜40界定，在後面由心包38界定，並且在前面由胸骨22界定。引線16可以被植入縱膈內，使得經由螢光透視法觀察到一個或多個電極32和34位於的心室的心臟輪廓上方。在圖1-3所示的示例中，引線16基本上位於胸骨22下方的中心。然而，在其他情況下，可以植入引線16，使得其從胸骨22的中心側向偏移。雖然本文描述的是植入在胸骨下空間、縱隔或前縱隔中，但是引線16可以植入到其他心包外位置。電極30、32和34可以包括環形電極、半球形電極、線圈電極、螺旋電極、帶狀電極或其他類型的電極或其組合。電極30、32和34可以是相同類型的電極或不同類型的電極。在圖1-3所示的示例中，電極34是線圈電極，並且電極30和34是環形電極或半球形電極。圖4是根據本公開的實施例的包括在ICD14中的操作電路48的示意圖。應當理解，圖4的系統包括低功率電路和高功率電路。本公開可以用在提供高功率電刺激治療(如高功率除顫治療)或低功率電刺激治療(如起搏脈衝)或兩者的設備中。因此，操作電路48中的部件可以支持這些治療中的一個或兩個的生成和傳遞。為了便於描述，本公開將描述僅支持高功率電刺激治療(如心臟復律和/或除顫刺激治療)的操作電路48。然而，應當注意，操作電路48還可以提供除顫閾值(DFT)誘導治療或者休克後起搏(如抗心動過速起搏(ATP)治療)。操作電路48設有至少一個或多個電源46，所述電源可以包括具有一個或多個電池單元的可再充電和/或不可再充電的電池。如本公開中所使用的，術語「電池單元」是指如本領域中所理解的包括陽極端子和陰極端子的電池的電池單元。在Norton的共同轉讓的美國專利申請號US2011/0179637「具有低容量電池的植入式醫療設備以及系統(ImplantableMedicalDeviceswithLowVolumeBatteries,andSystems)」中闡述了電池的電池單元的示例，所述申請通過引用結合在此。如以下更詳細地描述的，電源46可以採取各種各樣的形式。類似地，包括低功率電路60和輸出電路56的操作電路48可包括模擬和/或數字電路，可採取各種各樣的配置，並且電連接到電源46。設有電源監測電路62來監測來自電源46的剩餘電量的量和/或電量耗盡的速率。監測電路62可以通過測量例如指示電源46的剩餘電量或放電速率的參數來監測所述電源。監測電路62可以採用涉及利用參數(如電源46的端子之間的電壓)來計算電源46(或單個電池單元)的剩餘電量或放電速率的指標的技術。在其他實施例中，監測電路62可以替代地或附加地具有測量參數(如從電源46流出的電流)的能力。可以使用任何已知的電池監測技術(如庫侖計數或直接電壓測量)來監測單個電池單元的充電狀態。輸出電路56和低功率電路60通常被設為與ICD14相關聯的電子器件模塊的一部分。一般來說，輸出電路56被配置成遞送電脈衝治療，如除顫或心律轉復/除顫脈衝。總之，輸出電路56負責在ICD14的各個電極28-34(圖1)之間施加刺激脈衝能量。如本領域中已知的，輸出電路56可以與用於產生適當的輸出能量(例如在0.1-40焦耳的範圍內)的電容器組(未示出)相關聯。類似地，低功率電路60在本領域中是公知的。一般來說，低功率電路60監測心臟活動和輸出電路56的信號激活而用於傳遞適當的刺激治療。此外，如本領域中已知的，低功率電路60可以從輸出電路56中產生預定系列的脈衝作為整個治療的一部分。在一個實施例中，藉助於協作監測EGM、確定何時需要復律或除顫電擊以及執行規定的除顫治療的所存儲的軟體、固件和硬體來控制ICD14功能。圖4的示意圖結合了Keimel的共同轉讓的美國專利號5,163,427「用於提供單次和多次心臟復律和除顫脈衝的裝置(ApparatusforDeliveringSingleandMultipleCardioversionandDefibrillationPulses)」以及Keimel的美國專利號5,188,105「用於治療快速性心律失常的裝置和方法(ApparatusandMethodforTreatingaTachyarrhythmia)」中闡述的電路，用於選擇性地遞送單相的、同時雙相的以及順序雙相的心臟復律-除顫刺激治療，這兩項專利都通過引用以其全文結合在此。在示例性實現方式中，IMD14可以使用輸出電路56的耦合到端子HV-A的外殼電極36和耦合到節點HV-B輸出的至少一個電極(例如電極32)(分別在端子36a和32a處)來遞送刺激治療。在替代實施例中，IMD14可採用附加電極，如耦合到諸如S1、S2(分別在端子30a和34a處)的節點的電極30、34而用於感測或刺激治療。心臟復律除顫刺激治療能量和電容器充電電壓可以被介導到由具有至少一個與心臟接觸的心臟復律-除顫電極的ICD以及大多數具有與皮膚接觸的心臟復律-除顫電極的AED所提供的能量和電壓。ICD14使用大多數雙相波形所需的典型的最大電壓為大約750伏特，具有大約40焦耳的相關最大能量。AED所需的典型的最大電壓大約為2000-5000伏，取決於使用的波形，最大能量大約為200-360焦耳。本公開的SubQICD14使用在約700至約3150伏範圍內的最大電壓，並且與約25焦耳至約210焦耳的能量相關聯。總高電壓電容可以在約50至約300微法的範圍內。僅在通過使用ICD14領域中已知的可用檢測算法之一對遠場心臟ECG進行處理來檢測惡性快速性心律失常(例如心室纖維性顫動)時遞送這種復律-除顫刺激治療。在圖4中，起搏器定時/感測放大器電路52處理跨越由選定的電極對36、32以及可選的電極對30、34(如果存在的話)限定的特定ECG感測載體形成的遠場ECGSENSE信號，如上所述。所述感測電極對的選擇通過控制電路54以提供感興趣的EGM信號的最可靠感測的方式來完成，所述EGM信號將是被認為處於導致猝死的心室纖顫的風險中的患者的R波。遠場ECG信號穿過控制電路54到達起搏器定時/感測放大器電路52中的感測放大器的輸入。控制電路54可以包括一個或多個微處理器、專用集成電路(ASIC)、數位訊號處理器(DSP)、現場可編程門陣列(FPGA)、離散電子部件、狀態機、傳感器和/或其他電路。控制電路54可以在諸如存儲在存儲設備(70)內的軟體和/或固件指令的編程指令的控制下操作。所述存儲設備可以包括用於存儲數字數據和編程指令的易失性、非易失性、磁性、光學和/或電氣介質，包括隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、快閃記憶體、可移動存儲設備等。這些一個或多個存儲設備70可以存儲由控制電路54執行的程序。存儲設備70同樣可以存儲數據，所述數據可以包括但不限於編程參數、患者信息、從患者感測到的數據以及指示ICD14的狀態的狀態信息。例如，所述數據可以包括關於用於預測ICD14的電源46中剩餘的電荷的電池(或單獨的電池單元)的統計信息及其他特徵性數據，如以下將更詳細地討論的。所述數據還可以包含用於指示何時需要替換操作的ERI和/或EOL指示符。此信息可以經由外部設備4提供給臨床醫生或患者。經由控制電路54根據從起搏器定時/感測放大器電路52輸出到控制電路54的一個或多個感測信號(例如，R波信號和/或P波信號)來確定惡性快速性心律失常的檢測。在授予Stadler的標題為「快速性心律失常終止的檢測(DetectionofTachyarrhythmiaTermination)」的美國專利7,103,404中描述了示例性檢測算法，所述專利通過引用以其全文結合在此。執行檢測算法標準的某些步驟在微型計算機50中協作地執行，包括可以通過本領域中常規的遙測接口(未示出)編程的所存儲的檢測標準。微型計算機50通常表示存儲設備70中的處理器和相關聯的存儲器。所述存儲器可以駐留在微型計算機50內部，或者單獨存儲在存儲裝置53中。例如，所述存儲器可以包括計算機可讀指令，所述計算機可讀指令在由處理器執行時使得醫療設備的操作電路和/或任何其他部件執行屬於它們的各種功能。例如，所述存儲器可以包括任何易失性介質、非易失性介質、磁介質或電介質，如隨機存取存儲器(RAM)、只讀存儲器(ROM)、非易失性RAM(NVRAM)、電可擦除可編程ROM(EEPROM)、快閃記憶體或任何其他數字媒體。這種存儲器通常將是非暫時性的。處理器可以包括微處理器、控制器、數位訊號處理器(DSP)、專用集成電路(ASIC)、現場可編程門陣列(FPGA)或等效離散或集成邏輯電路中的任何一個或多個。在一個或多個示例性實施例中，所述處理器可以包括多個部件，如一個或多個微處理器、一個或多個控制器、一個或多個DSP、一個或多個ASIC和/或一個或多個FPGA、以及其他離散或集成邏輯電路的任何組合。屬於微型計算機50的功能可以實現為軟體、固件、硬體或其任何組合。數據和命令經由雙向數據/控制總線61在微型計算機50和控制電路54、起搏器定時/放大器電路52和輸出電路56之間進行交換。起搏器定時/放大器電路52和控制電路54以慢時鐘速率計時。微型計算機50通常處於睡眠狀態，但是通過由感測到的心臟事件或接收到下行鏈路遙測編程指令所產生的中斷或者在傳遞心臟起搏脈衝時由快速時鐘喚醒和操作，以執行任何必要的數學計算，執行心動過速和纖維性顫動檢測程序，並且更新由起搏/感測電路52中的定時器監測和控制的時間間隔。所述檢測算法對存在或不存在威脅生命的室性心律失常(例如室性心動過速(V-TACH)和心室纖維性顫動(V-FIB))是高度敏感的和特異的。如上所述，根據本公開考慮的檢測算法可以利用感測到的心臟信號來檢測心律不齊。另外，還可以包括用於心房顫動的檢測算法。雖然本公開的ICD14可能很少用於實際的猝死事件，但是設計和實施的簡單性允許其由除了電生理學家之外的醫療人員以適度的風險在大量患者中使用，具有適度的成本。因此，本公開的ICD14包括對最惡性的節律紊亂的自動檢測和治療。當檢測到惡性心動過速時，通過充電電路58將所述輸出電路內的高電壓電容器(未示出)充電到預編程的電壓電平。通常認為在高電壓電容器上始終保持恆定電荷是效率低的。相反，當控制電路54發出傳遞到充電電路58且通過來自HV輸出電路56的(多個)雙向信號線控制充電的高電壓充電命令時啟動充電。並不旨在限制，所述高電壓輸出電容器可以包括膜、鋁電解構造或溼鉭構造。在授予Nielsen的標題為「用於醫療設備的電容器(CapacitorsforMedicalDevices)」的共同轉讓的美國專利8,086,312中描述了所述高電壓輸出電容器的一些示例，所述專利通過引用以其全部內容結合在此。所述高電壓輸出電容器可以被充電到非常高的電壓(例如700-3150V)，以在第一、第二和可選的第三和/或第四皮下心臟復律-除顫電極36、32、30、32中所選的電極對之間通過身體和心臟來放電。以下將討論示例性充電電路58和輸出電路56的細節。所述高壓電容器由充電電路58和高頻高壓變壓器充電。所述電容器充電的狀態由輸出電路56內的電路監測，所述電路向控制電路54提供指示電壓的反饋信號。當所接收的信號與編程的電容器輸出電壓(即心臟復律-除顫峰值衝擊電壓)匹配時，控制電路54終止所述高電壓充電命令。控制電路54然後產生施加到輸出電路56的控制信號而用於觸發復律或除顫電擊的傳遞。以這種方式，控制電路54用於控制高電壓輸出級56的操作，其在所選擇的一對或多對第一、第二和可選的耦合到HV-A、HV-B的第三和/或第四心臟復律-除顫電極36、32以及可選的耦合到S1、S2端子的電極34、30之間傳遞高能量心臟復律-除顫刺激治療，如圖4所示。因此，ICD14監測患者的心臟狀態，並且響應於需要心臟復律-除顫的快速性心律失常的檢測而通過所選擇的一對或多對第一、第二、第三和/或第四電極36、32、34和30來啟動心臟復律-除顫刺激治療的傳遞。通常，所述電容器的充電周期具有較短的持續時間，例如，其可以花費從兩秒到約三十秒的任何時間，並且非常少地發生。ICD14可以被編程為試圖以如上所述的以與檢測到的R波同步的方式向心臟遞送心臟復律電擊，或者可以被編程或製成以上述方式向心臟遞送除顫電擊，而沒有試圖將所述傳遞同步到檢測到的R波。與快速性心律失常的檢測和心臟復律-除顫刺激治療的傳遞相關的發作數據可以存儲在RAM中，用於向本領域中公知的外部編程器傳輸上行鏈路遙測，以便於診斷患者的心臟狀態。外殼14可以包括遙測電路(圖4中未示出)，使得其能夠經由雙向遙測鏈路通過外部設備4(圖1)進行編程。上行鏈路遙測允許將設備狀態和診斷/事件數據發送到外部編程器，以供患者的醫生審查。下行鏈路遙測允許外部編程器經由醫生控制而允許所述設備功能的編程以及對特定患者的檢測和治療的優化。適合於在本公開的實踐中使用的編程器和遙測系統多年來是公知的。已知的編程器通常經由諸如藍牙射頻、近場或低頻遙測鏈路之類的雙向遙測鏈路與植入設備通信，使得編程器可以發送控制命令和操作參數值以由所述植入設備接收，並且使得可以向編程器傳遞診斷和操作數據。本領域技術人員將理解，為了便於討論，低功率電路60的各個部件，即起動器/感測電路52、控制電路54和微型計算機50被示出為單獨的部件。在替代實現方式中，歸於這些部件50、52和54的功能可以適當地由一個單獨的部件來執行。如上所述，控制電路54和輸出電路56執行若干功能。其中之一是監測高電壓輸出電容器的電容器充電狀態。另一個功能是允許能量從所述高電壓輸出電容器到患者的受控傳遞。圖5更詳細地示出了根據本公開的實施例的圖4的操作電路48的一部分的示例性示意圖。輸出電路56允許能量從所述能量存儲電容器到患者12的受控傳遞。輸出電路56包括互連的四個支腳80、82、84和86。四個支腳與支腳80和82的互連被配置成沿著支腳84和86平行取向，並且橋接器被設置成與一對平行連接的支腳中的每一個相交。如圖5所示，互連支腳被排列以限定可以類似於「H」的包括高側和低側的配置。換句話說，四個相互連接的支腳排列成具有限定所述高側的支腳80和84以及限定所述低側的支腳82和86。所述交叉的橋接器包括將輸出電路56耦合到心臟復律電極36和32的HV-A和HV-B端子。如前所述，患者12可在位於開關80和開關82之間的端子HV-A與位於開關84和開關86之間的端子HV-B之間連接(例如，使用引線/電極36、32和任何其他合適的連接)。支腳80和84耦合到所述能量存儲電容器的正端子。可選的放電開關88，如絕緣柵雙極電晶體(IGBT)，可以用於從支腳80和84到所述能量存儲電容器的正端子的耦合。放電開關88可以由包括在低功率電路60內的控制電路54(圖4)控制以在所述電容器放電期間關閉並保持在導通狀態。支腳82和86耦合到所述能量存儲電容器的負端子。在控制電路54的控制下對開關80、82、84、86中的一個或多個的選擇可以用於提供一種或多種功能。例如，在一個或多個配置中的某些開關的選擇可以用於提供一種或多種類型的刺激脈衝，或者可以用於提供主動或被動再充電等等。例如，根據實施例，ICD14以下述方式向患者提供雙相除顫脈衝。參考圖5，一旦所述能量存儲電容器被充電到選定的能量水平，開關80、86和88被閉合，以便提供從所述電容器到電極36、32的路徑而用於向患者12施加第一相的除顫脈衝。所存儲的能量從所述電容器的正端子，通過開關88，通過開關80，穿過患者12，通過開關86返回到所述電容器的負端子。因此，第一相的雙相脈衝從電極36到電極32施加正脈衝。在兩相除顫脈衝的第一相結束之後，接通開關88、84和82，以開始雙相脈衝的第二相。開關84和82提供了向患者12施加負除顫脈衝的路徑。參考圖5，能量從所述電容器的正端子通過開關88到開關84，穿過耦合到患者12的電極32、36，並通過開關82流出到所述電容器的負端子。所述第二相的除顫脈衝的極性因此在極性上與所述脈衝的第一相位相反。圖6是示出IMD14的操作電路48的一部分的示意圖。如前所述，操作電路48包括至少一個電源46。電源46可以包括具有至少兩個電池單元102a、102b(統稱為「102」)的電池。在示例性實施例中，電源46可以是可編程的或靜態的，並且可以是開關或線性調節源等。在實施例中，電池單元102向操作電路48供應電力以及用於刺激治療能量的電荷。電池單元102可以由諸如LiCFx、LiMnO2、LiI2、LiSVO或LiMnO2等本領域已知的材料形成。電池單元102中的每一個耦合到包括在輸出電路56(在圖6中以虛線示出)中的變壓器64。在實施例中，變壓器64可以被配置為具有第一初級繞組106a和第二初級繞組106b的雙初級變壓器。在所述實施例中，電池單元102a耦合到第一初級繞組106a，並且電池單元102b耦合到第二初級繞組106b。在所述實施例中，示出了兩個初級繞組106a-b，但是應當理解，在替代實施例中，可以包括將要耦合到具有超過兩個電池單元的電源的附加初級繞組。例如，在一個示例實施例中，包括三個電池單元的電源將相應地包括三個初級繞組。變壓器64還包括共用芯114和多個次級繞組116a-f。在所述實施例中，示出了六個第二繞組116a-f，但是應當理解，在替代實施例中，所述多個次級繞組可以包括大於兩(2)個的任何其他整數的繞組。兩個初級繞組106a、106b圍繞共用芯114纏繞，並且多個次級繞組116a-f也纏繞共用芯114。因此，所有次級繞組116a-f共享磁通量並輸出相同的電壓。第一開關108a耦合在所述變壓器的第一初級繞組106a和電池單元102a之間。第二開關108b耦合在變壓器64的第二初級繞組106b和電池單元102a之間。開關108a、108b中的每一個耦合到充電監控電路，如控制電路54(圖4)，其發出用於選擇性地致動開關108a、108b中的每一個的控制信號(CS1，CS2)。可以發出控制信號以分別地、同時地或以任何其他所需方式選擇性地致動開關108a、108b。例如，可以根據電池單元102中的每一個的剩餘電量來發出所述控制信號。在一個示例中，可能期望第一電池單元和第二電池單元102之間的電壓差應在預定標準內(如在選定範圍內)，或者不大於預定電壓值。這樣，可以測量和評估第一電池單元和第二電池單元102中的每一個中的總電量，以確定是否滿足預定標準。如果滿足所述標準，例如，差值在電壓值的預定範圍內，則可以發出控制信號以同時耦合兩個電池單元102，以便同時從兩個電池單元102汲取能量。然而，如果不滿足標準，例如，差值超過預定電壓值，則可以對所述控制信號進行定時以在不同時間耦合電池單元102，以便首先從具有較高能量值的電池單元102汲取能量，直到滿足電壓差的標準。可以形成電池單元102，使得每個電池單元包括陰極(正)端子和陽極(負)端子。如所描繪的實施例中所示，電池單元102a、102b的陰極端子分別耦合到初級繞組106a和初級繞組106b，並且所述陽極端子都連接到公共節點(如電路接地節點)。開關108a、108b也耦合到所述公共節點。因此，第一電路路徑被限定在第一電池單元102a和第一初級繞組106a之間，並且第二電路路徑被限定在第二電池單元102b和初級繞組106b之間。在替代實施例中，電池單元102a、102b的陽極端子分別耦合到初級繞組106a和初級繞組106b，並且每個陰極端子連接到公共節點(如所述電路接地節點)。在一個實施例中，開關108同時被致動到導通狀態，以使電流能夠從兩個電池單元102流到變壓器64。將第一開關108a致動到閉合位置啟動了從第一電池單元102a到第一初級繞組106a的電流，並且將第二開關108b致動到閉合位置啟動了從第二電池單元102到第二初級繞組106b的電流。換句話說，開關108a的閉合生成了用於電流從第一電池單元102a到變壓器106a的電流路徑，而開關108b的閉合生成了用於電流從第二電池單元102b到變壓器106b的電流路徑。次級繞組116a-f中的每一個都耦合到用於存儲由變壓器64產生的電荷的電容器。具體地，次級繞組116a耦合到電容器122a，次級繞組116b耦合到電容器122b，次級繞組116c耦合到電容器122c，次級繞組116d耦合到電容器122d，次級繞組116e耦合到電容器122e，並且次級繞組116f耦合到電容器122f。電容器122a-f全部串聯耦合。二極體可以可選地耦合在每個次級繞組和相應耦合的電容器之間，以偏置從變壓器到每個電容器的電流流動。具體地，二極體120a耦合在次級繞組116a和電容器122a之間，二極體120b耦合在次級繞組116b和電容器122b之間，二極體120c耦合在次級繞組116c和電容器122c之間，二極體120d耦合在次級繞組116d和電容器122d，二極體120e耦合在次級繞組116e和電容器122e之間，並且二極體120f耦合在次級繞組116f和電容器122f之間。在圖6的實施例中，為了完整性而示出了二極體，但是應當理解，在替代實施例中，不需要包括二極體120a-f。如圖6所示，單元102以並聯配置布置，並且每個單元102a、102b同時將電荷遞送到其相應的初級繞組106a、106b。雖然在圖中未示出，但是可以提供隔離電路以使得電池單元102能夠耦合到IMD14的其他電路。這樣的隔離電路使得電池單元102能夠在高功率電流操作期間遞送電流，同時允許在低功率電流操作期間兩個電池單元都有助於向其他電路(如操作電路48的電路50、52和/或54(圖4中所示))供應電流。高功率電流操作包括將能量傳遞到變壓器64以例如提供除顫治療和其他電刺激治療。低功率電流操作包括向低功率電路60的模擬部分和數字部分供電。為了簡化描述，未示出電池單元102與操作電路48的所有部件之間的互連。在電池單元102之一故障的情況下，隔離電路110將所述故障電池單元與另一個電池單元隔離。如前所述，低功率電路60還可以包括耦合到輸出電路56以監測存儲在電容器122中的電壓的充電監控電路(例如控制電路54)。存儲在電容器122中的電壓對應於將以電刺激治療脈衝的形式遞送到患者12的電壓。如本領域中已知的，所述電壓可以在200V至1800V的範圍內。為了便於測量，可以減小待測量的電壓的幅度，以使得能夠由所述充電監控電路中的部件來測量所述電壓，所述部件可以不被額定為在輸入處存在的累積電壓。在一個實施例中，電阻式分壓器124用於測量由電容器122存儲的累積電壓。電阻式分壓器124與電容器122並聯耦合，並且電阻式分壓器124的輸出耦合到充電監控電路。電阻式分壓器124和電容器122耦合到公共節點，在這種情況下是接地節點。電阻器分壓器124提供分壓電壓值，分壓電壓值是具有作為存儲在電容器122中的測得的電壓的分數的量值的值。換句話說，所述分壓電壓值具有的幅度小於存儲在電容器122中的累積電壓的幅度。電阻式分壓器124被配置成具有第一電阻器和第二電阻器，所述第一電阻器和第二電阻器的值被選擇為使得由電阻式分壓器124產生的輸出電壓成為由電容器122存儲的累積電壓的一部分。所述充電監測電路基於來自電阻式分壓器124的輸出電壓的值而發出控制用於從第一電池單元102和第二電池單元102傳遞電荷的接通時間的控制信號CS。特別地，控制信號CS控制開關108a、108b之一的致動持續時間。在本文的公開內容下，提供軟體、固件和硬體以完成本發明是在本領域技術人員的能力範圍內。為了簡潔起見，本文中可能沒有詳細描述與心室/心房壓力感測、IMD信號處理、遙測和系統的其他功能方面(以及所述系統的單獨操作部件)相關的常規技術。在此包含的各個附圖中示出的連接線旨在表示各種元件之間的示例功能關係和/或物理耦合。應當注意，在本主題的實施例中可以存在許多替代或附加的功能關係或物理連接。所述描述涉及「連接(connected)」或「耦合(coupled)」在一起的元件或節點或特徵。如本文所使用的，除非另有明確說明，「連接(connected)」是指一個元件/節點/特徵直接連接到另一個元件/節點/特徵件(或直接與其通信)，而不一定是機械地。同樣地，除非另有明確說明，否則「耦合(coupled)」意味著一個元件/節點/特徵件直接或間接地連接到另一個元件/節點/特徵件(或直接或間接地與其通信)，而不一定是機械地。因此，儘管圖中所示的示意圖描繪了元件的示例性布置，但是在所描述的主題的實施例中可以存在另外的介入元件、設備、特徵件或部件。雖然本公開容許各種修改和替代形式，但是其具體實施例已經通過附圖中的示例示出並且在本文中詳細描述。然而，應當理解，本文對特定實施例的描述並不旨在將本公開限制為所公開的特定形式，而是相反地，本發明旨在涵蓋落入由所附權利要求限定的本發明的精神和範圍內的所有修改、等同物和替代物。當前第1頁1 2 3 當前第1頁1 2 3