JP2005501677A - 埋め込み可能な医療デバイス - Google Patents

Abstract

【課題】制御可能な雑音源によって生ずる、埋め込み式医療デバイスからのテレメトリに対する干渉を軽減する技法を提供する。
【解決手段】埋め込み可能な医療デバイスは、医療デバイスに送信される入力信号を受信し、医療デバイスから出力信号を送信し、入力信号の受信および出力信号の送信のうちの１つに応答して、第１の制御信号を生成する送受信器と、ほぼ一定の周期および可変のデューティサイクルを有する第２の制御信号を生成する制御器と、第２の制御信号に応答して、医療デバイスによる治療の送出に相当するエネルギーを生成する充電回路と、充電回路によって生成されたエネルギーを蓄積するエネルギー蓄積デバイスとを備える。デューティサイクルは、送受信器からの生成された第１の制御信号に応答して制御器によって漸進的に変更され、送受信器が入力信号の受信および出力信号の送信を開始する前に、充電回路を漸進的にディセーブルするようにする。

Description

【技術分野】
【０００１】
本発明は、テレメトリ通信に関し、特に、埋め込み式医療デバイスからのアップリンクに関する。
【背景技術】
【０００２】
プログラム可能な埋め込み可能医療デバイスの分野において、外部医療デバイスへアップリンク送信し、外部医療デバイスからダウンリンク受信する対話式の送受信システムを設けることが一般的になってきた。ダウンリンクは、たとえば、動作機能、動作モード、および動作パラメータのプログラミングを含んでよい。アップリンクは、たとえば、埋め込み可能デバイスを装着した患者の状態に関連した生理的データ、ならびにプログラムされた、デバイスの動作機能、動作モード、および動作パラメータに関するデータを含んでよい。
【０００３】
埋め込み可能な医療デバイスは、心臓ペースメーカ、心臓モニターおよび他の生理学的モニター、埋め込み可能な薬剤定量供給器、種々のタイプの神経、筋肉、および脳刺激器、埋め込み型蝸牛刺激装置、血液ポンプ、心筋刺激器、ならびに心室および／または心房に段階的な治療を送出するための、埋め込み可能なカーディオバータ／ディフィブリレータ（ＩＣＤ）などの頻脈性不整脈制御デバイスを含む。これらのデバイスのそれぞれは、テレメトリシステムとも呼ばれる送受信システムを含むことができる。
【０００４】
埋め込み可能デバイスのテレメトリシステムは、通常、放射電磁信号を用いて外部デバイスと通信する。たとえば、埋め込み式デバイスおよび外部デバイスは、無線周波数を用いて通信することができる。
【０００５】
埋め込み式デバイスのあるものにおいては、テレメトリと干渉する雑音源が内部で生じる。埋め込み式デバイスの中には、たとえば、作動すると、電磁雑音を放出する誘導性要素を含むものもある。除細動（ディフィブリレーション）パルスを送出するＩＣＤなどの電気治療を送出するデバイスにおいて、コンデンサなどの蓄積要素は高電圧に充電され、誘導性要素は充電時に使用される。
【０００６】
ＩＣＤを装着した患者が、除細動を必要とする可能性のある状態を経験する時、ＩＣＤは、患者に送出するために蓄積要素にエネルギーを蓄積する。この時、患者の状態に関するデータは、患者の医師にとって重要である可能性がある。したがって、医師は、テレメトリによって供給されるデータを扱う可能性があるが、テレメトリは、エネルギー蓄積回路部からの電気的干渉を受けやすい場合がある。
［発明の要約］
本発明は、埋め込み可能な医療デバイスの制御可能な雑音源からの、テレメトリに対する干渉を減らす技法を対象とする。本発明は、テレメトリ中に雑音源を停止することによって干渉を減らす。本発明は、除細動（ディフィブリレーション）システムおよびテレメトリシステムを含む埋め込み式システムの状況で述べられるが、本発明は、その状況に限定されない。本発明は、テレメトリを使用し、テレメトリ中に停止することができる雑音源を有する種々の埋め込み式医療デバイスに適用することができる。
【０００７】
除細動システムを有する埋め込み式システムにおいて、充電回路は、コンデンサなどの蓄積要素に除細動用のエネルギーを蓄積する。エネルギーの蓄積は、コンデンサへの充電電流の送出を伴う。残念ながら、充電回路は、テレメトリに干渉する電磁雑音源である可能性がある。本発明は、テレメトリ中に一時的に充電を停止することによって、充電回路によって生ずる電気的干渉を減らす。
【０００８】
しかし、テレメトリが起こった時に充電回路をオフにするだけでは、望ましくない作用が生ずる。特に充電回路は、突然オフする場合、雑音スパイクを生成する可能性があり、この雑音スパイクによって、デバイスと連結した電極を監視していることによる誤った心臓信号の検出をもたらす可能性がある。誤った信号は、次に、実際の心臓信号を正確に検出する埋め込み式デバイスの能力に悪影響を与える可能性がある。
【０００９】
したがって、本発明は、突然ではなく徐々に充電回路の動作を停止する手段を講じている。充電回路は、ある周期およびあるデューティサイクルを有する制御信号を生成させるクロックを含む。本発明は、周期が変わらないようにしながら、デューティサイクルを減らすことによって、充電を停止する手段を設けている。デューティサイクルが漸進的に減ることは、誤った心臓信号を検出するというリスクを減らす。クロックは、雑音がもはやテレメトリと干渉しない所定のレベルにデューティサイクルを減らす。典型的なアプリケーションでは、所定のデューティサイクルレベルはゼロである。充電サイクルが停止すると、充電回路によって生じた雑音による電気的干渉のおそれがほぼない状態でテレメトリが起こることが可能である。
【００１０】
一実施形態において、本発明は、埋め込み式ディフィブリレータのエネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を停止すること、および、上記エネルギー蓄積が停止すると、テレメトリ通信を開始することを含む方法を提供する。エネルギーの蓄積は、上記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの送出を制御するクロックのデューティサイクルを減らすことによって停止することができる。
【００１１】
別の実施形態において、本発明は、クロックのデューティサイクルを減らすこと、および、デューティサイクルが所定のレベルに減った時に無線周波数メッセージを送信することを含む方法を提示する。本方法は、埋め込み式ディフィブリレータのエネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を制御するクロックのデューティサイクルを減らすことを含んでよい。
【００１２】
さらなる実施形態において、本発明は、送受信器と、充電回路と、上記送受信器によってテレメトリ通信を開始する前に上記充電回路をディセーブルする制御器とを備える医療デバイスを提供する。充電回路は、充電クロックのデューティサイクルに応答してエネルギーの供給を制御するスイッチを含んでよく、上記制御器は、充電クロックのデューティサイクルを減らすことによって上記充電回路をディセーブルすることができる。
【００１３】
本発明は、テレメトリと干渉する電磁雑音を減らすことによってテレメトリ通信を改善し、それによって信号対雑音比を上げる。本発明は、誤った信号を導入することなく雑音を減らすというさらなる利点を有する。
【００１４】
本発明の上記要約は、本発明の全ての実施形態を述べることを意図しない。本発明の１つまたは複数の実施形態の詳細が、添付図面および以下の説明で述べられる。本発明の他の特徴、目的、および利点は、説明および図面から、ならびに添付特許請求の範囲から明らかになるであろう。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１５】
図１は、本発明を実施することができる、例としての埋め込み式ディフィブリレータおよびリード線システム１０を示す。システム１０は、外部医療デバイスと通信するために皮膚を貫通するリード線を含まない。代わりに、システム１０は、皮膚を通して無線周波数信号を送受信する。システム１０が無線周波数信号を送受信する間、本発明は、除細動（ディフィブリレーション）パルスの送出のためのエネルギー蓄積に関連する回路部を充電することによって生じる可能性がある電気的干渉を減らす。
【００１６】
システム１０は人の心臓４６と連結した状態で示されている。本発明は、図１に示す例示的なデバイスまたはシステムに限定されないが、広範囲のデバイス実施態様において実施することができる。
【００１７】
システム１０は、管状絶縁シースによって互いから分離された３本の導体を保持する細長い絶縁リード線本体２４を含む心室リード線を備える。心室リード線の遠位端は、右心室３８に配置される。心室リード線の遠位端に隣接して、リング電極４０、絶縁電極ヘッド４２内で伸縮自在に取り付けられた伸長式のらせん電極４４、および細長い（約５ｃｍ）除細動コイル電極３６が設置される。除細動コイル電極３６は、白金または白金合金などの多くの材料から作製することができる。電極のそれぞれは、リード線本体２４内のコイル状導体の１本に結合する。
【００１８】
電極４０および４４は、心臓ペーシングおよび心室脱分極の検知に使用される。したがって、電極４０および４４は、Ｖ−ＥＧＭ用のセンサとして働く。心室リード線の近位端には、３つの電気コネクタを保持する分岐コネクタ２０があり、それぞれのコネクタは、コイル状導体の１本に結合する。
【００１９】
心房／上大静脈（ＳＶＣ）リード線は、管状絶縁シースによって互いから分離された３本の同心状にコイル状導体を保持する、心室リード線の構造に対応する細長い絶縁リード線本体２２を含む。心房／ＳＶＣリード線の遠位端は右心房３４に配置される。心房／ＳＶＣリード線の遠位端に隣接して、リング電極３２および絶縁電極ヘッド３０内で伸縮自在に取り付けられた伸長式のらせん電極２８が設置される。電極のそれぞれは、リード線本体２２内のコイル状導体の１本に結合される。電極２８および３２は、心房ペーシング用および心房脱分極の検知に使用される。したがって、電極２８および３２はＡ−ＥＧＭ用のセンサとして働く。
【００２０】
細長いコイル電極２６は、電極３２に近接して設けられ、リード線本体２２内の第３導体に結合される。電極２６は、好ましくは長さが１０ｃｍ以上であり、ＳＶＣから三尖弁へ延びるように構成される。リード線の近位端には３つの電気コネクタを保持する分岐コネクタ１８があり、それぞれのコネクタはコイル状導体の１本に結合される。
【００２１】
埋め込み可能ＩＣＤ１２はリード線と組み合わされて示されており、リード線コネクタ組み立て品１８および２０がコネクタブロック１６に挿入されている。任意選択で、ＩＣＤ１２のハウジング１４の外側部分の絶縁は、一部の単極心臓ペースメーカで使用されているような、パリレンまたはシリコーンゴムなどのプラスチック被覆を用いて行ってもよい。しかしながら、代わりに、外側部分が非絶縁のままにされるか、または、絶縁部分と非絶縁部分の間に何らかの他の区切りを使用してもよい。ハウジング１４の非絶縁部分は、任意選択で、心房または心室のいずれかを除細動するのに用いられる皮下除細動電極として働く。
【００２２】
以下で詳細に述べるように、ＩＣＤ１４は、電極２６または電極３６によって患者に送出される除細動パルスを生成するためにエネルギーを蓄積する充電回路を含む。充電回路がエネルギーを蓄積している時、充電回路は無線周波数信号を妨げる可能性のある電磁雑音を生じる。したがって、ＩＣＤ１４は、テレメトリ中にエネルギーの蓄積を停止することによって干渉を減らす。
【００２３】
図２は、本発明を実施することができるＩＣＤの機能略図である。図２は、本発明を組み込むことができる一つのタイプのデバイスの例示と考えられるべきである。図２は、図１に示すシステム１０の一つの可能な機能表現である。しかしながら、図２に記載する表現は、図１に示すシステム１０に限定されず、本発明は図２に示す表現に限定されない。本発明は、図２に示すよりも多いかまたは少ない特徴を含むシステムにおいて実施されることができる。
【００２４】
図２に示すデバイスは、図１に示されるような電極を含む電極システムを備えている。解析を明確にするために、ペーシング／検知電極５０、５２、５４、および５６は、ペーシング／除細動電極１０２、１０４、および１０６からロジック的に分離されているように示されている。
【００２５】
電極１０２、１０４、および１０６は、心房除細動電極、心室除細動電極、およびＩＣＤのハウジングの非絶縁部分に相当する。電極１０２、１０４、および１０６は高電圧出力回路９４に結合する。高電圧出力回路９４は、制御バスを介して、カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＣＶ／ＤＥＦＩＢ）制御ロジック９２によって制御される高電圧スイッチを含む。出力回路９４内のスイッチは、どの電極が使用されるか、および、除細動パルス送出中に、コンデンサ１０８および１１０を含むコンデンサバンクの正端子および負端子にどの電極が結合されるかを制御する。
【００２６】
電極５４および５６は、心室表面または心室内に設置され、Ｒ波検知増幅器６４に結合される。増幅器６４の動作は、制御ライン６６を介してペーサタイミング／制御回路部７０によって制御される。増幅器６４は、増幅以外に電極５４および５６によって検知された信号のフィルタリングなどの機能を実行する。増幅器６４はまた、入力信号を、事前に選択した心室検知しきい値と比較する比較器を含む。電極５４および５６の間で検知された信号が心室検知しきい値を越える時はいつでも、Ｒ ＯＵＴライン６８に信号が生成される。
【００２７】
電極５０および５２は、心房表面または心房内に設置され、Ｐ波検知増幅器５８に結合される。増幅器５８の動作は、制御ライン６０を介してペーシング回路部７０によって制御される。増幅器５８は、増幅以外に電極５０および５２によって検知された信号のフィルタリングなどの機能を実施する。増幅器５８は、入力信号を、事前に選択した、通常は心室検知しきい値とは異なる心房検知しきい値と比較する比較器を含む。電極５０および５２の間で検知された信号が心房検知しきい値を越える時はいつでも、Ｐ ＯＵＴライン６２に信号が生成される。
【００２８】
信号解析に用いるために、スイッチマトリクス８４を用いて、利用可能な電極のうちのどの電極を広帯域（２．５〜１００Ｈｚ）増幅器８６に結合するかが選択される。信号解析は、アナログ回路部、デジタル回路部、または両方の組み合わせを用いて実施されてよい。
【００２９】
電極の選択は、データ／アドレスバス７６を介してマイクロプロセッサ（μＰ）７８によって制御される。電極の選択は所望に応じて変えることができる。バンドパス増幅器８６へ結合されるために選択された電極からの信号はマルチプレクサ（ＭＵＸ）８８に供給され、その後、アナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）変換器９０によってマルチビットデジタル信号に変換されて、ダイレクトメモリアクセス（ＤＭＡ）回路８２の制御下でランダムアクセスメモリ（ＲＡＭ）８０に記憶される。
【００３０】
図２の回路部の多くは、心臓ペーシング、カーディオバージョン治療およびディフィブリレーション治療を含む不整脈管理治療を提供するのに専用に用いられる。例示的な装置は、ペーサタイミング／制御回路部７０を備え、ペーサタイミング／制御回路部は、ＤＤＤ、ＶＶＩ、ＤＶＩ、ＶＤＤ、ＡＡＩ、ＤＤＩ、および他の単腔ペーシングおよび２腔ペーシングモードと関連する基本時間間隔を制御するプログラム可能デジタルカウンタを含む。ペーシング回路部７０はまた、いくつかの抗頻脈性不整脈ペーシング治療のうちのいずれかを使用して、心房と心室の両方において、抗頻脈性不整脈ペーシングと関連する補充間隔を制御する。
【００３１】
ペーシング回路部７０によって定義される間隔は、心房と心室ペーシング補充間隔、不応期（その期間、検知されたＰ波およびＲ波は補充間隔の計時を再開するのに意味がない）、ならびに、ペーシングパルスのパルス幅を含む。これらの間隔の持続期間は、メモリ８０における記憶データに応答して、マイクロプロセッサ７８によって決定され、アドレス／データバス７６を介してペーシング回路部７０に伝えられる。ペーシング回路部７０はまた、マイクロプロセッサ７８の制御下で心臓ペーシングパルスの振幅を決定する。
【００３２】
ペーシング中、ペーサタイミング／制御回路部７０内の補充間隔カウンタは、ライン６２および６８の信号によって指示されるようにＰ波およびＲ波が検知されるとすぐに、また、選択されたペーシングモードに従って、電極５０、５２、５４、および５６に結合しているペーサ出力回路部７２および７４によって、ペーシングパルスのタイムアウトトリガーが生成されるとすぐにリセットされる。補充間隔カウンタは、ペーシングパルスの生成時にもリセットされ、それによって、抗頻脈性不整脈ペーシングを含む心臓ペーシング機能の基本タイミングを制御する。補充間隔タイマによって規定される間隔の持続期間は、マイクロプロセッサ７８によって決められ、データ／アドレスバス７６を介して供給される。Ｒ波およびＰ波の検知によるリセット時に補充間隔カウンタに存在するカウント値を用いて、Ｒ−Ｒ間隔、Ｐ−Ｐ間隔、Ｐ−Ｒ間隔、およびＲ−Ｐ間隔の持続期間を測定することができ、その測定値は、メモリ８０に記憶され、頻脈性不整脈の存在を検出するのに用いられる。
【００３３】
マイクロプロセッサ７８は通常、マイクロプロセッサの読み出し専用メモリ内の記憶されたプログラムの制御下で、割り込み駆動デバイスとして動作し、検知されたＰ波およびＲ波の発生および心臓ペーシングパルスの生成に対応する、ペーサタイミング／制御回路部７０からの割り込みに応答する。これらの割り込みは、データ／アドレスバス７６を介して供給される。マイクロプロセッサ７８によって実行されるはずの任意の必要な数学的計算およびペーサタイミング／制御回路部７０によって制御される値または間隔の任意の更新は、こうした割り込みに続いて行われる。
【００３４】
心房または心室頻脈性不整脈が検出され、抗頻脈性不整脈ペーシング療法が所望される場合、抗頻脈性不整脈ペーシング治療の生成を制御するための適切なタイミング間隔が、マイクロプロセッサ７８からペーサタイミング／制御回路部７０にロードされる。カーディオバージョンパルスまたはディフィブリレーションパルスの生成が必要とされる場合、マイクロプロセッサ７８は、補充間隔カウンタを使用して、こうしたカーディオバージョンパルスおよびディフィブリレーションパルスならびに関連する不応期間のタイミングを制御する。
【００３５】
カーディオバージョンパルスを必要とする心房または心室除細動あるいは頻脈性不整脈の検出に応答して、マイクロプロセッサ７８は、ＣＶ／ＤＥＦＩＢ制御回路部９２を作動させ、ＣＶ／ＤＥＦＩＢ制御回路部９２は、高電圧充電制御ライン１００の制御下で、充電回路１１２によって高電圧コンデンサ１０８および１１０の充電を開始する。
【００３６】
充電回路１１２は、バッテリなどの電源から、コンデンサ１０８および１１０などの１つまたは複数のエネルギー蓄積デバイスへエネルギーを伝達する回路部を含む。充電回路１１２は通常、変圧器などの誘導性要素を有する切り換え回路を備える。制御スイッチを高速に開閉することによって、充電回路１１２は、電源から誘導性要素へ、また、誘導性要素からコンデンサ１０８および１１０へ、エネルギーを伝達する。コンデンサ１０８および１１０がより多くのエネルギーを蓄積するについれて、コンデンサ１０８および１１０の両端の電圧が上昇する。
【００３７】
高電圧コンデンサ１０８および１１０の電圧は、Ｖ ＣＡＰライン９８を介して監視され、その電圧は、マルチプレクサ８８を通過し、マイクロプロセッサ７８によって設定された所定の値に達することに応答して、Ｃａｐ Ｆｕｌｌ（ＣＦ）ライン１１４に充電を終了させるロジック信号が生成される。
【００３８】
コンデンサ１０８および１１０が充電されると、ディフィブリレーションパルスまたはカーディオバージョンパルスの送出タイミングが、ペーサタイミング／制御回路部７０によって制御される。細動治療または頻脈性不整脈治療の送出に続いて、マイクロプロセッサは、次に、デバイスを心臓ペーシングに戻し、ペーシングまたは検知された心房脱分極または心室脱分極の発生による次に続く割り込みを待つ。
【００３９】
カーディオバージョンパルスまたはディフィブリレーションパルスの送出は、制御バス９６を介して制御回路部９２の制御下で出力回路９４によって達成される。出力回路９４は、単相パルスかニ相パルスのいずれのパルスを送出するか、電極の極性、およびどの電極がパルス送出に関与するかを確定する。出力回路９４はまた、パルス送出中にどの電極が結合されるかを制御する高電圧スイッチを含む。別法として、一部の埋め込み可能ディフィブリレータと同様に、パルス送出中に結合されることを意図される電極は単に、デバイスハウジングの外側か内側のいずれかで互いに永久的に結合されてよく、極性は同様に、プリセットされてもよい。
【００４０】
患者の体の外側の受信器に送信されるデータは、データ／アドレスバス７６を介してテレメトリデバイス１１８に供給される。外部受信器は、送信されたデータまたはアップリンクを受信し、患者を処置する医師などの医療プロバイダにデータを提示することができる。アップリンクは、たとえば、心房または心室電位図を示すデータを含むことができる。データは、患者を処置する時の医師に有益であり、ある場合には不可欠である可能性がある。患者が、除細動を必要とする可能性がある状態を経験する時、データは特に重要である可能性がある。
【００４１】
アップリンクの送信に加えて、テレメトリデバイス１１８はまた、ダウンリンク、すなわち、埋め込み式デバイスに送信されたデータを受信することができる。ダウンリンクは、たとえば、患者の特定のニーズに対してデバイスをプログラムする命令を含んでよい。
【００４２】
充電回路１１２からの電磁放出は、テレメトリアップリンクおよびダウンリンクと干渉する可能性がある。本発明は、充電回路によって生ずる雑音による、テレメトリとの干渉を減らす技法を提供する。特に、本発明は、デバイスがテレメトリの送受信に関わっている間に、充電を停止する技法を提供する。
【００４３】
図３は、テレメトリと充電の間の時間分割を示す。プロット１２０は所定期間にわたるテレメトリ送信を表し、プロット１２２はテレメトリ受信を表し、プロット１２４は充電回路１１２の活動を表す。アップリンク１９６、１２８、および１３０は、周期的に起こっているように図３に示されているが、本発明はまた、非周期的な送信についても実施することができる。送信されるデータはリアルタイムデータであってよい。すなわち、デーは、送信時間に収集される情報および測定値を反映することができる。送信時間の前にかつ／または送信時間中に収集される測定値を反映する送信データはまた、圧縮されてもよい。
【００４４】
第１アップリンク１９６中および第３アップリンク１３０中に、充電回路１１２の活動のギャップ１３４および１３８によって表されるように充電が停止される。充電がアップリンク中に停止されるため、充電に伴う電磁雑音は送信と干渉しない。データのダウンリンク１３２は第２アップリンク１２８の後に起こる。アップリンク１２８またはダウンリンク１３２と干渉しないように、充電活動１３６のギャップは、ギャップ１３４および１３８より長い。
【００４５】
図４は、本発明の実施形態を示すフロー図である。図２と図４を共に参照すると、テレメトリデバイス１１８は、アップリンクを送出する準備をし、制御ライン１１６をアサートすることによって、充電回路１１２へのエネルギーの蓄積を停止させる（１５０）。以下で述べられるように、テレメトリデバイス１１８が制御ライン１１６をアサートする時刻と充電が完全に停止する時刻の間に遅延が存在する。適度の精度で知ることができるか、または評価することができるこの短い遅延の間に、テレメトリデバイス１１８は、遅延期間の間、待機状態にある（１５２）。その後、テレメトリデバイス１１８はアップリンクを送信する（１５４）。
【００４６】
テレメトリデバイス１１８は、ダウンリンクを聴取するようにプログラムすることができる（１５６）。たとえば、テレメトリデバイス１１８は、全てのアップリンクの後にか、または１つおきのアップリンクの後に、ダウンリンクを聴取することができる。聴取がイネーブルされない場合、テレメトリデバイス１１８は、制御ライン１１６をクリアすることによって、エネルギーの蓄積を再開するように（１６６）充電回路１１２に指示する信号を送信する。聴取がイネーブルされる場合、テレメトリデバイス１１８はダウンリンクを聴取する（１５８）。受信されるべきダウンリンクが存在しない場合、テレメトリデバイス１１８は、エネルギーの蓄積を再開するように（１６６）充電回路１１２に指示する信号を送信する。ダウンリンクが存在する場合、テレメトリデバイス１１８はダウンリンクを受信する（１６０）。
【００４７】
ある場合には、ダウンリンクは、別のアップリンクによる応答を要求する問い掛けまたは他の通信を含んでもよい（１６４）。さらにアップリンクが必要とされる場合、テレメトリデバイス１１８は、エネルギーの蓄積を再開する前にアップリンクを送信することができる（１６２）。
【００４８】
テレメトリデバイス１１８は、図４に示されていない他の要素に応じてエネルギー蓄積を再開することができる（１６６）。たとえば、テレメトリデバイス１１８は、アップリンクまたはダウンリンクがたとえ停止していても、時間制限が終了すると、エネルギーの蓄積を再開するように充電回路１１２に指示する信号を送信してもよい。時間制限は、エネルギーの蓄積が無期限に停止されるのを防止する。テレメトリデバイス１１８は、アップリンクおよびダウンリンクの優先順位を付ける技法を使用することもできる。低優先順位通信は、干渉によって一部のデータがなくなる恐れがあるが、エネルギーの蓄積が進行している間に送受信されてもよい。
【００４９】
図５は、テレメトリ用の充電の停止を示すタイミング図である。プロット１７０は、充電回路１１２の制御スイッチを開閉する充電制御信号を表す。固定周波数を有するクロックは制御信号１７０を生成する。プロット１７２はテレメトリデバイス１１８によって制御ライン１１６に生成される信号を表し、プロット１７４はテレメトリデバイス１１８によって送信された、例としてのアップリンクを表す。
【００５０】
充電制御信号１７０を生成するクロックは、可変のデューティサイクルではあるがほぼ固定の周波数を有する。したがって、充電制御信号１７０は、可変のデューティサイクルではあるが一定周期Ｔ １７６を有する。通常の切り換え周波数は１００ｋＨｚであり、１００ｋＨｚは、０．０１ミリ秒の充電制御周期１７６に相当する。クロックは雑音スペクトルを生成する可能性があるが、クロックが固定周波数を有するため、クロックの雑音スペクトルは既知である。テレメトリデバイス１１８は、クロックの雑音スペクトルによって影響されない周波数を使用することができる。
【００５１】
制御信号１８２に応答して、クロックは、周波数または周期を変えることなく、制御信号のデューティサイクルを減らす。クロックがデューティサイクルを減らすにつれて、充電制御回路のパルス列１７０はパルス幅１７８が減少する。クロックは、周期ごとに所定の量だけデューティサイクルを減らすことができる。たとえば、クロックは、周期１７６の４％だけデューティサイクルを減らすことができる。結果として、制御ライン１１６が最初にアサートされる時刻と充電が完全に停止する時刻の間に短い遅延が存在する。
【００５２】
デューティサイクルが減るにつれて、各切り換え動作によって、より少ないエネルギーが蓄積要素に伝達される。充電回路１１２は、突然ではなく、漸進的にエネルギーの蓄積を停止させる。以下で述べられるように、充電回路１１２は、エネルギーの蓄積を漸進的に停止させることによって、埋め込み式デバイスが実際の心臓信号を正確に検出する能力に悪影響を与える可能性のある雑音スパイクの発生を回避する。
【００５３】
クロックのデューティサイクルがゼロの時、充電が完全に停止し、テレメトリ１８４が起こる。充電回路１１２がエネルギーの蓄積を再開すると、通常、テレメトリが完了した後にクロックのデューティサイクルは漸進的に増加し、それによって、パルス幅が増加したパルス列１８０が生ずる。
【００５４】
図６は、テレメトリ用の充電の停止を示すフロー図である。充電回路１１２は、制御ライン１１６で、テレメトリデバイス１１８からの制御信号を受け取るまで、通常の通りにコンデンサ１０８および１１０にエネルギーを蓄積する（１９０）。充電回路１１２は、充電制御クロックのデューティサイクルを減少する（１９４）。デューティサイクルは、数周期にわたって減少する可能性がある（１９６）。デューティサイクルが所定のレベルに減少すると、１つまたは複数のアップリンクまたはダウンリンクが起こってもよい。一般に所定のレベルはゼロであり、ゼロで雑音の低減が最大になる。テレメトリデバイス１１８が送受信している間、充電回路１１２は待機状態にある（１９８）。制御ライン１１６がクリアされると、充電回路１１２は、通常、数周期にわたって（２０４）、クロックのデューティサイクルを増加する（２０２）。
【００５５】
突然ではなく、徐々にデューティサイクルを減らすことによって、充電回路１１２は、急激なグラウンドシフトおよび過渡電流による雑音などの過渡雑音を漸進的に減らす。グラウンドに流れる電流が漸進的に低下すると、グラウンド電位の変化速度が遅くなる。たとえば、充電回路１１２が変圧器などの誘導性要素を含むとき、過渡電流が起こる可能性があり、誘導性要素を流れる電流は瞬時に停止することができない。エネルギーの蓄積が突然終了する場合、こうした現象が雑音スパイクを生成する可能性がある。
【００５６】
図２に示したデバイスなどの埋め込み式医療デバイスにおいて、雑音スパイクは、電極５０、５２、５４、および／または５６によって検知することができ、Ｐ波検知増幅器５８および／またはＲ波検知増幅器６４に与えられる。結果として、Ｐ波またはＲ波が実際に発生していなくても、Ｐ ＯＵＴライン６２および／またはＲ ＯＵＴライン６８に誤まった信号が生成される可能性がある。Ｐ ＯＵＴライン６２および／またはＲ ＯＵＴライン６８の誤まった信号は、補充間隔を制御するなどのペーサタイミング／制御回路部７０の機能を妨げる可能性がある。このように誤った心臓信号は、埋め込み式デバイスが、本当の心臓信号を正確に検知する能力に悪影響を与える可能性がある。
【００５７】
デューティサイクルを漸進的に減らすことによって雑音スパイクの発生が回避される。したがって、デューティサイクルを漸進的に減らすことによって、検知増幅器５８および６４によって誤った信号が検知されるリスクが減る。
【００５８】
本発明の種々の実施形態が述べられてきた。これらの実施形態は、本発明の実施を例示している。添付の特許請求の範囲から逸脱することなく種々の変更を行ってもよい。たとえば、充電回路１１２を制御する代わりに、テレメトリデバイス１１８が、カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＣＶ／ＤＥＦＩＢ）制御回路部９２を制御し、カーディオバータ／ディフィブリレータ制御回路部９２が、次に、充電回路１１２を制御してもよい。
【００５９】
上述した実施形態において、クロックのデューティサイクルはゼロに減らされたが、デューティサイクルをゼロを超える所定レベルに減らすことによって、エネルギー蓄積に伴う雑音を適切に減少させてもよい。さらに、充電制御信号１７０を生成するクロックは、可変の周波数を有してよく、エネルギー蓄積は、デューティサイクルを減らすと共に周波数を減らすことによって、または、周波数をゼロに減らすことによって停止してもよい。しかし、可変周波数を有するクロックは、既知の雑音スペクトルを有するという利点を有していない。これらのおよび他の実施形態は添付特許請求項の範囲内にある。
【図面の簡単な説明】
【００６０】
【図１】本発明を実施することができる埋め込み可能なディフィブリレータおよびリード線システムを示す図である。
【図２】本発明を実施することができる埋め込み可能なＩＣＤの機能略図である。
【図３】テレメトリおよび充電を示すタイミング図である。
【図４】本発明の実施形態によるテレメトリ技法を示すフロー図である。
【図５】充電制御、テレメトリ制御、およびテレメトリを示すタイミング図である。
【図６】本発明の実施形態による充電技法を示すフロー図である。

Claims (33)

1. 埋め込み式ディフィブリレータのエネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を停止すること、および、
   前記エネルギーの蓄積が停止するとすぐテレメトリ通信を開始すること、
   を含む方法。
2. 前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を停止することは、前記エネルギー蓄積デバイスへ送出されるエネルギー量を漸進的に減らすことを含む請求項１に記載の方法。
3. 前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を停止することは、前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの送出を制御するクロックのデューティサイクルを減らすことを含む請求項１に記載の方法。
4. 前記クロックのデューティサイクルを減らすことは、デューティサイクルをゼロに減らすことを含む請求項３に記載の方法。
5. 前記テレメトリ通信が完了するとすぐに、前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を再開することをさらに含む請求項１に記載の方法。
6. 前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を再開することは、前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの送出を制御するクロックのデューティサイクルを増加することを含む請求項５に記載の方法。
7. 時間制限が終了するとすぐ、前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を再開することをさらに含む請求項１に記載の方法。
8. 前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を停止することは、前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの送出を制御するクロックの周波数を減らすことを含む請求項１に記載の方法。
9. 前記テレメトリ通信を開始することは、無線周波数メッセージを送信することを含む請求項１に記載の方法。
10. 前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を停止するとすぐに、第２無線周波数メッセージを聴取すること、
    前記第２無線周波数メッセージを受信すると前記停止を維持すること、および、
    前記第２無線周波数メッセージが期間内に受信されない時に、前記テレメトリ通信を終了させ、前記エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を再開すること、
    をさらに含む請求項９に記載の方法。
11. 前記停止を維持することは、デューティサイクルをゼロに維持することを含む請求項１０に記載の方法。
12. ある期間にわたって、埋め込み可能医療デバイスの充電回路を制御するクロックのデューティサイクルを減らすこと、および、
    前記デューティサイクルが所定のレベルに減った時に、前記埋め込み可能医療デバイスから無線周波数メッセージを送信すること、
    を含む方法。
13. 前記所定のレベルはゼロである請求項１２に記載の方法。
14. 前記クロックのデューティサイクルを減らすことは、エネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を制御するクロックのデューティサイクルを減らすことを含む請求項１２に記載の方法。
15. 前記クロックのデューティサイクルを減らすことは、埋め込み式ディフィブリレータのエネルギー蓄積デバイスへのエネルギーの蓄積を制御するクロックのデューティサイクルを減らすことを含む請求項１２に記載の方法。
16. 前記デューティサイクルが所定のレベルに減った時に、無線周波数メッセージを受信することをさらに含む請求項１２に記載の方法。
17. 前記デューティサイクルを減らすことは、切り換え周期ごとに所定の量だけデューティサイクルを減らすことを含む請求項１２に記載の方法。
18. 送信が完了した時に、前記クロックのデューティサイクルを増加することをさらに含む請求項１２に記載の方法。
19. 前記デューティサイクルを増加することは、切り換え周期ごとに所定の量だけデューティサイクルを増やすことを含む請求項１８に記載の方法。
20. 前記クロックのデューティサイクルを増加すること、および、
    前記クロックのデューティサイクが増えている間、メッセージを送信すること、
    をさらに含む請求項１２に記載の方法。
21. 前記デューティサイクルが前記所定のレベルである時に、第２無線周波数メッセージを聴取すること、および、
    前記第２無線周波数メッセージが受信される時に、前記デューティサイクルを前記所定のレベルに維持し、前記第２無線周波数メッセージが受信されない時に、前記クロックのデューティサイクルを増加することをさらに含む請求項１２に記載の方法。
22. 埋め込み式ディフィブリレータのコンデンサを充電すること、
    前記コンデンサを充電するスイッチを制御するクロックのデューティサイクルを減らすこと、および、
    前記デューティサイクルが所定のレベルに減った時に、無線周波数メッセージを送信すること、
    を含む方法。
23. 前記デューティサイクルが所定のレベルに減った時に、無線周波数メッセージを送信することは、前記デューティサイクルがゼロに減った時に無線周波数メッセージを送信することを含む請求項２２に記載の方法。
24. 前記デューティサイクルを減らすことは、切り換え周期ごとに所定の量だけデューティサイクルを減らすことを含む請求項２２に記載の方法。
25. 送受信器と、
    充電回路と、
    前記送受信器によるテレメトリ通信を開始する前に前記充電回路をディセーブルする制御器と、
    を備える医療デバイス。
26. 前記充電回路は、充電クロックのデューティサイクルに応答してエネルギーの供給を制御するスイッチを備える請求項２５に記載の医療デバイス。
27. 前記制御器は、前記充電クロックのデューティサイクルを減らすことによって、前記充電回路をディセーブルする請求項２６に記載の医療デバイス。
28. コンデンサに結合したディフィブリレーション電極をさらに含む請求項２５に記載の医療デバイス。
29. 前記充電回路は、デューティサイクルを有する信号によって制御されるスイッチを介してコンデンサに結合する誘導性要素を備え、さらに、前記制御器はデューティサイクルを制御して、前記充電回路をディセーブルする請求項２５に記載の医療デバイス。
30. 無線周波数メッセージを送受信するテレメトリ手段と、
    該テレメトリ手段に近接するコンデンサを備える不整脈管理手段と、
    切り換え式の充電回路を用いて前記コンデンサを充電する充電手段と、
    前記テレメトリ手段が無線周波数メッセージを送信する時に、前記充電手段をディセーブルする制御器手段と、
    を備える医療デバイス。
31. 前記切り換え式の充電回路に結合し、前記コンデンサに電荷を送出するスイッチを作動させ、停止させるためのクロック手段をさらに備える請求項３０に記載の医療デバイス。
32. 前記クロック手段は、切り換え周期ごとに１回、スイッチを作動させ、停止させ、前記クロック手段のデューティサイクルは、作動時間と停止時間の比を含み、前記制御器手段は、前記クロック手段のデューティサイクルを減らすことによって、前記充電手段をディセーブルする請求項３１に記載の医療デバイス。
33. 前記制御器手段は、前記テレメトリ手段が前記無線周波数メッセージの送信を完了する時に、前記充電手段をイネーブルする請求項３０に記載の医療デバイス。

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