JP2825748B2 - 心臓の除細動キャパシタを充電する一定充電時間回路 - Google Patents

心臓の除細動キャパシタを充電する一定充電時間回路

Info

Publication number
JP2825748B2
JP2825748B2 JP5290689A JP29068993A JP2825748B2 JP 2825748 B2 JP2825748 B2 JP 2825748B2 JP 5290689 A JP5290689 A JP 5290689A JP 29068993 A JP29068993 A JP 29068993A JP 2825748 B2 JP2825748 B2 JP 2825748B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
inverter
capacitor
defibrillation
transformer
current
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
JP5290689A
Other languages
English (en)
Other versions
JPH06339535A (ja
Inventor
メンケン ジョン
モンロー ポール
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Cardiac Pacemakers Inc
Original Assignee
Cardiac Pacemakers Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Cardiac Pacemakers Inc filed Critical Cardiac Pacemakers Inc
Publication of JPH06339535A publication Critical patent/JPH06339535A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP2825748B2 publication Critical patent/JP2825748B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Fee Related legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39Heart defibrillators
    • A61N1/3925Monitoring; Protecting
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/37Monitoring; Protecting
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39Heart defibrillators
    • A61N1/3975Power supply

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Stroboscope Apparatuses (AREA)
  • Networks Using Active Elements (AREA)
  • Charge And Discharge Circuits For Batteries Or The Like (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】
【0001】
【産業上の利用分野】本発明は、植え込み式の心臓装置
に係り、より詳細には、除細動キャパシタを充電するシ
ステムに係る。
【0002】
【従来の技術】除細動装置のような植え込み式の装置に
おいては、キャパシタを所望のレベルに充電し、次い
で、これを放電して除細動パルスを発生することが必要
である。植え込み式の装置にはキャパシタを充電するエ
ネルギーを供給するためにバッテリが設けられている。
バッテリがなくなるにつれて、キャパシタを充電するの
に長い時間がかかることが分かっている。医学の業界で
は、いったん細動が始まると、それを除細動するに長い
時間がかかるほど、回復及び生存の見込みが低くなるこ
とが良く知られている。バッテリの電圧と、除細動に用
いる実質的に大きなキャパシタの充電時間との間の問題
が続いている。
【0003】キャパシタを充電するシステムは公知であ
る。例えば、ミハルカ氏の米国特許第4,586,11
8号は、キャパシタが充電されるときに容量性負荷の変
化に係わりなく一定のピーク充電電流を維持するように
容量性負荷の変化を補償する手段を備えたキャパシタ充
電回路を開示している。しかしながら、ミハルカ氏のシ
ステムは、電源の変動を補償するものではない。
【0004】植え込み式の心臓処置装置の分野では、バ
ッテリの消耗を補償するための試みがなされている。プ
レス氏等の米国特許第4,599,523号、サウルソ
ン氏等の第4,509,941号、アンダーソン氏の第
3,547,127号及び第4,437,466号、サ
ラー氏等の第3,759,265号及び第3,746,
005号、ラバス氏の第4,056,105号そしてレ
ニリー氏の第4,345,604号及び第4,120,
306号は、植え込み式心臓ペーサ装置におけるこのよ
うなシステムを開示している。プレス氏等の特許は、キ
ャパシタを充電する間に電圧感知負荷に最小電圧を供給
し、キャパシタ間の電圧がプリセット値より下がったと
きにバッテリ電源をキャパシタに接続するようにする優
先スイッチング回路を開示している。スイッチング周波
数はバッテリの内部インピーダンスと共に変化する。
【0005】サウルソン氏等及び( '466)アンダー
ソン氏の特許は、メインバッテリを使い切ったときに一
定のパルス発生技術を維持するために補助又は非常バッ
テリを有する心臓ペーサシステムを開示している。( '
127)アンダーソン氏の特許は、広い供給電圧範囲に
わたって供給電圧に係わりなく電流を供給するための調
整電源を有する心臓ペースメーカを開示している。
【0006】テーラ氏等及びラビス氏の特許は、ペース
メーカシステムのエネルギーソースの変化に係わりなく
一定パルス巾を維持するための電子回路を開示してい
る。
【0007】レニリー氏等の特許は、使用できるソース
エネルギーを最大限に活用するための電源インターフェ
イス及びスイッチング回路を有する心臓ペーサを開示し
ている。より詳細には、回路全体又は回路の一部を駆動
するソース電圧の関数としてソース電圧の値を所望値へ
上昇するためにDC変換回路が設けられている。
【0008】ペースどりとは対照的に、植え込み式の心
臓除細動の分野では、キャパシタを比較的高いエネルギ
ーレベルに充電することが必要であり、他の回路への供
給電圧が負荷によって下がるのを防止するために1つの
システムが開発されている。より詳細には、ウイールダ
氏等の米国特許第4,548,209号は、供給電圧検
出器を含む充電回路を有していて、変圧器の一次側で引
き出される電流の量を調整するようにタイミング回路の
時間周期を変更し、変圧器の二次側が除細動キャパシタ
に接続されている植え込み式の除細動装置を開示してい
る。
【0009】
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、限定さ
れたバッテリ電源の実質的に全寿命にわたって除細動キ
ャパシタのための一定の充電時間を与えるように動作す
るシステムはこれまでに知られていない。
【0010】本発明の主たる目的は、除細動キャパシタ
の充電時間のファクタとしてバッテリ電圧を除去するこ
とである。
【0011】本発明の更に別の目的は、バッテリの実質
的に全寿命にわたり実質的に一定の時間周期で除細動キ
ャパシタを充電することである。
【0012】
【課題を解決するための手段】本発明は、制御デューテ
ィサイクル充電技術を使用することによりバッテリ電圧
に係わりなく一定の時間周期で除細動キャパシタを充電
する回路を提供する。除細動キャパシタは、トランジス
タ及びフライバック変圧器回路により断片的に充電され
る。トランジスタのゲートは、一定周波数パルス列によ
って駆動され、このパルス列の全サイクルの半分の間に
キャパシタに電圧が送られる。キャパシタに送られた電
流と電圧の積(電圧x電流)は一定である。それ故、電
圧が減少すると共に電流が増加し、電力が一定であるか
ら充電時間は一定となる。
【0013】一定の充電時間を与えることにより、多数
の効果が得られる。バッテリからは平均電流より小さい
電流しか引き出されないので、バッテリ寿命が延長され
る。更に、小さな平均及びピーク電流が使用されるの
で、それに関連した回路部品のサイズが小さくなり、植
え込み式パッケージの全サイズが減少される。更に、小
さな電流により、発熱が減少され、ひいては、信頼性が
改善される。更に、充電時間が一定であるから、キャパ
シタの充電について診断追跡手順を実行する必要がな
い。最後に、適当な充電時間を選択しそしてバッテリが
完全充電であるとき及び更に消耗したレベルにあるとき
にその充電時間を一定に保持することによりバッテリの
寿命中にわたり生存の確率を増加することができる。更
に別の効果は固定の充電周波数を使用することである。
この固定の充電周波数は、検出器が充電信号を検出する
ように働く状態で容易に分離される。
【0014】
【実施例】先ず、図1を参照すれば、本発明の一定充電
時間システムが10で一般的に示されている。システム
10の主たる目的は、バッテリ12によって除細動キャ
パシタC1及びC2を充電することである。2つのキャ
パシタが示されているが、本発明を用いて、1つ又は3
つ以上のキャパシタを充電することができる。より詳細
には、バッテリ12の全寿命にわたり実質的に一定の割
合でキャパシタC1及びC2を充電することが所望され
る。
【0015】この点については、バッテリ12とキャパ
シタC1及びC2との間にインバータ回路14及び変圧
器16が設けられている。インバータ14は、低電力ハ
イブリッド回路20の一部分として形成されたインバー
タ駆動回路18によって駆動される。以下に詳細に述べ
るように、インバータ14は、本質的に、バッテリ12
から変圧器16の一次側へ電力を供給するように繰り返
しトリガーされるトランジスタスイッチより成る。変圧
器16の二次側は、一次側によって充電され、これが次
いでキャパシタC1及びC2を充電する。
【0016】インバータ14の駆動周波数はインバータ
駆動回路18によって制御される。次いで、インバータ
駆動回路18は、I/O制御回路22によりマイクロプ
ロセッサ24を介して直接制御される。I/O制御回路
22は、とりわけ、除細動キャパシタC1及びC2の電
圧レベルを監視し、マイクロプロセッサでプログラムさ
れた電荷がC1及びC2に得られたときに駆動回路から
インバータ14へのインバータ駆動信号の供給を終わら
せる。
【0017】除細動キャパシタC1及びC2に充電され
た電圧を、28で示す除細動電極へゲート動作するため
に、高電力ハイブリッド回路26が設けられている。マ
イクロプロセッサ24は、心臓の活動に関連したパラメ
ータに応答して、高電力ハイブリッドがキャパシタ電圧
を除細動電極28へ通すのを制御する。
【0018】図2には、インバータ14、高電力ハイブ
リッド26及びI/O制御ユニット22が除細動キャパ
シタC1及びC2に関連して詳細に示されている。ブロ
ック形態で示されたインバータ駆動回路18は、I/O
制御ユニット22とインバータユニット14との間に接
続される。一般に、インバータ14は、例えば、モトロ
ーラ社によって販売されているモデル番号MTP10N
IOMであるFETトランジスタQ1を含む。インバー
タ駆動回路18は、トランジスタQ1のドレインDを経
て変圧器16の一次側16aへ電流を選択的に供給する
ようにトランジスタQ1の状態を制御する。より詳細に
は、インバータ駆動回路18は、プリセット周波数Fの
インバータ駆動信号の形態のパルスをトランジスタQ1
のゲートGに供給し、トランジスタQ1をオンにする。
オン状態において、トランジスタQ1は、一次側16a
に電流を供給するが、オフ状態においては、一次側16
aに電流が供給されない。インバータ駆動回路18によ
り供給されるパルスは、ミラー抵抗R1の電流がプリセ
ット値に到達したときに終了される。
【0019】トランジスタQ1のソースに接続されたミ
ラー抵抗R1の電流はI/O制御ユニット22に送ら
れ、プリセット値と常時比較される。この点において、
I/O制御ユニット22は、比較増幅器32と、電流ソ
ース34と、−6ボルトソースに接続された抵抗Rdと
を備えている。ミラー抵抗R1からの感知された電流は
増幅器32の一方の端子に接続され、増幅器の他方の端
子は、電流ソース34と分割抵抗Rdとの間のノードか
らの電圧(VUPREF)を感知する。
【0020】又、インバータ14は整流ダイオードD1
及びD2も備えており、変圧器16の二次側16bに確
立された電流がキャパシタC1及びC2を充電して、キ
ャパシタC2の一方の端子に接続されたアース端子に対
しノードVCにおいて正である電圧を発生するように確
保する。
【0021】高電力ハイブリッド回路26は、図2に示
していない他のサブ回路の中でも、2つの抵抗R2及び
R3と、スイッチ42とを備えている。抵抗R2は実質
的に大きな値、例えば10メガオームであり、一方、抵
抗R3は実質的に小さな値であり、R2とR3との間に
正確な比を得るように調整することができる。抵抗R3
は、その一方の端子が−3ボルトソースに接続されてい
る。抵抗R2とR3との間の電圧が取り出され、ライン
36を経てI/O制御回路22に供給される。ライン3
6の電圧は、キャパシタC1及びC2にまたがる電圧で
あり、CVと称する。I/O制御ユニット22は、比較
増幅器38と、電流ソース40と、抵抗Rdとを備えて
いる。信号CVを搬送するラインは、比較器38の一方
の入力に接続され、比較器38の他方の入力端子は、電
流ソース40及び抵抗Rdに接続される。
【0022】比較器32及び38の出力信号は、以下で
詳細に述べるように更に処理するためにマイクロプロセ
ッサ24へ送られる。しかしながら、一般に、マイクロ
プロセッサ24は、信号CVを監視することにより除細
動キャパシタの電圧がマイクロプロセッサによりプログ
ラムされた値に到達したときにインバータ駆動回路18
がI/O制御回路22を介してインバータ14への駆動
パルスの供給を停止するようにさせる。これは、図2に
示す駆動制御DRIVE CONTROL信号によって
行われる。
【0023】除細動キャパシタC1及びC2に蓄積され
た電圧を放電することが所望されるときには、マイクロ
プロセッサは、高電力ハイブリッド回路26のスイッチ
42を閉じる信号を発生する。スイッチ42が閉じる
と、除細動キャパシタの電圧が除細動電極28a及び2
8bの一方に(他方に対して)送られて、これらの電極
28aと28bとの間で心臓を通して電界が発生され
る。
【0024】図3は、インバータ14、インバータ駆動
回路18及び高電力ハイブリッド26を更に詳細に示し
ている。(低電力ハイブリッド20は、簡単化のために
図3ではI/O制御回路22を伴わずに示されてい
る。)バッテリはVB で示され、トランジスタQ1のソ
ースと、インバータ駆動回路18とに接続されている。
トランジスタQ1のゲートは、低オン抵抗特性を確保す
るために10ボルト以上を必要とする。I/O制御器2
2によって供給される駆動信号は過渡状態のもとでは3
ボルト程度になり得るので、ゲートブースと回路が必要
である。この点について、インバータ駆動回路18はト
ランジスタQ3及びQ4を備えており、これらは駆動信
号に対して相補的なインバータを形成するように接続さ
れる。キャパシタC3及びダイオードD3は極性インバ
ータを形成する。ダイオードD4及びインダクタL1
は、トランジスタQ5と直列に接続され、Q1のゲート
/ソースキャパシタンスでLC倍電圧回路を形成する。
【0025】駆動制御信号の制御のもとで、トランジス
タQ4がオンにされたときに、キャパシタC3が供給電
圧に充電される。一方、Q4がオフにされそしてQ3が
オンにされたときには、キャパシタC3の極性が逆転さ
れ、Q4のドレインがアースされる。従って、反転され
た(負ではなくて正の)供給電圧がトランジスタQ5の
ソースに送られ、このトランジスタをオンにする。ダイ
オードD3とインダクタL1の組み合わせは、トランジ
スタQ1のゲートが、そのソースが負電位であることに
より、供給電圧の値の少なくとも3倍でソースに対して
正に駆動されるよう確保する。
【0026】図3に示すように、インバータ14は、更
に、キャパシタC4及びC5を備えており、これらキャ
パシタは、インダクタL3と共に、高周波数電流がバッ
テリに流れ込まないよう防止するフィルタを形成する。
トランジスタQ6は、トランジスタQ1のゲートに接続
され、ダイオード5と共に、実際のゲート電圧がアース
に対して10ボルトを越えないよう確保し、バッテリが
新しく(全容量)されたときにトランジスタQ1のゲー
トを保護する。トランジスタQ2は、トランジスタQ1
のゲートをVB に復帰させ、該トランジスタが迅速にオ
フになるよう確保する。
【0027】変圧器16は、広い供給範囲にわたり一定
の充電時間で動作できるようなサイズにされたフライバ
ック変圧器である。充電時間は、無負荷において6.4
ボルトを出力するよう仮定された新しいバッテリで約1
0秒となるよう選択される。一次側の所要インダクタン
スは、最大バッテリ出力に対して選択された充電時間に
基づいて導出される。所要の一次側インダクタンスは1
0μHであることが分かった。この変圧器を適用するた
めの考えられる最小のコアは、好ましくは40度セルシ
ウスにおいて4000ガウスのBsatをもつTDK
H7C1材料で形成されたRM4コアである。
【0028】変圧器16の二次回路及びキャパシタC
1、C2は、たとえこれらが高電力ハイブリッド26の
スイッチ42に対して直列に接続されたとしても、並列
に充電される。その結果、これらキャパシタが均一な電
圧分布を与えるように「バランス」する必要はない。キ
ャパシタが放電されるときには、ダイオードD7及びD
8は、2つのキャパシタの大きい方が小さい方のキャパ
シタの極性を逆転しないよう確保する。
【0029】高電力ハイブリッド回路26は、マイクロ
プロセッサが除細動制御信号を発生するときにキャパシ
タC1及びC2の電荷を除細動電極28a及び28bへ
搬送するように設計されている。放電サブ回路50はト
ランジスタQ7及び抵抗R5を備えており、これらは、
患者にパルスを付与せずにキャパシタを充電することが
必要な場合にキャパシタC1及びC2の蓄積エネルギー
に対する放電路を形成する。サブ回路50は、治療が必
要とされない場合にキャパシタC1及びC2を内部で放
電するためのSCR Q7及びそれに関連したバイアス
抵抗及びダイオード(図示せず)を備えている。これ
は、SCR Q7をトリガーしてキャパシタC1及びC
2を抵抗R5を経て放電することにより達成される。終
了サブ回路52は、キャパシタC1及びC2を直接アー
スに放電することにより、患者に付与される除細動パル
スを切断するためのSCR Q8(及びそれに関連した
バイアスダイオード及び抵抗)を備えている。サブ回路
50及び52は、以下に詳細に述べるように低電力ハイ
ブリッド20によって制御される。抵抗R6は、放電電
流を制限し、内部の損傷を防止する。
【0030】スイッチ42はシリコン整流器Q9として
実施され、そのゲートは変圧器T2に接続されている。
変圧器T2は、SCR Q9を点弧するために設けられ
ている。
【0031】上記したように、キャパシタC1及びC2
の電圧は、抵抗R2及びR3を介して感知される。ダイ
オードD9は、R3が開路した場合にシステムの回路を
保護するために設けられている。抵抗Rd(図2)を経
て比較器38へ基準として送られたものと同じ負の3ボ
ルト基準電圧が抵抗R3に加えられる。従って、比較器
38への両入力は、負の3ボルトを(間接的に)参照
し、比較器が動作に対してまだ余裕がある間に電流ソー
ス40をゼロにプログラムできるようにする。
【0032】低電力ハイブリッド回路20は、更に、放
電駆動回路54と、終了駆動回路56と、除細動トリガ
ー回路58と、欠陥検出回路60とを備えている。放電
駆動回路54は、トランジスタQ10及びキャパシタC
8(並びにそれに関連したバイアス回路素子)を備えて
いる。放電(DISCHARGE)と示したラインの信
号を低レベルにすることにより、放電回路50のSCR
Q7はアースされ、これにより、キャパシタC1及び
C2の電荷は、放電サブ回路50の抵抗R5及びSCR
Q7を経てアースへとそらされる。
【0033】除細動トリガー回路58及び終了駆動回路
56は、除細動即ちカルジオバージョンパルスを付与す
るのに使用される。終了駆動回路56は、トランジスタ
Q11(及びそれに関連したゲート駆動回路部品)を備
え、これはキャパシタC9を経て高電力ハイブリッド2
6の終了サブ回路52へ接続される。同様に、除細動ト
リガー回路58は、トランジスタQ12(及びそれに関
連したゲート駆動回路部品)を備え、これはキャパシタ
C10を経て変圧器T2に接続される。
【0034】除細動即ちカルジオバージョンパルスを付
与することが必要であるとマイクロプロセッサ24が判
断すると、DEFIBラインの信号が低レベルに引っ張
られる。これは、トランジスタQ12をオンにし、キャ
パシタC10をパルス変圧器T2を経て放電する。その
結果、SCR Q9がオンになり、キャパシタC1及び
C2の電荷がライン62及び64を経て除細動電極へ付
与される。除細動パルスがその初期値の約1/3に達す
ると、マイクロプロセッサによりI/O回路22を経て
信号CVが感知される。マイクロプロセッサはそれに応
答してTERMラインに信号を発生し、トランジスタQ
11をオンにする。これは、キャパシタC9をトランジ
スタQ8のゲートを経て放電し、これは次いでキャパシ
タC1及びC2を抵抗R6(約2オーム)を経てアース
に短絡する。
【0035】欠陥検出回路60はトランジスタQ13を
備え、そのエミッタは抵抗/ダイオード組合体R10−
D7に接続されている。欠陥回路60は、抵抗R11を
経て高電力ハイブリッド26の出力ライン64に接続さ
れる。スイッチ42を実施しているトランジスタが短絡
した場合には、充電電流出力が心臓に流れることにな
る。しかしながら、この電流の若干は抵抗R11及びト
ランジスタQ13のエミッタ−ベース接合にも流れ、F
AULTラインの信号を高レベルにする。マイクロプロ
セッサは、I/O制御回路22を経てFAULTライン
の状態を感知し、スイッチ42が短絡すると直ちにイン
バータ14を遮断する。
【0036】図2、3及び4を参照し、一定充電時間機
構の動作を説明する。一般に、一定充電時間機構は、変
圧器16の一次側をピーク電流値に繰り返し充電するこ
とによりキャパシタC1及びC2を増分的に充電するこ
とによって動作する。バッテリ電源電圧VB が減少する
につれて、一次側電流はピーク値に達するのに要する時
間が長くなる。しかしながら、駆動波形は、ミラー抵抗
R1の電流を感知する回路によりオフにされる。それ
故、一次側のピーク電流は、供給電圧に係わりなく一定
のままである。
【0037】マイクロプロセッサの制御のもとでインバ
ータ駆動回路18により発生されたインバータ駆動信号
は、トランジスタQ1のゲートに送られる。インバータ
駆動信号の振幅は、トランジスタQ1のゲートを駆動す
るためには約10ボルトでなければならない。インバー
タ駆動信号の10ボルトパルスに応答して、変圧器16
の一次側に電流が発生される。一次側の電流IPRI のレ
ベルはミラー抵抗R1を経て感知され、OVER Iと
称される電圧で表される。ミラー抵抗の電流は変圧器1
6の一次側の電流の既知の一部分(1/1000)であ
る。OVERIは、比較増幅器32において、0.4V
のプリセット基準レベルISET と比較される。
【0038】電圧OVER Iがプリセット基準レベル
に達すると、マイクロプロセッサは駆動制御信号DRI
VE CONTROLによりインバータ駆動信号の正の
部分を終わらせる。変圧器の二次側の電流ISEC は、一
次側の最大電流において最大値へとジャンプし、次い
で、減衰を開始する。その結果、キャパシタC1及びC
2の電圧VCは、変圧器の二次側の電流に応答して上昇
する。しかしながら、二次側の電流がゼロに復帰する
と、キャパシタの電圧は上昇を停止する。キャパシタ電
圧を表す信号CVは、I/O制御回路22において常時
監視され、キャパシタのプログラムされた最終電圧レベ
ル、VUPREFと称する、と比較される。インバータ
駆動信号に正のパルスが次に発生したときに、この機構
は動作を繰り返し、キャパシタC1及びC2の電圧(V
C)はその前に充電されたレベルから更に高いレベルへ
上昇する。キャパシタの電圧がVUPREFによりセッ
トされた最終レベルに達すると、比較器38は図4に示
すパルスを発生し、これがマイクロプロセッサによって
検出されて駆動信号DRIVEを終了する。VUPRE
Fのレベルは、0.1ないし34ジュールのエネルギー
出力を発生するように、0ないし2.4ボルト(DC)
(又は−3ボルトの基準に対し−3ボルトないし−0.
6ボルト)の範囲でプログラム可能である(電流ソース
40を経て)。
【0039】駆動信号の各サイクルに変圧器の一次側に
蓄積されるエネルギーは、変圧器16の一次側16aの
インダクタンスをLとすれば、1/2LIPKに等しい。
理想的なインダクタ及びゼロオームスイッチを有する理
想的な状態を仮定すれば、オン時間tONは、IPKL/V
BAT に等しく、従って、IPKはVBAT ON/Lに等しく
なる。駆動信号の周波数が一定に保たれる場合には、サ
イクル当たりにキャパシタに付与されるエネルギーは一
定であり、その結果、キャパシタの充電時間が一定とな
る。上記式における値tONは、一次側の電流(IPRI
がIPKに到達するに要する時間を表す。特に、キャパシ
タは増分的に充電されるので(図4)、キャパシタを充
電する合計時間は、充電増分に対する充電時間の和とな
る。従って、変圧器の一次電流が一定の時間内にピーク
レベルに到達するよう確保することにより、充電増分は
一定の時間周期で行われる。実際に、バッテリ電源は固
定の周波数でキャパシタに断続的に接続される。
【0040】図5には、3つの異なる近似バッテリ電圧
における変圧器16の一次側16aの電流の比較が示さ
れている。バッテリが新しく、従って、高電圧であると
きには、バッテリ電圧が平均レベルであるか又は消耗し
た低いレベルであるときよりも、一次側の電流はより迅
速にピークレベルに到達する。しかしながら、上記のよ
うに、インバータ駆動信号は、マイクロプロセッサ24
からの駆動制御信号DRIVE CONTROLにより
ミラー抵抗R1の電流に基づいて終了される。かくて、
ピーク電流は、バッテリ電圧に係わりなく一定に保たれ
る。
【0041】以上の説明は、一例に過ぎず、本発明を何
らこれに限定するものではなく、本発明は特許請求に範
囲によってのみ限定されるものとする。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の一定充電時間システムに関連した回路
を示すブロック図である。
【図2】本発明の一定充電時間システムのインバータ回
路を示す図である。
【図3】図1に示す回路の一部分の詳細な回路図であ
る。
【図4】本発明の一定充電時間システムにおける種々の
信号のタイミングを示す図である。
【図5】バッテリが完全充電状態にあるとき、平均充電
状態にあるとき及び消耗したときの変圧器の一次電流の
比較を示す図である。
【符号の説明】
10 一定充電時間システム 12 バッテリ 14 インバータ回路 16 変圧器 18 インバータ駆動回路 20 低電力ハイブリッド回路 22 I/O制御回路 24 マイクロプロセッサ 26 高電力ハイブリッド回路 28 除細動電極 C1、C2 除細動キャパシタ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭59−155269(JP,A) 特公 平3−36546(JP,B2) (58)調査した分野(Int.Cl.6,DB名) A61N 1/39

Claims (11)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項1】 除細動キャパシタを充電するためのキャ
    パシタ充電回路において、 供給電圧を与えるためのバッテリ電源手段と、 所定電圧に充電される除細動キャパシタ手段と、 一次側及び二次側より成る変圧器手段であって、二次側
    は上記除細動キャパシタ手段に接続されそして二次側は
    一次側によって充電されて上記除細動キャパシタ手段に
    電流を供給するような変圧器手段と、 上記バッテリ電源手段と、上記変圧器手段の一次側とに
    接続されたインバータ手段であって、上記バッテリ電源
    手段から変圧器手段の一次側へ電流が供給される第1状
    態と、一次側に電流が供給されない第2状態とをとるこ
    とができるインバータ手段と、 上記インバータ手段に接続されて、離間した繰り返しパ
    ルスより成るインバータ駆動信号を発生するためのイン
    バータ駆動手段であって、インバータ駆動信号の各パル
    スは上記インバータ手段をトリガーして上記第1状態を
    とらせ、各パルスの巾に対応する時間中に上記変圧器手
    段の一次側に電流を供給するようにするインバータ駆動
    手段と、 上記除細動キャパシタ手段、上記インバータ手段及び上
    記インバータ駆動手段に接続された制御手段であって、
    上記除細動キャパシタ手段にまたがる電圧を監視すると
    共に上記変圧器手段の一次側の電流を監視し、その一次
    側の電流がプリセット値に到達するのに応答してインバ
    ータ駆動信号の各パルスを終わらせ、上記除細動キャパ
    シタ手段の電圧が上記所定電圧に到達するのに応答して
    インバータ駆動信号を終わらせ、更に、インバータ駆動
    信号のサイクル当たりに上記変圧器手段の二次側から上
    記除細動キャパシタ手段に送られるエネルギーが一定と
    なるようにインバータ駆動信号の周波数を一定に維持す
    るようインバータ駆動手段を制御する制御手段とを具備
    することを特徴とするキャパシタ充電回路。
  2. 【請求項2】 上記インバータ手段はFETトランジス
    タを備え、これは、上記インバータ駆動信号を受け取る
    ように上記インバータ駆動手段に接続されたゲートと、
    上記変圧器手段の一次側に接続されたドレインと、ソー
    スとを有している請求項1に記載のキャパシタ充電回
    路。
  3. 【請求項3】 上記FETトランジスタのソースに接続
    されたミラー抵抗を更に備え、このミラー抵抗の電流は
    上記変圧器手段の一次側の電流の一部分である請求項2
    に記載のキャパシタ充電回路。
  4. 【請求項4】 上記制御手段は、上記ミラー抵抗の電流
    を監視することによって上記変圧器手段の一次側の電流
    を監視する請求項3に記載のキャパシタ充電回路。
  5. 【請求項5】 上記制御手段は、上記ミラー抵抗の電流
    を上記プリセット値と比較するための第1比較器と、上
    記除細動キャパシタ手段にまたがる電圧を上記所定電圧
    と比較するための第2比較器とを備えた請求項4に記載
    のキャパシタ充電回路。
  6. 【請求項6】 上記除細動キャパシタ手段は、直列に接
    続された第1及び第2のキャパシタを含む請求項4に記
    載のキャパシタ充電回路。
  7. 【請求項7】 上記インバータ手段は、インバータ駆動
    信号の各パルスに応答して上記変圧器手段の一次側を充
    電し、パルスが存在しないときにインバータ駆動信号の
    オフの半サイクル中に変圧器手段の二次側が除細動キャ
    パシタ手段に電流を供給するようにし、インバータ駆動
    信号のオフの半サイクル中に所定電圧に達するまで除細
    動キャパシタ手段に電荷が増分的に確立されるようにす
    る請求項1に記載のキャパシタ充電回路。
  8. 【請求項8】 除細動キャパシタを充電及び放電するシ
    ステムにおいて、 供給電圧を与えるためのバッテリ電源手段と、 所定電圧に充電される除細動キャパシタ手段と、 一次側及び二次側より成る変圧器手段であって、二次側
    は上記除細動キャパシタ手段に接続されそして二次側は
    一次側によって充電されて上記除細動キャパシタ手段に
    電流を供給するような変圧器手段と、 上記バッテリ電源手段と、上記変圧器手段の一次側とに
    接続されたインバータ手段であって、上記バッテリ電源
    手段から変圧器手段の一次側へ電流が供給される第1状
    態と、一次側に電流が供給されない第2状態とをとるこ
    とができるインバータ手段と、 上記インバータ手段に接続されて、離間した繰り返しパ
    ルスより成るインバータ駆動信号を発生するためのイン
    バータ駆動手段であって、インバータ駆動信号の各パル
    スは上記インバータ手段をトリガーして上記第1状態を
    とらせ、各パルスの巾に対応する時間中に上記変圧器手
    段の一次側に電流を供給するようにするインバータ駆動
    手段と、 上記除細動キャパシタ手段、上記インバータ手段及び上
    記インバータ駆動手段に接続された制御手段であって、
    上記除細動キャパシタ手段にまたがる電圧を監視すると
    共に上記変圧器手段の一次側の電流を監視し、その一次
    側の電流がプリセット値に到達するのに応答してインバ
    ータ駆動信号の各パルスを終わらせ、上記除細動キャパ
    シタ手段の電圧が上記所定電圧に到達するのに応答して
    インバータ駆動信号を終わらせ、更に、インバータ駆動
    信号のサイクル当たりに上記変圧器手段の二次側から上
    記除細動キャパシタ手段に送られるエネルギーが一定と
    なるようにインバータ駆動信号の周波数を一定に維持す
    るようインバータ駆動手段を制御する制御手段と、 上記除細動キャパシタ手段に接続され、除細動電極への
    除細動キャパシタ手段の放電をトリガーするための除細
    動トリガー手段と、 上記除細動キャパシタ手段に接続され、除細動キャパシ
    タ手段が除細動電極へ放電したプリセット時間周期の後
    に上記除細動キャパシタ手段の電荷をアースへ向けるこ
    とにより上記除細動キャパシタ手段の放電を終わらせる
    終了手段と、 除細動ショックを与えることが所望されないときに上記
    除細動キャパシタ手段をアースへ接続する内部放電手段
    とを具備することを特徴とするシステム。
  9. 【請求項9】 上記インバータ手段は、インバータ駆動
    信号の各パルスに応答して上記変圧器手段の一次側を充
    電し、パルスが存在しないときにインバータ駆動信号の
    オフの半サイクル中に変圧器手段の二次側が除細動キャ
    パシタ手段に電流を供給するようにし、インバータ駆動
    信号のオフの半サイクル中に所定電圧に達するまで除細
    動キャパシタ手段に電荷が増分的に確立されるようにす
    る請求項8に記載のシステム。
  10. 【請求項10】 (a)供給電圧を与え、(b)供給電
    圧から第1の半サイクル中に変圧器の一次側へ電流を供
    給し、(c)第2の半サイクル中に変圧器の二次側から
    除細動キャパシタを充電する除細動キャパシタを充電す
    るという各段階を通して除細動キャパシタを充電するシ
    ステムであって、 変圧器の一次側の電流のレベルを監視し、該電流がプリ
    セット値に達する際に上記段階(b)から(c)へ切替
    え、上記第1及び第2の半サイクルの和の逆数を等しい
    一定周波数となるよう上記段階(b)−(c)を繰り返
    す手段と、除細動キャパシタにまたがる電圧を監視し、
    該電圧が蓄積してプリセット値に到達して、全サイクル
    当たりに除細動キャパシタに送られるエネルギーであっ
    て上記第1及び第2の半サイクルの和より成るエネルギ
    ーが一定になるまで、上記段階(b)−(c)を繰り返
    す手段とを備えることを特徴とするシステム。
  11. 【請求項11】 除細動キャパシタを充電するシステム
    において、 供給電圧を与える手段と、 除細動キャパシタに電流を送る時間周期中に固定周波数
    で除細動キャパシタに供給電圧を間欠的に接続する手段
    と、 上記の間欠的接続段階の結果として除細動キャパシタに
    またがる電圧の蓄積を監視する手段と、 除細動キャパシタにまたがる電圧がプリセット値に到達
    する際に除細動キャパシタへの供給電圧の間欠的接続を
    終わらせ、これにより、上記除細動キャパシタが供給電
    圧に接続される接続サイクル当たりに一定量のエネルギ
    ーが除細動キャパシタに送られるようにする手段と、 を備えることを特徴とするシステム。
JP5290689A 1992-11-19 1993-11-19 心臓の除細動キャパシタを充電する一定充電時間回路 Expired - Fee Related JP2825748B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US97854992A 1992-11-19 1992-11-19
US07/978549 1992-11-19
US7/978549 1992-11-19

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPH06339535A JPH06339535A (ja) 1994-12-13
JP2825748B2 true JP2825748B2 (ja) 1998-11-18

Family

ID=25526200

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP5290689A Expired - Fee Related JP2825748B2 (ja) 1992-11-19 1993-11-19 心臓の除細動キャパシタを充電する一定充電時間回路

Country Status (7)

Country Link
US (1) US5800461A (ja)
EP (1) EP0598225B1 (ja)
JP (1) JP2825748B2 (ja)
AT (1) ATE198425T1 (ja)
AU (1) AU659569B2 (ja)
CA (1) CA2103405C (ja)
DE (1) DE69329816T2 (ja)

Families Citing this family (20)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5879374A (en) * 1993-05-18 1999-03-09 Heartstream, Inc. External defibrillator with automatic self-testing prior to use
FR2711064B1 (fr) * 1993-10-15 1995-12-01 Ela Medical Sa Défibrillateur/stimulateur cardiaque implantable à générateur de chocs multiphasiques.
GB2303229B (en) * 1995-03-30 1999-06-02 Eddie Palin Distribution Limit Constant power output circuit
DE19750634C1 (de) * 1997-11-14 1999-07-29 Marquette Hellige Gmbh Defibrillator mit verbesserter Ausnutzung der Akkumulatorenergie
US6076018A (en) * 1998-09-04 2000-06-13 Woodside Biomedical, Inc Method and apparatus for low power regulated output in battery powered electrotherapy devices
US6243604B1 (en) 1999-02-26 2001-06-05 Medical Research Laboratories, Inc. Apparatus for charging defibrillator capacitors
US6839590B2 (en) 2001-10-22 2005-01-04 Medtronic Physio-Control Corp. Average current mode controlled energy storage in a defibrillator
US20040064157A1 (en) * 2002-09-30 2004-04-01 Norton John D. Method and apparatus for maintaining energy storage in an electrical storage device
US7212856B2 (en) * 2003-07-29 2007-05-01 Medtronic, Inc. Reformation techniques for capacitors of implantable medical devices
US7602597B2 (en) * 2003-10-07 2009-10-13 Taser International, Inc. Systems and methods for immobilization using charge delivery
US7151962B2 (en) * 2004-04-29 2006-12-19 Medtronic, Inc. Method and apparatus to control delivery of high-voltage and anti-tachy pacing therapy in an implantable medical device
US7986506B2 (en) * 2006-05-03 2011-07-26 Taser International, Inc. Systems and methods for arc energy regulation and pulse delivery
US8116865B2 (en) * 2007-12-13 2012-02-14 Cardiac Pacemarkers, Inc. Defibrillation shock output circuit
US8433404B2 (en) * 2009-05-19 2013-04-30 Cardiac Pacemakers, Inc. Integrated high voltage output circuit
US9126055B2 (en) 2012-04-20 2015-09-08 Cardiac Science Corporation AED faster time to shock method and device
CN102631749B (zh) * 2012-04-25 2014-12-10 王吉云 一种体外除颤电路
US9435142B2 (en) 2014-02-28 2016-09-06 Schlage Lock Company Llc Method of operating an access control system
CN107050642A (zh) * 2016-12-03 2017-08-18 潍坊大地医疗器械有限公司 一种防止电流过大的电子经络治疗仪
US11273315B2 (en) 2017-04-27 2022-03-15 Weinmann Emergency Medical Technology Gmbh + Co. Kg Method and device for defibrillation
US10033285B1 (en) 2017-06-19 2018-07-24 Dialog Semiconductor Inc. Secondary controller for a flyback converter including a sense resistor fault detection

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3226630A (en) * 1963-03-01 1965-12-28 Raytheon Co Power supply regulators
US3383584A (en) * 1965-03-16 1968-05-14 Navy Usa Solid state switching regulator circuit
US3376489A (en) * 1966-02-21 1968-04-02 Caterpillar Tractor Co Regulated power supply
US3746005A (en) * 1968-04-11 1973-07-17 American Optical Corp Constant energy heartbeat stimulating apparatus with pulse width control
US3759265A (en) * 1968-04-11 1973-09-18 American Optical Corp Tem pulse width controlled heartbeat stimulating apparatus monitoring sys
US3547127A (en) * 1968-04-29 1970-12-15 Medtronic Inc Cardiac pacemaker with regulated power supply
US3757795A (en) * 1968-10-28 1973-09-11 Medtronic Inc Power supply and voltage double output circuitry for implantable electro-medical apparatus
US3746006A (en) * 1971-07-15 1973-07-17 American Optical Corp Controlled energy output pacer
US3782389A (en) * 1972-01-20 1974-01-01 Health Technology Labs Inc Computer controlled defibrillator
US3867949A (en) * 1973-04-27 1975-02-25 Cardiac Pacemakers Inc Cardiac pacer with voltage doubler output circuit
US3835368A (en) * 1973-05-21 1974-09-10 Gen Electric Voltage regulator for a direct current power supply
US3860864A (en) * 1973-09-17 1975-01-14 Marconi Co Ltd Power supply circuits
US4056105A (en) * 1974-11-19 1977-11-01 Westinghouse Electric Corporation Pulse generator
US4015609A (en) * 1975-11-17 1977-04-05 Vitatron Medical B.V. Circuit for low power-low energy source
US4345604A (en) * 1976-01-22 1982-08-24 Vitafin N.V. Long life cardiac pacer with switching power
US4120306A (en) * 1976-01-22 1978-10-17 Vitatron Medical B.V. Cardiac pacer with pre-programmed power source interface means
US4345606A (en) * 1977-12-13 1982-08-24 Littleford Philip O Split sleeve introducers for pacemaker electrodes and the like
US4119903A (en) * 1978-01-05 1978-10-10 Hewlett-Packard Company Defibrillator charging circuit
US4233659A (en) * 1978-01-05 1980-11-11 Hewlett-Packard Company Defibrillator charging current regulator
SU1000030A1 (ru) * 1980-02-28 1983-02-28 Научно-Производственное Объединение По Радиоэлектронной Медицинской Аппаратуре "Рэма" Дефибрилл тор
US4590941A (en) * 1981-03-02 1986-05-27 Cordis Corporation Cardiac pacer with improved battery system, output circuitry, and emergency operation
US4437466A (en) * 1981-03-02 1984-03-20 Cordis Corporation Cardiac pacer with improved battery system, output circuitry, and emergency operation
US4488555A (en) * 1982-12-13 1984-12-18 Mieczyslaw Mirowski Battery condition warning system for medical implant
US4489369A (en) * 1983-06-28 1984-12-18 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy Control circuit for a flyback stepcharger
US4548209A (en) * 1984-02-06 1985-10-22 Medtronic, Inc. Energy converter for implantable cardioverter
US4595009A (en) * 1984-02-06 1986-06-17 Medtronic, Inc. Protection circuit for implantable cardioverter
US4599523A (en) * 1984-02-16 1986-07-08 Intermedics, Inc. Power priority system
US4586118A (en) * 1984-06-05 1986-04-29 The United States Of America As Represented By The United States Department Of Energy Capacitor charging FET switcher with controller to adjust pulse width
US4599554A (en) * 1984-12-10 1986-07-08 Texet Corportion Vertical MOSFET with current monitor utilizing common drain current mirror
US4800883A (en) * 1986-04-02 1989-01-31 Intermedics, Inc. Apparatus for generating multiphasic defibrillation pulse waveform
US4823796A (en) * 1987-04-03 1989-04-25 Laerdal Manufacturing Corp. Defibrillator circuit for producing a trapezoidal defibrillation pulse
JPH0336546A (ja) * 1989-07-03 1991-02-18 Konica Corp 感光性印刷版の保管方法
US5097830A (en) * 1990-03-30 1992-03-24 Laerdal Manufacturing Corporation Defibrillator with reliability verification
FR2662557B1 (fr) * 1990-05-22 1997-07-25 Thomson Brandt Armements Convertisseur basse tension-haute tension.
US5163428A (en) * 1990-10-11 1992-11-17 Ventritex, Inc. Implantable cardiac defibrillator with current leakage detecting means
US5237989A (en) * 1991-04-04 1993-08-24 Physio-Control Corporation Cardiac defibrillator with movable contact switch

Also Published As

Publication number Publication date
DE69329816D1 (de) 2001-02-08
CA2103405C (en) 2000-01-25
JPH06339535A (ja) 1994-12-13
EP0598225B1 (en) 2001-01-03
DE69329816T2 (de) 2001-04-19
US5800461A (en) 1998-09-01
ATE198425T1 (de) 2001-01-15
AU4918993A (en) 1994-06-02
EP0598225A2 (en) 1994-05-25
EP0598225A3 (en) 1998-02-25
AU659569B2 (en) 1995-05-18
CA2103405A1 (en) 1994-05-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2825748B2 (ja) 心臓の除細動キャパシタを充電する一定充電時間回路
US4399818A (en) Direct-coupled output stage for rapid-signal biological stimulator
US5178140A (en) Implantable medical devices employing capacitive control of high voltage switches
US20230077540A1 (en) Method and apparatus for applying a rectilinear biphasic power waveform to a load
EP0553863B1 (en) Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase
US6980856B2 (en) Circuit for performing external pacing and biphasic defibrillation
US5265588A (en) VCO driven flyback converter for implantable cardoverter/defibrillator
US5431682A (en) Implantable heart defibrillator
US4693253A (en) Automatic implantable defibrillator and pacer
US4800883A (en) Apparatus for generating multiphasic defibrillation pulse waveform
US5833710A (en) Protection circuit for implantable electronic device
US5601610A (en) Current leakage prevention circuit for an external defibrillator
US6484056B2 (en) System and method of generating a high efficiency biphasic defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD)
US6968230B2 (en) H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic and external pacing waveform in an external defibrillator
US6839590B2 (en) Average current mode controlled energy storage in a defibrillator
US5745350A (en) Power supply circuit with a widely varying input voltage
US5545181A (en) Implantable defibrillator/pacer using negative voltage supplies
US5836981A (en) Pacemaker circuit and associated methods for generating electrical stimulation signals
US6952607B2 (en) Method and apparatus for delivering defibrillation and pacing energy from a single power source
US5723969A (en) High voltage charger
CA1262563A (en) Protection circuit for implantable cardioverter
GB2127695A (en) Direct-coupled output stage for rapid-signal biological stimulator
CN118487334A (zh) 一种低压储能电路、低压储能型心脏除颤器电路及除颤器

Legal Events

Date Code Title Description
R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080911

Year of fee payment: 10

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080911

Year of fee payment: 10

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090911

Year of fee payment: 11

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100911

Year of fee payment: 12

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100911

Year of fee payment: 12

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110911

Year of fee payment: 13

FPAY Renewal fee payment (event date is renewal date of database)

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120911

Year of fee payment: 14

LAPS Cancellation because of no payment of annual fees