JP2009526608A - 植え込み可能な医療機器のためのmri検知器 - Google Patents
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Abstract
【選択図】図1
Description
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。
本開示は、植え込み可能な医療機器に関する。
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。
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。
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)。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
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。
Claims (20)
- 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。 - 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。 - 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。
- 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。
- 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。
- 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。 - 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。 - 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。 - 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。 - 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。
- 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。 - 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。 - 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。
- 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。
- 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。
- 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。 - 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。 - 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。 - 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。 - 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。
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