DE69830203T2

DE69830203T2 - Implantierbare medizinische vorrichtung mit hochfrequenz-einkopplung zum aufladen der energiequelle

Info

Publication number: DE69830203T2
Application number: DE69830203T
Authority: DE
Inventors: Sr. Francisco Jose Barreras; Oscar Jiminez
Original assignee: Medtronic Inc
Current assignee: Medtronic Inc
Priority date: 1998-02-23
Filing date: 1998-02-23
Publication date: 2006-01-12
Anticipated expiration: 2018-02-24
Also published as: EP1056510B1; WO1999042173A1; EP1056510A1; EP1056510A4; DE69830203D1

Description

1. Gebiet der Erfindung.
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf eine implantierbare medizinische Einrichtung mit einer wieder aufladbaren Puffer-Energiequelle und einer Ladeeinheit zum Aufladen der Puffer-Energiequelle über eine HF-Kopplung.
2. Beschreibung des Standes der Technik.
Der Gedanke, eine implantierbare, elektrisch betriebene medizinische Einrichtung zur Behandlung spezifischer Erkrankungen oder körperlicher Störungen zu verwenden, ist allgemein bekannt. Beispiele für implantierbare, elektrisch betriebene medizinische Einrichtungen sind: Herzschrittmacher, die ein krankes menschliche Herz wieder auf einen normalen Rhythmus einstellen, neurale Stimulatoren, die das Nerven- oder Hirnverhalten steuern (wie Schmerzanfälle oder epileptische Anfälle), Infusionspumpen zur subkutanen Medikamentenzuführung (wie eine Insulinpumpe) und diagnostische Einrichtungen zur Überwachung des Zustandes eines Patienten.
Bei allen diesen implantierbaren, elektrisch betriebenen Einrichtungen ist es notwendig, der unter der Haut implantierten Einrichtung Energie zuzuführen. Da die medizinische Einrichtung in dem Patienten subkutan implantiert ist, muss die Energiequelle die elektrische Energie über einen vernünftigen Zeitraum zuführen, um dem Patienten ein weiteres chirurgisches Trauma zu ersparen und um die Kosten für den medizinischen Versorger zu reduzieren.
In den folgenden US-Patenten sind verschiedene Beispiele derartiger, früher vorgeschlagener Einrichtungen offenbart:

US-Patent Nr. Patentinhaber

3,942,535 Schulman

4,041,498 Kelley et al.

4,408,607 Maurer

4,441,498 Nordling

4,793,353 Borkan

5,279,292 Baumann et al.

5,314,453 Jeutter

5,314,457 Jeutter et al.

5,476,488 Morgan et al.

5,480,415 Cox et al.
Ein System entsprechen dem Oberbegriff des Anspruches 1 ist aus der DE-A-196 17 102 bekannt.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
Der Erfindung entsprechen ist ein implantierbares, HF-gekoppeltes medizinisches System vorgesehen, welches aufweist: eine Sendeeinheit, eine Empfangseinheit mit einer implantierbaren, elektrisch betriebenen medizinischen Einrichtung; wobei die Sendeeinheit ein HF-Energie Sendemittel, ein HF-Signal Empfangsmittel und ein erstes Steuermittel besitzt, das mit dem HF-Energie Sendemittel sowie mit dem HF-Signal Empfangsmittel in Verbindung steht, um den Betrag der an die Empfangseinheit gesendeten HF-Energie zu steuern, die Empfangseinheit ein HF-Energie empfangendes Mittel, ein HF Signal sendendes Mittel, eine wieder aufladbare Stromversorgung, welche mit dem HF-Energie Empfangsmittel verbunden ist, und ein zweites Steuermittel zur Einstellung des in die wieder aufladbare Batterie fließenden Ladestroms aufweist, und das mit der wieder aufladbaren Stromversorgung, dem HF-Energie Empfangsmittel, dem HF-Signal Empfangsmittel und der implantierten medizinischen Einrichtung in Verbindung steht; und ein Betriebsarten-Auswahlmittel, um die Sendeeinheit so einzustellen, dass sie in einer der folgenden Betriebsarten arbeitet: 1) „nur HF", 2) „nur Batterie" oder „Kombination von beiden".
Falls gewünscht kann weiters in der Empfangseinheit eine Schaltung zum Messen des Ladepegels der wieder aufladbaren Batterie vorgesehen sein, das bei Feststellen einer voll geladenen Batterie automatisch ein codiertes Signal abgibt, welches der Sendeeinheit befiehlt, das Senden von HF-Energie zu „stoppen".
Weitere bevorzugte Merkmale sind in den abhängigen Ansprüchen festgelegt.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 zeigt eine elektrisches schematisches Blockschaltbild des gesamten Systems, einschließlich einer Sendeeinheit und einer implantierten Empfangseinheit, konfiguriert für ein implantierbares, wieder aufladbares Gewebestimulator-System,
2A ein elektrisches schematisches Blockschaltbild eines Digital/Analog-Konverters in der Empfangseinheit,
2B ein detailliertes elektrisches schematisches Schaltbild des Digital/Analog-Konverters, wie in 2A gezeigt, mit einem Stromausgang, welcher, gesteuert von einem Mikrocontroller, zur Regelung des konstanten Stromflusses für das Wiederaufladen der Puffer-Energiequelle innerhalb der implantierten Empfangseinheit verwendet wird,
3 ein elektrisches schematisches Blockschaltbild des gesamten Systems, konfiguriert für ein implantierbares, wieder aufladbares System zur Medikamentenzuführung,
4 ein elektrisches schematisches Blockschaltbild des gesamten Systems, konfiguriert für ein implantierbares, wieder aufladbares Herzschrittmacher-System,
5 ein elektrisches schematisches Blockschaltbild des gesamten Systems, konfiguriert für einen implantierbaren, wieder aufladbaren Kardioverter/Defibrillator und
6 ein elektrisches schematisches Blockschaltbild des gesamten Systems, konfiguriert für ein implantierbares, wieder aufladbares Überwachungs- und Diagnosesystem.
BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORM (S)
Unter näherer Bezugnahme auf die Zeichnungen ist in 1 ein schematisches elektrisches Blockschaltbild eines implantierbaren, wieder aufladbaren Gewebestimulator-Systems 10 gezeigt. Das System 10 besitzt einen Sender 12 und einen Empfänger 14, wobei der letztere chirurgisch unter die Haut 16 eines Patienten implantiert ist. Der Empfänger 14 ist über eine Kabelverbindung 18 mit einer implantierten medizinischen Einrichtung verbunden, welche bei dieser Ausführung ein implantiertes Kabel 19 ist, das an seinem distalen Ende 20 Stimulationselektroden 21–24 aufweist. Diese Elektroden 21–24 sind benachbart zu dem zu stimulierenden Zielgewebe implantiert (d.h. eine bestimmter Nerv oder ein Nervenbündel, ein spezifisches Gebiet des Gehirns oder ein bestimmter Muskel innerhalb des menschlichen Körpers). Der implantierte Empfänger 14 empfängt Therapiewerte, die mittels HF-Signalen von dem Sender 12 übertragen werden, von dem Decoder 25 decodiert werden und sodann in einem nicht flüchtigen Speicher (EPROM) 27 gespeichert werden.
Wiederum auf 1 Bezug nehmend sind ist eine wesentliche Komponenten des Senders 12 ein Mikrocontroller 26, der, Software-gestützt, zu folgendem verwendet wird: 1) Regelung des Ausgangs eines programmierbaren DC/DC-Wandlers 28, um die in den Empfänger 14 eingekoppelte Menge an HF-Energie zu regeln; 2) Lesen von Daten und Befehlseingaben, welche über ein Tastenfeld 30 eingegeben wurden, Anzeigen von Meldungen und Menüs auf einem Display 32, Senden von Therapie-Parameterwerten mittels eines Programmier-Encoders 34, eines Sende-Treibers 36 und einer Antenne 38 an den implantierten Empfänger 14 und 3) Empfangen von Befehlen und Diagnosedaten des Patienten, welche von dem implantierten Empfänger ausgesandt werden, mittels der Antenne 38, eines Verstärkers 39 und eines Decoders 40.
Wie in 1 gezeigt, wird der Sender 12, sobald er über einen Schalter 41 eingeschaltet und eine „Therapiestart"-Taste gedrückt wurde, den „Start"-Befehl an den Empfänger 14 senden, wodurch die Therapiedurchführung durch den Empfänger 14 initialisiert wird. In ähnlicher Weise wird, wenn eine „Therapiestop"-Taste gedrückt wird, der Sender 12 den „Stop"-Befehl an den Empfänger senden, welcher die Therapieausführung beenden wird.
Der implantierte Empfänger 14 nach 1 kann durch den Arzt oder den Patienten programmiert werden, damit er seine Betriebsenergie von einer der folgenden drei Quellen erhält: 1) lediglich über HF eingespeiste Energie, 2) lediglich eine wieder aufladbare Puffer-Energiequelle 44 oder 3) eine Kombination beider, wobei der implantierte Empfänger gemäß einem vorgegebenen Plan, welcher über den Sender 12 programmiert wurde, automatisch von einer zur anderen wechselt.
Falls „nur HF" aus einem auf dem Display 32 des Senders 12 angezeigten Menü ausgewählt wird, werden ein Ausgangsport 45 eines Mikrocontrollers 46 in dem Empfänger 14 auf „0" und ein Port 47 auf „1" geschaltet, wodurch der PMOS Transistor P2 in einen leitenden Zustand und der PMOS Transistor P1 in einen nicht leitenden Zustand gelangen. Dies verbindet wirksam eine Verbindungsleitung 50 mit einer Verbindungsleitung 52, wodurch VDD gleich mit dem Ausgang eines Spannungsreglers 54 wird, welcher sich auf +3 Volt DC befindet.
Falls „nur Batterie" aus demselben Menü ausgewählt wird, werden der Ausgangsport 47 auf „0" und der Port 45 auf „1" geschaltet, wodurch die Verbindungsleitung 56 wirksam mit der Verbindungsleitung 52 verbunden werden und VDD gleich dem Spannungspegel an der wieder aufladbaren Energiequelle 44 wird.
Falls, wie in 1 gezeigt, aus demselben Menü „Kombination" gewählt ist, wird das System 10 die Quelle von VDD automatisch an den Ausgang des Spannungsreglers 54 (Verbindungsleitung 50) schalten, wenn sich der Sender 12 in Nähe des Empfängers 14 befindet, oder an die wieder aufladbaren Energiequelle 44, wenn der Sender 12 von dem Empfänger 14 entfernt wurde. Das automatische Umschalten wird mittels des Mikrocontrollers 46 durchgeführt, und zwar als Folge des Zustandes der Verbindungsleitung 50, die +3 Volt aufweist, wenn HF-Energie in eine Spule 60 gekoppelt wird (falls sich der Sender 12 in Nähe des Empfängers 14 befindet), oder die bei Fehlen von HF-Energie 0 Volt aufweist (falls der Sender 12 von dem Empfänger 14 entfernt ist).
Wenn der Empfänger 14 auf einen Energiebezug „nur Batterie" programmiert ist, wird seine ausschließliche Quelle der Betriebsenergie die wieder aufladbare Energiequelle 44. Nach längerem Gebrauch wird die wieder aufladbare Energiequelle 44 einen fast entleerten Pegel erreichen, und hier wird der Empfänger 14 über eine HF-Kommunikationsverbindung 61 einen Befehl „Laden" an den Sender 12 senden. Dies verursacht, dass der Sender 12 mit Hilfe der Batterie 62, des DC/DC Konverters 28 und einer Ausgangsspule 64 HF-Schwingungen mit hoher Energie erzeugt, welche in die innerhalb des Empfängers 14 enthaltene Spule 60 gekoppelt werden. Der von der Spule 64 generierte, tatsächliche Pegel von HF-Energie wird durch einen Ausgang 70 des Mikrocontrollers 26 als Echtzeit-Reaktion auf von dem Empfänger 14 über den Mikrocontroller 46 gesendete Daten geregelt, wobei diese Daten den über einen Abschwächer 76 und einen Analog/Digital-Konverter 78 gemessenen Spannungspegel E1 an dem Ausgang des Gleichrichters 74 in dem Empfänger 14 repräsentieren. Dieses Rückkopplungssystem erhöht die Lebensdauer der Batterie 62 in dem Sender 12 dadurch, dass in Abhängigkeit von dem Abstand zwischen den Spulen 64 und 60 die HF-Energie, die zum raschen Aufladen der wieder aufladbaren Energiequelle 44 benötigt wird, eingestellt wird. Eine enge Nähe erfordert weit weniger HF-Energie zum Aufladen der wieder aufladbaren Energiequelle 44 in der gleichen Zeit, als dies bei einem größeren Abstand der Fall wäre. Der Mikrocontroller 46 regelt während dieses Aufladevorganges in Abhängigkeit von der Temperatur die zum Aufladen der wieder aufladbaren Energiequelle 44 verwendete Stromstärke. Die Temperatur wird mittels eines Thermistors 80 gemessen, der während ihrer Herstellung an der wieder aufladbaren Energiequelle 44 befestigt wird. Die Verbindung zwischen Thermistor 80 und einem Widerstand 82 bildet einen Spannungsteiler, der über einen analogen Schalter 84 mit einem Analog/Digital-Konverter 86 und, über eine Verbindungsleitung 88, mit dem Mikrocontroller 46 verbunden ist. Wenn die Spannung steigt, sinkt der ohmsche Wert des Thermistors 80 proportional zu der Temperatur, wodurch die Spannung an der Verbindungsleitung 88 zu dem Mikrocontroller 46 reduziert wird. Diese Schleife bildet ein temperaturgesteuertes, stromgeregeltes Ladesystem, welches den Temperaturanstieg der wieder aufladbaren Energiequelle 44 während des Ladens begrenzt, wodurch ein Schaden an der Energiequelle 44 durch elektrolytisches Verarmen und Gasentstehung vermieden wird. Beide Phänomene reduzieren, falls sie nicht im Auge behalten werden, die Zuverlässigkeit und die Lebensdauer der Energiequelle drastisch. Der Mikrokontroller 46 überwacht auch während des Aufladens der Energiequelle 44 den Spannungspegel der Energiequelle über eine Verbindungsleitung 90, einen analogen Schalter 92, den Analog/Digital-Konverter 86 und letztlich über die Verbindungsleitung 88. Wenn der Mikrocontroller 46 einen vollen Ladezustand erfasst, überträgt er über die HF-Kommunikationsverbindung 61 einen Lade-„Stop"-Befehl und schaltet gleichzeitig einen Digital/Analog-Konverter 94 ab, wodurch der zum Laden der wieder aufladbaren Energiequelle 44 benötigte Strom abgeschaltet wird. Dadurch kann die Energiequelle 44 nicht überladen werden, selbst wenn der Sender 12 auf Grund elektromagnetischer Störungen kein „Stop"-Signal erhalten hat.
Wenn der Empfänger 14 auf „nur HF", den Leistungs-Aufnahme Modus, programmiert ist – es wird wieder auf 1 Bezug genommen – ist die ausschließliche Quelle seiner Betriebsleistung die HF-Energie mit niedrigem Pegel, die von dem Sender 12 erzeugt und in die Spule 60 im Empfänger 14 gekoppelt wird. Der jeweilige HF-Energiepegel wird über den Ausgangsport 70 des Mikrocontrollers 26 auf den Minimalwert geregelt, der zum Betrieb des Empfängers 14 benötigt wird und die wieder aufladbare Energiequelle 44 wird gepuffert geladen – als Echtzeit-Antwort auf Daten, die von dem Empfänger 14 über den Mikrocontroller 26 übertragen wurden, nämlich jene Daten, welche den Spannungspegel E1 an dem Ausgang des Gleichrichters 74, gemessen über den Abschwächer 76 und den Analog/Digital-Konverter, repräsentieren. Dieses Rückkopplungssystem verlängert die Lebensdauer der Batterie 62 in dem Sender 12 dadurch, dass die zum Betrieb des Empfängers 14 benötigte HF-Energie in Abhängigkeit von der Entfernung zwischen den Spulen 64 und 60 eingestellt und eine Pufferladung für die wieder aufladbare Energiequelle 44 aufrecht erhalten wird. Bei nahem Abstand wird weit weniger HF-Energie benötigt, um diese Funktionen durch zu führen als bei einer größeren Entfernung.
Während der Pufferladung regelt der Mikrocontroller 46 die für das Pufferladen der Energiequelle 46 verwendete Stromstärke in Abhängigkeit von der Temperatur nach eben jenem, bereits in dem vorigen Abschnitt erläuterten Verfahren. Auch hier wird dadurch ein elektrolytisches Verarmen und eine Gaserzeugung innerhalb der wieder aufladbaren Energiequelle 44 vermieden. Der Mikrocontroller 46 überwacht auch während des Pufferladens den Ladepegel der Energiequelle 44 und bei Erfassen eines Volllade-Zustandes leitet der Empfänger 14 den Lade-„Stop"-Befehl an den Sender 12 weiter und gleichzeitig wird der D/A-Konverter 94 abgeschaltet, wodurch der für das Laden der Energiequelle 44 benötigte Strom unterbrochen wird. Dadurch kann die Energiequelle 44 nicht überladen werden, selbst wenn der Sender 12 auf Grund elektromagnetischer Störungen kein „Stop"-Signal erhalten hat.
Wenn der Empfänger 14 auf „Kombination" des Stromversorgungs-Modus programmiert ist, schaltet der Mikrocontroller 46 bei Feststellen einer HF-induzierten Spannung an E1 die Versorgung der Betriebsleistung für den Empfänger 14 automatisch auf HF-gekoppelte Energie. In ähnlicher Weise schaltet der Mikrocontroller 46 bei Ausfall der HF-induzierten Spannung an E1 die Zuführung der Betriebsleistung automatisch an die wieder aufladbare Energiequelle 44. Über ein auf dem Display 32 des Senders dargestelltes Menü kann der Patient ein rasches Laden oder Pufferladen der wieder aufladbaren Energiequelle 44 wählen.
Falls festgestellt wird, dass die Ladung der wieder aufladbaren Energiequelle 44 unterhalb eines vorbestimmten Pegels liegt, meldet der Mikrocontroller 46 dem Patienten mittels eines hörbaren Alarms 96 und/oder eines Vibrationsalarms 98, dass die wieder aufladbare Energiequelle 44.geladen werden sollte.
Auf 2B Bezug nehmend wird ein detailliertes elektrisches Schaltbild des Digital/Analog(D/A)-Konverters 94 gezeigt. Der D/A-Konverter stellt eine Softwareprogrammierbare Präzisions-Stromquelle dar, deren Ausgang von dem Mikrocontroller 46 gesteuert ist. Es soll angemerkt werden, dass diese Bauart eines A/D-Konverters am besten in einer integrierten Schaltung implementiert wird, bei welcher die elektrischen Eigenschaften der Transistoren genau angepasst werden können.
Wieder unter Bezugnahme auf 2B: Der Widerstand R1 wird zum Einstellen des Basis-Vorstromes für den Konverter 94 verwendet. Die Transistoren N17 und N1 bilden eine 1:1 Stromabbildung, bei welcher der Strom in den Transistor N17 gleich dem Strom durch den Transistor N1 ist, da beide Transistoren die gleiche Kanallänge und -breite besitzen. Die Kanalbreiten der Transistoren N2 bis N8 sind binär gewichtet, sodass der Transistor N2 die doppelte Breite besitzt wie der Transistor N1, N3 die doppelte Breite wie N2 und so fort. Diese binäre Skalierung führt dazu, dass der Transistor N2 den doppelten Strom leitet wie der Transistor N1 (unter Annahme gleichen Vorstroms), der Transistor N3 den doppelten Strom leitet wie der Transistor N2 und so fort. Die Transistoren N9 bis N16 werden als Durchlasselemente verwendet, um zu ermöglichen, dass der an dem Transistoren N1 bis Transistor N8 verfügbare Strom zu der Strom-Summenleitung 1 gelangt. Der Ein-Aus-Zustand der Transistoren N9 bis N16 wird über die Eingänge i1 bis i8 gesteuert, welche bei einer Ausführungsform Ausgangsports des Mikrocontrollers 46 (Busleitung 100 in 1) sind. Auf diese Weise kann der Mikrocontroller 46 wählen, dass jeder Stromwert zwischen dem 1- bis 256-fachen jenes Stromes, der durch den Widerstand R1 (Vorstrom) fließt, zu der Strom-Summenleitung 1 gelangt.
Die Eingangsleitung „enable.n" wird verwendet, um den D/A-Konverter ein und aus zu schalten. Wenn „enable.n" auf „0" liegt, leitet der Transistor P1 und verbindet VDD mit den Sourcen der Transistoren P2 und P3, welche eine 1:1 Strom-Abbildung formen. Daher gleicht die Stromquelle bei dem Transistor P3 dem durch den Transistor P2 fließenden Strom, wobei P3 das Element für den Ausgangsstrom („iSOURCE) dieses D/A-Konverters ist.
In 3 ist ein Blockschaltbild eines implantierbaren, wieder aufladbaren Systems zur Medikamentenzuführung. Das Blockschaltbild des Senders 12 ist das gleiche wie für den in 1 gezeigten Sender 12.
Das Blockschaltbild des Empfängers 14 enthält das gleiche Stromversorgungssystem, die gleichen Stromversorgungs-Schaltmittel und das gleiche Verfahren zum Laden der wieder aufladbaren Energiequelle 44, wie bereits oben in Zusammenhang mit der Beschreibung 1 beschrieben, wurde jedoch modifiziert, um die für den Aufbau eines implantierbaren Systems zur Medikamentenzuführung benötigten Komponenten zu integrieren. Diese Komponenten sind: 1) ein Medikamentenreservoir 104, welches das mit Hilfe des Empfängers zuzuführende Medikament enthält, 2) eine Befüllmembran 106, die dazu verwendet wird, das Medikamentenreservoir mittels einer subkutanen Nadel perkutan wieder zu befüllen, 3) eine Dosierpumpe 108, welche verwendet wird, um an einen Katheter 110 ein exaktes Volumen des Medikamentes durch ein oder mehrere kleine Injektionen (Portionen) abzugeben, 4) eine Pumpen-Einlassleitung 112, 5) eine Pumpen-Auslassleitung, 6) den Medikamenten-Zuführkatheter, der verwendet wird, um das von der Pumpe 108 abgegebene Medikamentenvolumen zu führen und an das Zielgewebe zu liefern, und 7) ein Mehrleiter-Kabel 118, welches die elektrischen Signale für den Antrieb der Pumpe 108 führt.
Wieder unter Bezugnahme auf 3: Die Verbindungsleitungen 121–123 werden benutzt, um die Pumpe 108 anzutreiben und die Verbindungsleitungen 131–133, um festzustellen, dass eine Dosis zugeführt wurde. Der Mikrocontroller misst die Zeit, die für die Zuführung jeder Medikamentenmenge erforderlich ist, und bestimmt auf Basis dieser Zeit, ob die Pumpe leer ist oder Flüssigkeit enthält, da der erstgenannte Zustand zu einer kürzeren Zeit führt als der zweitgenannte. Bei Feststellen eines „Pumpe leer" Zustandes signalisiert der Mikrocontroller 46 dem Patienten über einen hörbaren Alarm 140 und/oder einen Vibrationsalarm 142, dass das Reservoir 104 leer ist. Angemerkt sei, dass das Titangehäuse 150 des Empfängers 14 in enger Nähe zu dem hörbaren Alarm 140 sein sollte, um die Schallwellen von dem menschlichen Körper nach außen zu senden.
4 ist das Blockschaltbild eines implantierbaren, wieder aufladbaren Herzschrittmacher-Systems. Das Blockschaltbild des Senders 12 ist das gleiche wie für den in 1 gezeigten Sender 12.
Das Blockschaltbild des Empfängers 14 enthält das gleiche Stromversorgungssystem, die gleichen Stromversoraungs-Schaltmittel und das gleiche Verfahren zum Laden der wieder aufladbaren Energiequelle 44, wie bereits oben in Zusammenhang mit der Beschreibung der 1 beschrieben, wurde jedoch modifiziert, um die für den Aufbau eines implantierbaren, wieder aufladbaren Herzschrittmacher-Systems benötigten Komponenten zu integrieren. Diese Komponenten sind: 1) ein Puls Amplituden D/A-Konverter 202, der dazu verwendet wird, um unter Steuerung durch den Mikrocontroller 46 die Amplitude der dem menschlichen Herz zugeführten Stimulationsimpulse zu regeln, 2) ein Bus 204, welcher die Binärwerte für die Amplitude von dem Mikrocontroller 46 zu dem D/A-Konverter 202 führt, 3) ein Verstärker samt Filter 206, welcher die Herz-Depolarisationswellen (wie R- oder P-Wellen) detektiert und verstärkt sowie andere Signalfrequenzen, welche nichts mit der Herztätigkeit zu tun haben, herausfiltert, 4) eine implantierte Leitung 210, welche Elektroden 211–212 enthält, und die für die Zuführung von Stimulationsimpulsen an das Herz verwendet wird, um den Herzrhythmus zu regulieren, die jedoch auch verwendet wird, um die Herz-Depolarisationswellen aufzunehmen und zu dem Verstärker/Filter 206 zu führen. Diese Herzsignale werden von dem Mikrocontroller 46 zur Messung der Eigenfrequenz des Herzens benutzt. Die Messung dient zur Bestimmung, ob elektrische Stimulationsimpulse zur Beschleunigung des Herzens benötigt werden.
Falls festgestellt wird, dass die Ladung der wieder aufladbaren Energiequelle 44 unterhalb eines vorbestimmten Pegels liegt, meldet der Mikrocontroller 46 dem Patienten mittels eines hörbaren Alarms 220 und/oder eines Vibrationsalarms 222, dass die wieder aufladbare Energiequelle 44.geladen werden sollte.
In 5 ist ein Blockschaltbild eines implantierbaren, wieder aufladbaren Kardioverter/Defibrillators. Das Blockschaltbild des Senders 12 ist das gleiche wie für den in 1 gezeigten Sender 12.
Das Blockschaltbild des Empfängers 14 enthält das gleiche Stromversorgungssystem, die gleichen Stromversorgungs-Schaltmittel und das gleiche Verfahren zum Laden der wieder aufladbaren Energiequelle 44, wie bereits oben in Zusammenhang mit der Beschreibung der 1 beschrieben, wurde jedoch modifiziert, um die für den Aufbau eines implantierbaren, wieder aufladbaren Kardioverter/Defibrillaror-Systems benötigten Komponenten zu integrieren. Diese Komponenten sind: 1) ein Hochspannungs-Ausgangs-DC/DC-Konverter 302, der zur Umwandlung der an der wieder aufladbaren Energiequelle 44 verfügbaren niedrigen Spannung in eine vergleichsweise höhere Spannung verwendet wird, welche zum Kardiovertieren eines flimmernden menschlichen Herzens benötigt wird, 2) ein Bus 304, welcher die Binärwerte für die Spannungs-Amplitude von dem Mikrocontroller 46 zu dem D/A-Konverter 302 führt, 3) ein Verstärker/Filter 306, der dazu dient, das Vorhandensein einer Herzarrhythmie, wie eines Flimmerns oder einer Tachykardie zu detektieren, und 4) eine implantierte, Kardioverter-Elektroden 311–312 enthaltende Leitung 310.
Wie in 5 gezeigt, dient der DC/DC-Konverter 302 zum Erzeugen entweder von Impulsen mit niedriger Spannung, um das menschliche Herz in Schritt zu halten, oder von Hochspannungs-Impulsen, um eine große Anzahl von Herzzellen in Synchronität zu schocken und dadurch einen normalen Herzrhythmus wieder herzustellen. Über den Bus 304 steuert der Mikrocontroller 46 den Zeitverlauf und die Amplitude der Niederspannungsimpulse oder Hochspannungsschocks in Abhängigkeit davon, ob eine Arrhythmie festgestellt wird oder nicht. Falls festgestellt wird, dass die Ladung der wieder aufladbaren Energiequelle 44 unterhalb eines vorbestimmten Pegels liegt, meldet der Mikrocontroller 46 dem Patienten mittels eines hörbaren Alarms 320 und/oder eines Vibrationsalarms 322, dass die wieder aufladbare Energiequelle 44.geladen werden sollte.
In 6 ist das Blockschaltbild eines implantierbaren, wieder aufladbaren Überwachung- und Diagnosesystems gezeigt. Das Blockschaltbild des Senders 12 ist das gleiche wie für den in 1 gezeigten Sender 12.
Das Blockschaltbild des Empfängers 14 enthält das gleiche Stromversorgungssystem, die gleichen Stromversorgungs-Schaltmittel und das gleiche Verfahren zum Laden der wieder aufladbaren Energiequelle 44, wie bereits oben in Zusammenhang mit der Beschreibung der 1 beschrieben, wurde jedoch modifiziert, um die für den Aufbau eines implantierbaren, wieder aufladbaren Überwachungs- und Diagnosesystems benötigten Komponenten zu integrieren. Diese Komponenten sind: 1) ein Verstärker/Filter 40, der zum Verstärken der gewünschten biologischen Signale und zum Herausfiltern anderer unerwünschter Signale verwendet wird, 2) ein Analog/Digital-Konverter zum Umwandeln des biologischen Signals in einen digitalen, für Frequenz und Amplitude des biologischen Signals repräsentativen digitalen Wert, 3) eine Elektroden 411–412 enthaltende Überwachungsleitung 410, welche zur Aufnahme und Weiterleitung der biologischen Signale an den Verstärker/Filter 406 dient.
Die Aufgabe des in 6 gezeigten Überwachungs- und Diagnosesystems liegt darin, spezifische biologische Signale und Vorgänge, die benachbart zu den Überwachungselektroden 411–412 auftreten, zu überwachen und in einem nicht flüchtigen Speicher 414 abzuspeichern. Diese Aufzeichnungen können dann später, zu einem geeigneten Zeitpunkt an den Sender 12 fern übertragen werden, der mittels eines Grafikrekorders 416 eine Papierkopie der biologischen Signale zur Begutachtung durch den Arzt und gegebenenfalls zur Diagnose erstellt. Ein Beispiel für eine typische Anwendung wäre die Aufzeichnung dysfunktionaler endokardischer Signale, welche durch herkömmliche Mittel, wie ein Oberflächen-EKG, nicht entdeckt werden können.
Aus der vorgehenden Beschreibung geht hervor, dass das HF-gekoppelte, implantierbare medizinische System 10 mit der wieder aufladbaren Puffer Energieversorgungsquelle 44 gemäß der vorliegenden Erfindung eine Anzahl von Vorteilen bietet, von welchen einige oben beschrieben wurden und andere der Erfindung inhärent sind. Es ist weiters klar, dass das oben beschriebene, HF-gekoppelte, implantierbare medizinische System 10 einschließlich der wieder aufladbaren Puffer Energieversorgungsquelle 44 Modifikationen unterworfen werden kann, ohne von den Lehren der vorliegenden Erfindung abzuweichen. Dementsprechend ist der Schutzbereich der Erfindung nicht einzuschränken, soweit dies die angefügten Ansprüche erfordern.

Claims

Implantierbares, HF-gekoppeltes medizinisches System (10), welches aufweist: eine Sendeeinheit (12); eine Empfangseinheit (14) mit einer implantierbaren, elektrisch betriebenen medizinischen Einrichtung; wobei die Sendeeinheit ein HF-Energie Sendemittel (64), ein HF-Signal Empfangsmittel (38) und ein erstes Steuermittel (26) besitzt, das mit dem HF-Energie Sendemittel sowie mit dem HF-Signal Empfangsmittel in Verbindung steht, um den Betrag der an die Empfangseinheit gesendeten HF-Energie zu steuern, die Empfangseinheit ein HF-Energie empfangendes Mittel (60), ein HF Signal sendendes Mittel, eine wieder aufladbare Energiequelle (44), welche mit dem HF-Energie Empfangsmittel verbunden ist, und ein zweites Steuermittel (46) zur Einstellung des in die wieder aufladbare Batterie fließenden Ladestroms aufweist, und das mit der wieder aufladbaren Energiequelle, dem HF-Energie Empfangsmittel, dem HF-Signal Empfangsmittel und der implantierten medizinischen Einrichtung in Verbindung steht; und ein Betriebsarten-Auswahlmittel, um die Sendeeinheit so einzustellen, dass sie in einer der folgenden Betriebsarten arbeitet: 1) „nur HF", 2) „nur Batterie" oder „Kombination von beiden".
System nach Anspruch 1, bei welchem für den Fall, dass die Sendeeinheit so eingestellt ist, dass sie in der Betriebsart „nur HF" arbeitet, die Empfangseinheit so lange in einem Betrieb zum Zuführen elektrische Energie an die implantierbare Einrichtung arbeitet, solange sich die Sendeeinheit in Nähe der Empfangseinheit befindet und die Empfangseinheit gesendete HF-Energie feststellt.
System nach Anspruch 1, bei welchem für den Fall, dass die Sendeeinheit so eingestellt ist, dass sie in der Betriebsart „nur Batterie" arbeitet, die Empfangseinheit an die implantierbare Einrichtung periodisch in einem Betrieb zum Zuführen elektrische Energie an die implantierbare Einrichtung arbeitet, um elektrische Energie aus der wieder aufladbaren Stromversorgung an die implantierbare Einrichtung für eine Periode von mindestens 24 Stunden zu liefern.
System nach Anspruch 1, bei welchem das HF-Energiesendemittel der Sendeeinheit ein Betriebsarten-Auswahlmittel aufweist, um die wieder aufladbare Batterie mit einer Rate „schnell" oder „puffernd" zu laden.
System nach Anspruch 1, bei welchem für den Fall, dass die Sendeeinheit so eingestellt ist, dass sie in der Betriebsart „Kombination" arbeitet, die Empfangseinheit in einem Betrieb zum Zuführen elektrischer Energie an die implantierbare Einrichtung über einen Gleichrichter direkt an die implantierte medizinische Einrichtung arbeitet, solange sich die Sendeeinheit in Nähe der Empfangseinheit befindet und, getrenntenfalls, die wieder aufladbare Stromversorgung „puffernd" zu laden".
System nach Anspruch 1, bei welchem die Empfangseinheit weiters ein Mittel zum Messen des Ladepegels der wieder aufladbaren Batterie aufweist und bei Feststellen einer voll geladenen Batterie automatisch ein codiertes Signal abgibt, welches der Sendeeinheit befiehlt, das Senden von HF-Energie zu „stoppen".
System nach Anspruch 1, bei welchem die Empfangseinheit ein Titangehäuse besitzt, welches das HF-Energieempfangsmittel, das HF-Signal Sendemittel, die wieder aufladbare Batterie und das zweite Steuermittel umschließt.
System nach Anspruch 1, bei welchem das HF-Energie Sendemittel der Sendeeinheit dazu eingerichtet ist, Energie mit einer Frequenz hinunter bis 10 Hz und hinauf bis zumindest 20.000 Hz zu senden.
System nach Anspruch 1, bei welchem die wieder aufladbare Batterie einen zu ihr eng benachbart montierten Temperatursensor besitzt, der über das HF-Signal Sendemittel mit dem ersten Steuermittel der Sendeeinheit gekoppelt ist, wobei der Pegel der gesendeten HF-Energie proportional zu der Verringerung der Laderate der wieder aufladbaren Batterie in der Empfangseinheit reduziert werden kann, um den Energiebezug von einer die Sendeeinheit versorgenden Energiequelle zu verringern.
System nach Anspruch 1, bei welchem das erste Steuermittel der Sendeeinheit ein Mittel zur Steuerung des Pegels der HF-Energieübertragung von der Sendeeinheit zu der Empfangseinheit bezüglich eines oder mehrerer der folgenden Parameter aufweist: (a) Ladepegel der wieder aufladbaren Batterie, (b) gewählte Laderrate und (c) die für die Empfangseinheit gewählte Stromversorgung.
System nach Anspruch 1, bei welchem die Sendeeinheit ein mit dem ersten Steuermittel in Verbindung stehendes Sichtdisplay aufweist.
System nach Anspruch 1, bei welchem die Sendeeinheit ein mit dem ersten Steuermittel verbundenes Tastenfeld besitzt, um das Laden der wieder aufladbaren Batterie in der implantierbaren medizinischen Einrichtung zu starten und zu beenden.
System nach Anspruch 1, bei welchem die Sendeeinheit tragbar ist, eine Batterie beinhaltet und von einer Wechselspannungs-Energiequelle unabhängig ist.
System nach Anspruch 1, bei welchem die implantierbare medizinische Einrichtung aus der Gruppe gewählt ist, die besteht aus: einem Gewebestimulator, einem Arzneimittel-Zuführsystem, einem Herzschrittmachersystem und einem Kardioverter/Defibrillator.