JP3154062B2 - 充電可能な高静電容量電源を備えた埋込式刺激器 - Google Patents

充電可能な高静電容量電源を備えた埋込式刺激器

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Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は高静電容量電源（high value capacitive po
wer source）（0.1ファラッド以上）を含んだ埋込式刺
激器（implantable stimulator）と、その埋込式刺激器
に対して、電気刺激パルスの連続的供給中に専用的に電
力を供給する方法とに関する。
背景技術 埋込式人体組織刺激器（implantable tissue stimula
tor）は、埋め込まれたリード線を介して特定の神経あ
るいは筋肉へ低電圧レベルの電気パルスの連続信号（tr
ain）を供給するのに利用されている。埋込式刺激器は
脊髄内の神経を刺激したり（錯感覚）、膀胱を刺激して
膀胱機能を制御したり、括約筋を身体機能の制御のため
に刺激したり、脳を（例えば、癲癇性発作を制御するた
めに）刺激するのに利用されてきた。他の埋込式装置は
患者の病状の診断用モニターを行ったり、皮下的に薬剤
（例えばインスリン）の投与を行うものである。
脊髄制御用の刺激に関し、脊髄内の神経は、錯感覚
（paresthesia）を達成させるため、埋め込まれたリー
ド線を介して神経に直接的に搬送される低電圧レベルの
制御電流パルスで電気的に刺激を受ける。脊髄刺激は胴
体や手足の慢性的な痛みを治療したり、治りにくい胸部
アンギナ（angina）の治療に利用されている。例えば、
脊髄刺激は抹消血管症（PVD）の治療に利用されてい
る。
これら全ての埋込式刺激器と装置とに関し、皮下に埋
め込まれた装置に電力（パワー）を提供することが必要
である。これら装置は患者の皮下に埋め込まれているの
で、電源（パワーソース）は患者に対する手術の負担を
軽減するために合理的な時間にわたって刺激器を機能さ
せる必要がある。もしこれら装置が自身のパワーで作動
できない場合には、これら装置は手術的に取り出されて
そのパワーソースを取り替えるか、あるいは充電しなけ
ればならない。
これら刺激器は一般的に３領域に区分することができ
る。すなわち、高周波（RF）カップル／パワー式刺激器
（RF coupled and powered stimulator）と、バッテリ
パワー式刺激器（battery powered stimulator）と、そ
れら両者を組み合わせたタイプの刺激器とである。ここ
でいうバッテリとは電気化学的（一次または二次、ある
いはプライマリまたはセカンダリ）パワーシステムのこ
とである。
RFカップル／パワー式刺激器は独立したパワーソース
を内蔵していない。よって、RFカップル刺激器は外部の
RF送信器（トランスミッタ）と手術で埋め込まれた受信
機（レシーバ）とを必要とする。このRFリンク（link）
は外部のRFトランスミッタから、患者の皮膚や隣接組織
を通過させて経皮的に、手術で埋め込まれたRFレシーバ
と刺激器とに刺激パルスを伝達する。このトランスミッ
タは埋め込まれた刺激装置に対して、最終的には埋め込
まれた電極に適用される刺激パルスと、各電極の相対的
な極性を定義するプログラム用データとを送る。埋め込
まれたレシーバはこれらの刺激パルスとプログラム用デ
ータとを受け取り、そのプログラム用データに基づき、
必要に応じてこのパルスを変換し、送信された各刺激パ
ルスに含まれるエネルギーを埋め込まれた電極に送る。
これら刺激パルスは外部トランスミッタから埋め込まれ
たレシーバへと電気誘導的にカップリングされた（indu
ctively coupled）EMF波（emf wave）である。RFカップ
ル／パワー式刺激器の共通な欠点は、埋込型レシーバに
目標組織へ刺激パルスを送らせるためには患者は外部ト
ランスミッタとアンテナとを常時着用（就寝時において
も）しなければならないことである。刺激治療は、トラ
ンスミッタアンテナが埋込式レシーバからほんの少々
（数インチ程度）離れただけでも中断される。RFパワー
／カップル式刺激器はこのような弱点を有してはいるも
のの、このようなRFカップル／パワー式刺激器の使用寿
命は完全に埋め込み可能な刺激ユニットに内蔵されたバ
ッテリの寿命には限定されない。従って、RFカップル／
パワー式刺激器の長期的にみたコストはバッテリパワー
式刺激器よりも低い。なぜなら、RFカップル／パワー式
刺激器の使用寿命は、バッテリパワー式刺激器の使用寿
命よりもずっと長いからである。RFカップル／パワー式
刺激器はミネアポリス市のメドトロニクス社、ニューヨ
ーク市のアベリラボラトリ社、及びフロリダ州フォート
ローダデールのニューロムド社によって商業的に販売さ
れている。
バッテリパワー式刺激器は埋め込まれた刺激器のパワ
ーソースとしてプライマリ式充電不能バッテリーを利用
する。このバッテリは埋込式刺激器のバッテリの充電あ
るいは補充（replenish）に外部トランスミッタを必要
としない。このバッテリは、刺激器が制御下で目標組織
に対して電気刺激パルスを発生させているとき、埋め込
まれた刺激器に対して連続的に唯一で専用のパワーを供
給する。もちろん、これら刺激パルスは埋め込まれたリ
ード線を介して目標組織へと搬送される。外部のプログ
ラム装置あるいはプログラマを利用して埋め込まれた刺
激器の刺激パラメータあるいは制御値を非侵入的（non
−invasively）に調整することもできる。プラグラミン
グはRF遠隔あるいはテレメトリリンク（telemetry lin
k）を介して提供が可能である。プログラミング後、刺
激器はバッテリ電圧が電子機器によって要求される最低
電圧レベル以上であるかぎり、そのパラメータ値を記憶
する（電子メモリ内）。しかしながら、このバッテリパ
ワー式刺激器の使用寿命はバッテリの寿命に限定され
る。従って、そのバッテリの電気化学的に活性を有した
材料の枯渇時にこのバッテリパワー式埋込刺激器を手術
的に取り出して取り替えることが必要である。この弱点
（すなわち、手術的取り替え）は、前述のRFカップル／
パワー式刺激器と比較して患者に対する長期的な費用負
担の増大を招く。バッテリパワー式埋込刺激器は刺激電
気パルスの搬送に外部トランスミッタを必要としない。
従って、バッテリパワー式埋込刺激器は、RFカップル／
パワー式刺激器よりも使用が容易であり、快適である。
バッテリパワー式刺激器はミネアポリス市のメドトロニ
クス社、フォートローダデールのニューロムド社、及び
マイアミ市のエクソニックス社によって販売されてい
る。
埋込式刺激器の第３のタイプには、RFカップル／パワ
ー式搬送システムとバッテリパワー式埋込刺激器の技術
とを組み合わせた刺激器が含まれる。このタイプの刺激
器は、埋込器の近辺に外部RFカップリングユニットを常
時保持させることなく患者に埋込式刺激器を利用させる
ものである。しかし、もし外部RFトランスミッタの使用
が望まれなければ、この刺激器はバッテリが消費された
後には手術的に取り替えられなければならない。このタ
イプの刺激器は、外部トランスミッタの着用が不快でな
い場合にはRFカップルされた刺激を可能にし、バッテリ
の寿命を延ばす。さらに、このタイプの刺激器は、埋込
式刺激器のバッテリが完全に消費されていればこれらRF
カップル／バッテリ式埋込刺激器のいくらかは作動しな
いが、RFカップルされた刺激を内蔵パワーソースが消費
された後にも継続して利用可能にするであろう。
ボーカンに付与された米国特許第4,612,934号は非侵
入式マルチ型プログラム可能組織刺激器（non−invasiv
e multi−programmable tissue stimulator）を開示し
ている。このボーカン特許の埋込式刺激器は、RFカップ
リングを介して埋め込まれた刺激器に対して経皮的にパ
ワーを送る外部トランスミッタを含んでいる。もちろ
ん、この埋め込まれた刺激器は電圧保存回路（voltage
storage circuit）とバッテリとを含んでいる。この電
圧保存回路は最低限の電圧と電気エネルギーとを保存す
る。特に、ボーカン特許は、「検出回路（detector cir
cuit）22の出力あるいはアウトプットは、ダイオード8
0、キャパシタ82、オプションゼナーダイオード（optio
nal zener diode）83、及び抵抗あるいはレジスタ84を
含む電圧保存回路36に電圧Vmとして保存される」と教示
している。さらに、「あるいは、充電可能な電圧ソース
でキャパシタ82に代用することができる」と教示してい
る（欄14、行５−９）。当然ながら、キャパシタ82はフ
ィルター装置として使用されており、パワーソースとし
てではない。この回路に保存される長期的電圧Vmはコン
パレータに適用され、電圧Vmが所定の基準電圧よりも低
ければ埋込刺激器は“睡眠状態（go to sleep）”とな
る。すなわち、その埋込刺激器は目標組織への刺激パル
スの搬送を停止する。この埋込刺激器はRFカップルされ
たコマンドを、あるシーケンスで受け取ったときに“覚
醒（woken up）”すなわち起動される。従って、ボーカ
ンの電圧保持回路は、RFトランスミッタの存在を検出す
る一時電圧保存ユニットとして作用するだけであり、埋
込刺激器に対する長期的なパワー供給を行うものではな
い。ボーカンの刺激器は多様な神経的及び筋肉の疾患に
対する組織の刺激に利用される。
ライズに付与された米国特許第4,690,144号は、患者
の皮膚面に対して刺激パルスを送る無線経皮式電気組織
刺激器（wireless transcutaneous electrical tissue
stimulator）を開示している。ライズの経皮式刺激器は
無線遠隔操作によって制御されたバッテリ式刺激器のよ
うである。ライズの経皮式組織刺激器は痛みを和らげ、
必要に応じて筋肉を刺激するように利用される。
レスニックに付与された米国特許第4,424,812号は、
埋め込み式で、外部的にプログラム可能なマイクロプロ
セッサ制御組織刺激器（externally programmable micr
oprocessor−controlled tissue stimulator）を開示し
ている。このレスニックの開示は、埋込刺激器の電気エ
ネルギー保存装置を詳細には説明していない。しかし、
レスニックの埋込刺激器には内蔵バッテリが使用されて
いるようである。外部RFカップルされた装置はこの埋込
刺激器のプログラム操作にのみ利用される。患者は手持
磁石を近づけたり離したりしてこの埋込刺激器のスイッ
チを操作し、埋込刺激器のリードスイッチ（reed switc
h）の開閉を行う。
ホーウィンスキーに付与された米国特許第4,406,288
号は膀胱制御装置とその利用方法とを開示している。基
本的には、この埋込刺激器は骨盤筋肉を刺激して膀胱機
能を制御するのに利用される。この埋込刺激器はエネル
ギー保存装置として内蔵バッテリを使用する。
ザバラに付与された米国特許第4,702,254号は神経サ
イバネティック補填（neurocybernetic prosthesis）を
開示している。その好適実施例は完全に埋め込みが可能
な容器内にバッテリとその関連回路とを内蔵させてい
る。RFカップルされたパワー装置も説明されている。
バレラスに付与された米国特許第4,556,061号はバッ
テリ消費型モニター回路（battery consumption monito
r circuit）を備えた心臓ペーサー（cardiac pacer）あ
るいはペースメーカーを開示している。このペーサーユ
ニットは心臓の埋込刺激器として実施例に示されてお
り、バッテリを利用している。
モーラーに付与された米国特許第4,408,607号はキャ
パシタ20（図１及び図２）によってパワー供給される埋
込装置を開示している。しかし、モーラーは「これらキ
ャパシタの特徴は、それらの定格電圧（rating voltag
e）を越えてはならないことであり、越えると過剰な気
化現象（out−gassing）あるいは爆発さえもが発生する
危険性が存在する」と述べている（欄３、行22−25）。
この埋込装置のキャパシタパワーソースは外部RFカップ
ルされたトランスミッタあるいはパワーコイルシステム
（モーラー文献の23及び32）によって充電される。この
RFカップルされたパワーは、レギュレータ、過電圧防止
器（overvoltage inhibitor）、及び圧力オーバーライ
ド（pressure override）（モーラー文献の24、25及び2
7）に適用される。この圧力オーバーライド回路のアウ
トプットは、キャパシタ（モーラー文献の20）を充電す
るダイオードに供給される。過充電を防止するため、こ
の過電圧防止器のコンパレータは充電電圧を所定の電圧
レベルと比較する。充電電圧が所定のレベルを越える
と、充電電流はレジスタ（モーラー文献の64）を介して
接地状態（ground）に分路される。モーラー特許の別実
施例は、リチウムバッテリ81を利用する（モーラー文献
の図３及び図４）。このバッテリは患者に対して刺激パ
ルスを継続的に搬送するために充電サイクル中にスイッ
チイン（switched−in）される。
モーラー特許は気化現象を受ける可能性のあるキャパ
シタを利用する（欄３、行22−25）。これらキャパシタ
は電気化学的装置に違いない。さらに、この特許はキャ
パシタの容量（volumetic size）（この特許の場合には
静電定格（capacitive rating）0.1ファラッド以上）を
特定せず、放電あるいはディスチャージ（discharge）
あるいは充電（load）ファクターを特定していない。
コンウェイ他に付与された米国特許第4,102,344号は
外部の専用高周波トランスミッタによって起動され、パ
ワーが与えられる埋込装置を開示している。この特許文
献は「オシレータ24に対する300キロヘルツのアウトプ
ットは50ミリ秒あたり3/2ミリ秒間トリガー発生器（tri
gger generator）24によって中断（interrupt）される
ことが思い出されるであろう。この現象が発生すると常
に、レシーバコイル（receiver coil）26は信号を拾わ
なくなり、端子（terminal）40と41とにかかる電圧は零
となる」と教示している（欄４、行55−60）。さらに
「コンダクタ42と43（端子40と41とに直接的で電気的に
接続されている）との間には電圧が無くなるが、キャパ
シタ52には電圧がかかり、その極性が、リード線11と12
とを介してトランジスタ49のコレクタと膀胱組織の一部
とに接続されている右側の端子が、キャパシタの左側端
子に関して正となるように提供される。」と教示してい
る（欄５、行２−８）。さらに「キャパシタ52は約3/2
ミリ秒だけディスチャージを継続するであろう。これは
オシレータ22のアウトプットの中断時間である。この中
断後にオシレータ22は再びアウトプットを提供し、それ
はトランスミッタコイル23に提供され、トランスミッタ
コイル22によって誘電的に拾われる（inductively pick
ed up）。繰り返すが、電圧はコンダクタ42と43との間
に現れ、レジスタ45で電圧低下をもたらす」と記載され
ている（欄５、行13−20）。
コンウェイの特許は２体の別体となった保存キャパシ
タ（コンウェイ文献の図４の保存キャパシタ31と30）を
含んでいる。これらのキャパシタは図５の他のキャパシ
タ（62と69）の等価物である。彼の文献には「電極リー
ド線11と12、並びに13と14とにエネルギーを供給するた
めにパワー供給源あるいはパワーサプライから２体の別
々の回路を提供する目的は、双極電極（bipolar electr
ode）17から膀胱組織を通過して双極電極18に電流通路
（current path）が確立されないようにすることであ
る。以下の説明から明かであろうが、電極リード線11と
12との間には１本の電流通路が存在し、電極リード線13
と14との間には完全に分離された電流通路が存在する」
と述べられている（欄５、行36−45）。すなわち、コン
ウェイ特許文献は「これら３種のそれぞれにおいて、保
存キャパシタは一時的に中断される受け取られる電圧に
よってディスチャージされる。よって、トランジスタあ
るいはSCRをトリガーするために特殊なトリガー手段を
提供することは不要である」と教示している（欄８、行
61−65）。
コンウェイ特許のキャパシタ／エネルギー保存装置
は、外部トランスミッタ／オシレータ22がその時間中に
埋込器のレシーバコイルに連続的に隣接して配置されな
いかぎり、８時間以上にわたって専用にパワーを提供す
ることはない。
ロウブに付与された米国特許第5,312,439号は、電解
質静電容量保存電極（electrolytic capacitive storag
e electrode）を有した埋込装置を開示している。この
装置は露出した電解質電極を利用する（ロウブ文献の図
１の電極11と12）。この文献には「体液に含浸されると
電極11と13はそれらの間に非常に大きなキャパシタンス
を提供する。そのようなキャパシタンスは番号15で表示
されており、100程度のマイクロファラッドに容易に到
達する」と述べられている（欄３、行44−47）。ロウブ
の図１の略図は彼のキャパシタ９をも特定しているが、
ロウブ特許文献の詳細な説明は、前記のキャパシタがそ
の装置に対して重要な電気エネルギー保存機能を提供す
るとは明示していない。その文献では「ロウブの電極11
が100マイクロクーロンの電荷を容易に保存するであろ
う。ほんの3.84マイクロクーロンが、256マイクロ秒の
持続時間を有した15maの刺激パルスに必要である」と解
説されている（欄５、行62−65）。さらに、ロウブ特許
は、他のキャパシタ（文献のキャパシタ37と39）を利用
している。文献には「その検出された信号から、短期の
検出信号がレジスタ36とキャパシタ37（図５）によって
得られ、長期の平均検出信号はレジスタ38とキャパシタ
39とで得られる（これらは前出のレジスタやキャパシタ
よりも長時間の定数（constant）を有している。これら
短期検出信号と長期平均検出信号は、検出データを提供
するコンパレータ40に入力される」と説明されている
（欄６、行51−59）。この記載からロウブのキャパシタ
37と39とは検出データ信号のフィルターとして作用する
ことが知られる。
シャルマンに付与された米国特許第5,324,316号は、
体液に浸された１体又は複数体の電極を有した小型埋込
刺激器を開示している。体液と電極とによって提供され
るキャパシタは100マイクロクーロンの電荷を保存する
（欄６、行44−50）。図３、図４、図５及び図11のシャ
ルマン特許のキャパシタ23はコイルを含んだ回路のチュ
ーニング（tune）に使用される（欄６、行60−63、欄
８、行16−17、欄13、行20−24）。シャルマン文献の図
３のキャパシタ24は波形の小波（ripple）をスムーズに
するものであり、フィルターとして使用される（欄７、
行６−７）。シャルマン特許文献は「微小刺激器によっ
て受け取られて保存されるエネルギー量を制御する方法
は、キャパシタを回路内あるいは回路外でキャパシタ23
と並列となるようスイッチ操作をするためにレギュレー
タ25の代用として電圧レギュレータを接続させることで
達成される」と記載している（欄７、行20−24）。これ
はフィルタータイプのキャパシタを説明している。シャ
ルマンのキャパシタ27と32とは短期検出信号と長期平均
検出信号とを検出するのに利用される（欄７、行44−4
7）。体液と接触する電解キャパシタは10あるいは15マ
イクロファラッドの静電容量定格を有している（欄８、
行10−11）。シャルマン文献の図11のキャパシタ78は受
け取られた信号をスムーズにするのに利用される（欄1
3、行20−25）。
シャルマンに付与された米国特許第5,358,514号は埋
込式医療刺激器を開示している。この埋込刺激器はキャ
パシタ（文献の図２と図６のキャパシタ20）を含んでい
る。しかし、このシャルマン特許はこのキャパシタの静
電容量定格や容量サイズの詳細を開示していない。例え
ば、欄10、行55−60においてシャルマン特許文献は、そ
のキャパシタがロジックと制御スイッチ（文献のロジッ
ク16とスイッチ17）によって制御される電荷を保持する
とのみ開示している。この開示は、自動取付型電極（se
lf−attaching electrode）が多孔構造と、そのキャパ
シタの代用の電解キャパシタとしてのアノード層（anod
ized layer）と共に使用が可能であることは確かに示し
ている（欄11、行55−60）。この外部電解キャパシタの
キャパシタンスは約２から30マイクロファラッド程度で
ある（欄11、行63）。このキャパシタの説明で、この文
献は「当業界で知られた集積回路製造技術に従って製造
されたこのようなディスクリートキャパシタ（discrete
capacitor）は、その微小装置内で相当に大きな空間を
占める」と述べている（欄12、行13−16）。さらに「微
小刺激器としてのこの微小装置の利用に当たって、保存
キャパシタ20は適当な刺激電圧にチャージされる。スイ
ッチ18の閉鎖による、または電流アンプリチュードリミ
ター19（図20）のセッティングによるディスチャージに
よって、あるいはその部分的ディスチャージによって、
電流パルスは２体の電極14と15との間に流れ、神経100
を刺激する」と述べている（欄13、行11−18）欄17、行
８−12も参照。
シャルマンの米国特許第5,405,367号はキャパシタ
（文献の図２のキャパシタ20）の使用を開示しており、
これは２から30マイクロファラッド程度で電極（15及び
14）によって提供される（欄５、行52−55）。シャルマ
ン文献の図９において、ディスクリートキャパシタ（文
献の50）はその埋込器に内蔵されている。文献には「従
来技術で製造されたこのようなディスクリートキャパシ
タは、焼結電極（sintered electrode）と同じキャパシ
タンスを達成するためにはこの微小刺激器内で大きな空
間を必要とする」と説明されている（欄５、行65−6
9）。この電解キャパシタは欄６、行８−９においても
再度説明されている。すなわち「電気刺激は図２の電解
キャパシタ20のディスチャージを通して発生する・・
・」と述べられている（欄11、行22−23）。追加の内蔵
キャパシタの使用は欄12、行46−51で説明されている。
電解キャパシタ、軸キャパシタ（axial capacitor）、
タンタラムキャパシタ（tantalum capacitor）として製
造あるいは分類されているシングルキャパシタ（single
capacitor）あるいは、商業的に容易に入手が可能な他
の適当な小型キャパシタ（欄13、行７−10）が、軸キャ
パシタ（文献の図９の50）と共に特定されている。
ドゥルスに付与された米国特許第3,258,013号は、完
全内蔵バッテリパワーソース10で作動が可能なデフィブ
リレータ（defibrillator）を開示している（欄３、行6
3−65）。シャントコンデンサ（Shunt condenser）ある
いはキャパシタ（ドラツ文献の図１のキャパシタ36と3
7）は２セクションで束ねられた一定の遅延線あるいは
ディレイライン（two section lumped constant delay
line）の一部である（欄４、行30−33）。ディレイライ
ンディスチャージパルス回路（ドゥルスの回路15）は望
む電圧にまで充分に電荷あるいはチャージされている
（欄５、行28−30）。コンデンサあるいはキャパシタ
（ドゥルス45）はフィルターであり、レジスタとの組み
合せで使用される（欄５、行36）。そのディレイライン
ディスチャージパルス回路はエネルギー保存装置として
採用されており、図１に示すように少なくとも２つのイ
ンダクタンス−キャパシタンスセクションを有している
（欄７、行43−45）。そのディレイラインディスチャー
ジパルス回路は約100オームの特徴的なインピーダンス
を有しており、60から100ワット秒のエネルギー範囲に
対応する電流インパルスを搬送する。ドゥルスは特定の
キャパシタをそれぞれ20マイクロファラッド（キャパシ
タ36と37）のものとして説明している（欄８、行60）。
この好適実施例は6.5アンペアのシュレスホールドデフ
ィブリレーションパルス（threshold defibrillation p
ulse）と10アンペアのピーク電流を8.5ミリ秒の間隔で
搬送する。
デゥコートに付与された米国特許第3,209,081号は、
その文献でＤとして特定されているパワートランスミッ
タから、埋め込まれた電波レシーバ（radio receiver）
Ｆのアンプリファイヤトランジスタ15と16にパワーを供
給する埋込器を開示している（欄３、行１−３）。この
RF信号を介して送られる電位（electrical potential）
はキャパシタ（20）に保存される（欄３、行11）。電圧
はそのキャパシタに、パワートランスミッタＤが機能し
ているかぎり連続的で一定の状態で供給される（欄３、
行16−17）。このパワー供給手段を使用すれば、その装
置は患者の体内に埋め込みが可能であり、物理的接続が
なくとも体外のトランスミッタからパワーの供給が可能
であると述べている（欄４、行55−57）。
ダリに付与された米国特許第4,408,608号は別形態の
埋込刺激器を開示している。ダリのキャパシタC1は図１
のコイルL1のチューニングに使用される（欄６の行64か
ら欄７の行１）。ダリのキャパシタC2はレクティファイ
ヤ回路（rectifier circuit）のアウトプットのフィル
ターに使用される（欄７、行11−12）。ダリのキャパシ
タC3とレジスタR1は小波（ripple）のライズ（rise）／
フォール（fall）時間の決定に使用され、制御信号の提
供に利用される（欄７、行30−32）。ダリのキャパシタ
C4はデータ／パワーセパレータ10のアウトプットに基づ
いてチャージされる（欄７、行35−36）。この文献には
「RFキャリヤの存在下で、キャパシタC4はレジスタR2を
介してシュミットのトリガー（Schmitt trigger）ST2の
スイッチシュレスホールド（switching threshold）に
チャージする。そのキャパシタがシュミットのトリガー
のシュレスホールドにチャージするとき、そのNODATAア
ウトプットは高くなってカウンタのリセットと、チャン
ネルゼロの選択を制御する」と説明している（欄７、行
53−57）。さらに「キャリヤトランスミッションにブレ
ークが発生するときは常に、すなわち、パルスの端が検
出されたのでデータが送信されているときは常に、シュ
ミットのトリガーST1のアウトプットは低くなり、イン
バータ14のアウトプットは高くなる。これによって、ト
ランジスタFET1はオンとなり、キャパシタC4をディスチ
ャージさせる（欄７、行63−67）。キャパシタC4がデー
タパルスの開始時にチャージを始めた直後、データブレ
ークの到着、すなわちそのパルスの端部でキャパシタC4
はディスチャージされる（トランジスタFET1がオンであ
るとき）（欄８、行４−７）。キャパシタC2はロジック
要素（logic element）にパワーを提供する（欄９、行2
7−29）。キャパシタC2は、パワーサプライのフィルタ
ーとして作用するのに加えて、パワーダウン検出の追加
的機能をも提供する」と説明されている（欄11、行57−
59）。
発明の開示 本発明の第１目的は、充電可能な高静電容量パワーソ
ース（replenishable,high value capacitive power so
urce）を備えた埋込式刺激器の提供である。キャパシタ
は充電可能なバッテリーのようにチャージ（充電）／デ
ィスチャージ（放電）サイクル中にさほどはダメージを
受けない。
本発明の別目的は、高静電容量のキャパシタを利用
し、電気刺激パルスを少なくとも８時間サイクルにて実
質的連続的に搬送している間に、専用（on an exclusiv
e basis）にパワー（電力）を供給する方法を提供する
ことである。
本発明の別目的は、高静電容量キャパシタ（0.1ファ
ラッド以上）にて保存されたエネルギーを使用して長時
間にわたって作動可能な埋込式刺激器を提供することで
ある。
本発明の別目的は、電気的に並列に接続された複数の
高静電容量キャパシタを利用した静電容量型パワーソー
ス（capacitive power source）を備えた埋込式刺激器
を提供することである。
本発明の別目的は、埋込式刺激器と組み合せてこのよ
うな高静電容量パワーソースを利用させることである。
本発明の別目的は、30分以内に静電パワーソースを非
侵入的（non−invasively）に完全あるいはフルに充電
（fully replenish）させることである。
本発明の別目的は、診断用のRFカップルされたデータ
トランスミッタ（diagnostic RF coupled transmitte
r）及び患者に埋め込まれたレシーバ装置（receiver de
vice）と共に高静電容量パワーソースを利用させること
である。
本発明の別目的は、充電可能な高静電容量パワーサプ
ライ（power supply）を利用した薬剤搬送システム（dr
ug delivery system）を提供することである。
本発明の別目的は、トランスミッションエラーを大き
く減少させるか解消させるため、プログラムユニット
（programming unit）と埋込器との間に相互作用式デー
タトランスファプロトコール（interactive data trans
fer protocol）を提供することである。
本発明の別目的は、エコートランスミッションチェッ
クルーティン（echo transmission check routine）を
備えたコミュニケーションプロトコール（communicatio
ns protocol）を提供することである。
本発明のさらに別目的は、チタンカプセルの埋込ユニ
ットを介して相互作用データコミュニケーション（inte
ractive data communication）を提供することである。
本発明のさらに別目的は、充電ユニットと埋込器との
間の誘電EMFパワーリンク（inductive emf power lin
k）を介し、その埋込器のチタンカプセルを通過させて
充電パワー（replenishing power）を提供することであ
る。
本発明のさらに別目的は、埋込器によって発生された
特定の刺激パルスを患者に制御させることである。
本発明のさらに別目的は、充電ユニットを介して刺激
パルスの発生期間（duration）あるいは電流レベルのい
ずれかを患者に増加させることである。
本発明のさらに別目的は、埋込器の静電パワーサプラ
イのユーザー起動式充電（user actuated charging or
replenishment）を可能にするか、あるいは、埋込器の
指示で、充電ユニットによるテレメトリック（遠隔）質
問（telemetric inquiry）に基づいた自動充電を提供す
ることである。
本発明のさらに別目的は、埋込器内のメモリロス（me
mory loss）または他の同様な低パワー状況値（low pow
er status value）の検出によって埋込器の再プログラ
ム（re−program）を充電ユニットに実行させることで
ある。
本発明の原理に基づく埋込式刺激器は、完全に内蔵さ
れた少なくとも0.1ファラッドの静電容量定格を有した
高静電容量小型キャパシタを利用する。この１体または
複数体の高静電容量小型キャパシタは、埋込刺激器に、
制御下で連続的に少なくとも８時間に及んで目標の人体
組織に対して電気刺激パルスを搬送することができる。
さらに、この静電パワーソースは、毎日あるいは長期的
に、外部のRFカップルされた装置を介して充電される。
この充電サイクル中に、外部トランスミッタのバッテリ
に蓄電されたエネルギーは埋込刺激器の内蔵静電パワー
ソースに伝送される。この方法には、目標人体組織に対
して専用的に電気刺激パルスを実質的連続的に少なくと
も８時間サイクルで高静電容量ソースを介して搬送する
ことで、埋込刺激器へパワーを提供することが含まれ
る。この方法には、この静電装置が少なくとも0.1ファ
ラッドの静電容量定格を有しているような埋込刺激器に
静電装置（capacitive device）を内蔵させることが含
まれる。この静電装置は所定量のクーロンの電気エネル
ギーを捕獲して保存する。この電気エネルギーは、その
静電装置に蓄積されたエネルギーに基づいて、電気刺激
パルスの実質的に連続的な搬送中に少なくとも８時間サ
イクルの間、この埋込刺激器にパワーを供給するのに利
用される。さらに長いサイクル（24時間以上）も可能で
ある。
この充電ユニットは、埋込器に質問を発し（interrog
ate）、低パワーステータス信号（low power status si
gnal）の検出でその埋込器を再プログラムするようにプ
ログラムすることが可能である。また、自動及び手動に
よる充電ルーティン（replenishment routine）は、充
電ユニットと埋込器との間に確立される。データトラン
スミッションエラー検出ルーティンは埋込器のプログラ
ムのために確立される。
図面の簡単な説明 本発明のさらなる目的及び利点は添付の図面を利用し
た以下の好適実施例の詳細な説明において理解されるで
あろう。
図１は、本発明の埋込式刺激器、手持磁石（患者制御
用）、プログラマユニット（埋込式刺激器にRFカップ
ル）及びリフレッシュ−リチャージトランスミッタユニ
ット（reflesh−recharge transmitter unit）（埋込式
刺激器にRFカップル）を概略図で示している。
図２は、この埋込式刺激器を介した刺激パルスの実質
的連続的搬送の１例を示す時間線（time line）を概略
的に図示している。
図３は、複数の並列接続キャパシタで成る小型高静電
容量エネルギー保存ユニットの１実施例を概略的に図示
している。
図４は、リフレッシュ−リチャージトランスミッタユ
ニット用の充電ユニットを概略的に図示している。
図５は、リフレッシュユニットの外部プログラマ、外
部リフレッシュ−リチャージトランスミッタ及びAC−DC
コンバータ、並びに埋込刺激器を概略的に図示してい
る。
図６は、刺激器と他の埋込装置の主要な部品を概略的
に示している。
図７は、チタン容器に入れられた埋込ユニットの詳細
な電子部品の概略配置図である。
図８は、充電ユニットの詳細な電子部品の概略配置図
であり、その一部は患者のベルトに取り付けられてお
り、一部は埋込器の付近で患者の皮膚に取り外し可能に
貼付されている。
図９は、係合カップラ（mating coupler）によってAC
チャージャ（charger）とACパワーソースとに電気的に
カップリングされたプログラマユニットの詳細な電子部
品の概略配置図である。
発明の実施のための最良態様 本発明は充電可能な高静電容量パワーソースを備えた
埋込式刺激器と、その使用方法とに関する。この高静電
容量パワーソースは１体の高容量キャパシタとして、ま
たは複数の並列に接続された高容量キャパシタとして提
供が可能である。小型用容量キャパシタの１例はパナソ
ニック社から製品モデル番号641として販売されてい
る。パナソニック社のキャパシタは約18mmの直径と、約
4mmの厚みを有している。従って、これらのキャパシタ
は4.0cm3以下の容積である。このパナソニックモデルキ
ャパシタは静電容量定格1.0ファラッドを有している。
埋込刺激器の典型的なサイズは、5cmx6cmx1cm（すなわ
ち、30cm3）である。これら小型高静電容量エネルギー
保存ユニットの使用による利点は、エネルギー保存が液
体または水ベースのシステムではないことである。
従来の埋込刺激器はニッケル−カドミウム充電式バッ
テリを利用している。これらバッテリは液体ベースでエ
ネルギーを保存し、そのエネルギー保存機構は電気化学
反応式である。さらに、これらニッケル−カドミウムバ
ッテリは水素ガスを放出するので、刺激器の作用を妨害
し、患者の健康にも悪影響を及ぼす。
本発明に利用される小型高静電容量エネルギー保存ソ
ースは小型軽量で、化学的に安定している。さらに、そ
の電気的保存機構は物理現象であり、ニッケル−カドミ
ウムバッテリあるいは他の充電式バッテリのように電気
化学的反応を利用していない。
これらキャパシタは、低内部インピーダンス（low in
ternal impedance）、低パワーロス及び高充電率（high
charge rate）のキャパシタとして分類される。
図１は、患者の皮膚12の皮下に埋め込まれた刺激器10
を示している。磁石14は患者によって利用され、図１で
磁波Lmとして示されている電磁力波（electromagnetic
force wave）（EMF波）を搬送する。このEMF波Lmは埋込
刺激器10の容器内に内蔵されたリードスイッチ（reed s
witch）15の開閉を行う。この磁石14は患者によって刺
激の開始／停止に使用される。前述のように、この埋込
刺激器は約60cm3であり、約5cmx6cmx2cmのサイズであ
る。図１は、プログラマユニット16とリフレッシュ−リ
チャージトランスミッタユニット20をも図示している。
プログラマユニット16とリフレッシュ−リチャージトラ
ンスミッタユニット20とは高周波（RF）を介して埋込刺
激器10にカップリングされている。しかし、プログラマ
ユニット16あるいはリフレッシュ−リチャージトランス
ミッタユニット20からの指令信号（command signal）
は、それぞれアンテナ17と21によって送受信される。好
適には、リフレッシュ−リチャージトランスミッタユニ
ット20はプログラマユニット16と同時には使用されな
い。いずれの場合にも、プログラマユニット16またはリ
フレッシュ−リチャージユニット20が埋込刺激器10に近
接して配置されたとき、RF遠隔データリンク（telemetr
ic data link）はアンテナ17及び21と、埋込刺激器10の
内蔵アンテナ11との間で確立される。
埋込刺激器10の主要な部品には、インダクタレシーバ
コイル30、及び電圧レギュレータ32にカップリングされ
たフルレクティファイヤブリッジ（full rectifier bri
dge）18（複数のダイオードで構成）が含まれる。小型
キャパシタ34は電圧レギュレータ32に入力されたインプ
ット電圧VIをスムーズにするために利用される。レギュ
レータ32のアウトプット電圧VDは、ソースパワー（sour
ce power）VDDを提供する静電エネルギーパワーサプラ
イソース36に適用される。このソースパワーは、刺激電
子モジュール（stimulating electronic module）38、
高シュレスホールドコンパレータ40、低シュレスホール
ドコンパレータ42、モジュレータ／デモジュレータ（mo
dulator/demodulator）／デコーダ回路44、及びメモリ
ユニットまたはプログラム可能装置48に適用される。こ
の刺激電子モジュール38のアウトプットはリードコネク
タ50に適用され、リードコネクタ50は電気刺激パルスを
埋め込まれたリード52に供給する。１好適実施例におい
ては、埋め込まれたリード52は複数の線電極（linear e
lectrode）または端子（terminal）54、56、58及び60を
有している。埋め込まれたリード52は、心臓組織、脊髄
神経、膀胱の筋肉またはかつ約筋のごとき目標組織上ま
たはその付近に配置され、あるいは電気パルスが組織の
刺激に必要とされる箇所に配置される。
あるいは、組織の刺激のためではなく、埋込式診断装
置を心臓や脳のごとき特定の身体臓器の状態を検出する
のに利用することが可能である。また、薬剤搬送システ
ムへのパワー供給に静電パワーソース36を利用すること
もできよう。図６においては、この診断モジュールを刺
激モジュール422に代用させることが可能である。もし
埋込器が薬剤搬送システムであれば、電子ポンプ（elec
tronic pump）をモジュール422に代用させることが可能
であろう。
前述のように、静電パワーソース36は小型高静電容量
エネルギー装置であり、１体のキャパシタあるいは複数
の並列接続キャパシタを含んでおり、静電容量は少なく
とも0.1ファラッドであって、体積は4.0cm3以下であ
る。
リフレッシュ−リチャージトランスミッタユニット20
は、プライマリバッテリ70、ON/OFFスイッチ72、低バッ
テリ光またはLED74、トランスミッタ電子モジュール7
6、刺激フル（stimulator full）光あるいはLED78、可
聴アラームまたはスピーカ80、RFインダクタパワーコイ
ル82、モジュレータ／デモジュレータ／デコーダ84、及
びアンテナ21を含んでいる。
使用時には、リチャージ可能なバッテリ70は充分にチ
ャージされ、ON/OFFスイッチがオンであれば、リフレッ
シュ−リチャージトランスミッタユニット20は皮膚12と
埋込刺激器10とに隣接して配置される。インダクターコ
イル82はRF波を発生し、EMF波フロント（wave front）
を確立し、インダクタ30で受信される。
さらに、トランスミッタ電子モジュール76はコマンド
信号を送り出し、信号はモジュレータ／デモジュレータ
デコーダ84で変換され、アンテナ21を介して埋込刺激器
のアンテナ11に送られる。これら受信されたコマンド信
号はデコーダ44でデモジュレートされ、メモリ48のプロ
グラム（メモリの“コマンド表”に対応）に基づいて回
答される。その後にメモリ48は適正な制御を起動させ、
インダクタレシーバコイル30はインダクタ82からのRFカ
ップルされたパワーを受けとる。
このRFカップルされたパワーは本質的には交流電流
（AC）であり、フルブリッジレクティファイヤ回路18で
高DC電圧に変換される。低静電容量キャパシタ34はこの
高DC電圧を特定のレベルでフィルターする。電圧レギュ
レータ32はこの高DC電圧をさらに低い高精度のDC電圧に
変換する。その際、静電パワーソース36はリフレッシュ
して充電する。１好適実施例においては、約５クーロン
が静電パワーソース36に保存される。この静電量は、埋
め込まれたリード52を介した目標組織への実質的連続的
電気刺激パルスの搬送時に、少なくとも８時間、刺激電
子モジュール38にパワーを供給するのに充分な量であ
る。24時間を越えるようなさらに長時間のエネルギー保
存時間も、キャパシタ値と、刺激パルスの連続搬送によ
るパワー低下にもよるが可能である。
静電パワーソース36の電圧が所定のレベルに到達した
とき（すなわち、VDDが所定の高レベルに到達したと
き）、高シュレスホールドコンパレータ40は機能し（fi
re）、刺激電子モジュール38はモジュレータ／デコーダ
44に適当なコマンド信号を送る。その後にモジュレータ
／デコーダ44はアンテナ11を介して適当なフルチャージ
コマンド（fully charged command）を送る。このコマ
ンド信号は静電パワーソース36が充分にチャージされて
いることを示し、リフレッシュ−リチャージトランスミ
ッタユニット20のアンテナ21によって受信される。この
フルチャージコマンド信号はデモジュレータ／デコーダ
84でデコード処理され、トランスミッタ電子モジュール
76は刺激フル光あるいはLED78を点灯（illuminate）さ
せ、可聴アラームはスピーカー80によって短く発生さ
れ、インダクタ82によって送られるRFカップルされたパ
ワーはバッテリ70のパワーをセーブするために自動的に
オフにされる。
DEMANDモードにおいて、患者は埋込器の近辺で磁石14
を一度振ることで刺激を開始または停止することができ
る。この磁石は磁力線Lmを発生させ、リードスイッチ15
を引っ張って閉鎖させる。リードスイッチ15の閉鎖で、
メモリ48と共に刺激電子モジュール38は埋め込まれたリ
ード52近辺の目標組織に対して制御された電子刺激パル
スの搬送を開始する（あるいは停止する）。AUTOモード
では、プログラムされたON/OFF時間に基づいて刺激は自
動的に埋め込まれたリードに搬送される。SINGLEモード
においては、磁石を埋込器の付近で振ることで刺激はプ
ログラムされたON時間中にのみ活性化される。ON時間が
経過すると刺激は停止し、OFF時間が開始する。このOFF
時間中のリードスイッチ15のさらなる閉鎖は無視され
る。
図２は１タイプの制御された刺激パルスを図示してい
る。このパルスの明細はパルス幅（t1−t2）、パルス間
隔（t1−t3）、及びパルスアンプリチュード（amplitud
e）（電流レベル）である。１周波サイクルは１パルス
の先端から次のパルスの先端までで測定される。刺激周
波数（PPS）は等式１で計算できる。
全刺激パルストレイン（entire stimulation pulse t
rain）に対するON時間は、期間t1からt4で確立される。
従って、メモリ48は、実質的に連続的な刺激パルスの搬
送のためのパルス幅、パルスアンプリチュード、及び刺
激周波数（stimulating frequency）に関する情報を保
存する。患者は図２の期間t1−t4で示される全ON時間を
決定する。例えば、時間t1にて、患者は磁石を埋込刺激
器10の付近に設置する。これでリードスイッチ15は閉鎖
され、時間t6で刺激パルスは再度開始する。もちろん、
医師または医療専門家が電気刺激パルスのパルス電流周
波数、パルス幅、及びON/OFF時間を変更することが重要
である。これはプログラマユニット16で実行される。
図１に戻れば、プログラマユニット16は、キーボード
90、プログラム回路92、リチャージ式バッテリ94、及び
表示器96を含んでいる。表示器96は以下の要素を含むこ
とができる。
表示表（display teble） モード・・・・・自動−オンデマンド（On−Demand）−OFF 周波数・・・・・Hz（n1Hzからn2Hzの範囲） 電流・・・・・・mA（m1 mAからm2 mAの範囲） オンタイム・・・最大分（minutes maximum） オフタイム・・・最大分 パルス幅・・・・マイクロ秒 医師または医療専門家がキーボード90でプログラマユ
ニット16をプログラムする。周波数、パルス幅、ONタイ
ム等に関するこのプログラムはプログラム回路92に保存
される。リチャージ式バッテリ94はこのプログラマユニ
ットを小型にすることができる。この携帯性は、アンテ
ナ17からアンテナ11へとコマンドとプログラム情報とを
伝達させるため、プログラマユニット16のアンテナ17が
埋込刺激器10の比較的近辺に配置されなければならない
理由により必要である。このプログラムデータの受信に
よって、モジュレータ／デモジュレータ／デコーダ44は
この信号をデコード処理して調整し、そのデジタルプロ
グラム情報はメモリ48に捕獲される。このデジタルプロ
グラム情報は刺激電子モジュール38によってさらに処理
される。
前述したように、DEMAND操作モードでは、埋込刺激器
をプログラムした後、患者は手持磁石14とリードスイッ
チ15とで埋込刺激器をONとOFFにする。AUTOMATICモード
では、埋込刺激器は、ONとOFF時間に、プログラムされ
た値に従って自動的にONとOFFに切り替わる。
１実施例においては、静電パワーソース36はリフレッ
シュ−リチャージトランスミッタユニット20を介して約
１時間内に再充電が可能である。静電パワーソース36が
充分にチャージされた後、静電パワーソース36は刺激電
子モジュール38を、さらなる再チャージが必要となる前
に少なくとも８時間作動させる。この静電パワーソース
を再充電することなく24時間作動させることがこの好適
実施の特徴である。静電パワーソース36は、ニッケル−
カドミウムリチャージ式バッテリには普通であるメモリ
ロスの影響は受けず、有害で厭な臭いを発する気化現象
（ニッケル−カドミウムバッテリには普通）の影響も受
けないので、類似した他の埋込刺激器と比較して、本発
明の埋込刺激器は長寿命と低治療コストとを提供する。
さらに、患者はこの埋込刺激器を容易に利用できる。な
ぜなら、この埋込器を作動させるためにRFカップルされ
た外部トランスミッタを連続的に着用する必要がないか
らである。
静電パワーソース36、特にパナソニックキャパシタモ
デル番号461の充電サイクルの数は、100,000以上であ
る。これは典型的なニッケル−カドミウムバッテリや他
のリチャージ式化学バッテリシステムの寿命の500サイ
クルを優に越える。
１好適実施例においては、メモリ48の刺激電子モジュ
ール38はCMOSユニットとして提供されている。この部品
はこれら電子部品の操作によって電圧ドレイン（low vo
ltage drain）の影響を受ける。
静電パワーソース36で発生されたパワーソースVDDの
値が低レベルに達すると、低シュレスホールドコンパレ
ータ42はファイヤ（fire）する。これで、刺激電子モジ
ュール38は睡眠（sleep）あるいはウェイトモードに入
る。睡眠モードでは刺激電気パルスは埋め込まれたリー
ド52には搬送されない。埋込刺激器は、リフレッシュ−
リチャージトランスミッタユニット20が刺激器10に隣接
して配置されたときに覚醒（woken up）される。この充
電サイクル中に、覚醒コマンドはアンテナ21を介してア
ンテナ11に送られ、刺激電子モジュール38は覚醒され
る。同時に、電圧レギュレータ32が低シュレスホールド
コンパレータ42の値を越えるアウトプット電圧VDDを発
生させると、埋込刺激器は直ちに目標組織に対して電気
刺激パルスの搬送を開始する。この充電能力と、目標組
織に対して刺激パルスを搬送する能力とは本発明に独特
な技術によるものである。
埋込式のプライマリあるいはセカンダリバッテリパワ
ー式装置の作動原理と、高静電容量パワーソースで作動
する埋込式装置の作動原理とは非常に異なっている。バ
ッテリは化学反応でエネルギーを発生する。このエネル
ギー放出またはエネルギー保存は、バッテリ内の異なる
電極電位を有した２体の化学的に活性な材料によって達
成されている。その一方の材料はアノードとして作用し
て電子を放出し、酸化される。埋込式用のバッテリはア
ノードとして普通はリチウム金属を採用する。他方の電
気化学的に活性なバッテリ内の材料はカソードとして作
用し、電子を受け入れて化学的に還元される。典型的な
埋込式バッテリカソード材料は、ヨウ素、酸化銀バナジ
ウム、炭化モノフルオリド、硫化第二銅である。アノー
ドとカソードとの間のイオンの伝達は高イオン導伝性を
提供するが、電子導伝性はほとんど提供しない電解質が
利用可能である。カソードとアノードとの間に多孔セパ
レータ（porous separator）をバッテリの種類によって
は利用することが可能であり、アノードとカソードとの
物理的接触を防止し、電解質とイオンの流通を促すこと
ができる。バッテリに負荷（load）が提供されると、リ
チウムアノードとカソード材料は化学的に変換（反応）
し、活性材料の完全な消耗が達成されるまで電気エネル
ギーを提供する。完全な消耗時点でプライマリバッテリ
は利用不能となる。
リチャージ式バッテリの場合には、バッテリの充電で
アノード材料とカソード材料とは元の状態に戻る。リチ
ャージ式のバッテリは可逆反応を有している。リチャー
ジ式バッテリは限定された寿命を有している。なぜな
ら、リチャージによって、カソード材料もアノード材料
も共に何らかのダメージを受けるからである。これらの
バッテリはチャージの場合もリチャージの場合にも水素
を発生させ、いわゆる記憶効果（memory effect）が生
じ、さらに、ショートされたときには突発的に破壊され
ることもある。高静電容量装置の場合とは異なり、全て
のリチャージ式バッテリは化学反応の結果として電気を
提供する。換言すれば、エネルギーは電気化学反応の副
産物である。ニッケル−カドミウムリチャージ式バッテ
リの一般的な化学反応は等式２で説明されている。
本発明に利用される高静電容量パワーソースにおいて
は、作動の原理は純粋に物理的である。電気エネルギー
の獲得に化学的反応は不要である。例えば、２層キャパ
シタのような高静電容量装置モデルの場合には、電荷さ
れた粒体と、全ての２相（固体／固体、固体／液体等）
のインターフェースで形成される双極子（dipole）は静
電効果（capacitance effect）を提供し、電界（電荷）
の適用によって２層内にて静電荷が蓄積される。本質的
には、この高静電容量パワーソースはその化学的組成を
変更せずにエネルギー保存タンクとして機能する。この
原理はモデル461用のパナソニック社の仕様書に定義さ
れている。これは純粋に物理的現象である。
この製品仕様書は電気エネルギーの保存とディスチャ
ージの非化学的原理を示している。電気２層キャパシタ
のごとき高静電容量パワーソースにおいて、電極材料は
約1000m2/gの表面積を提供し、３ファラッド／立方イン
チ以上の高容積効果を提供する。さらに、バッテリとは
異なり、それら電極は非極性（non−polar）である。な
ぜなら、それらは両方とも典型的には安定した活性炭メ
ッシュで提供されているからである。活性炭と電解質は
チャージ中あるいはディスチャージ中に化学的に不動態
（passive）である。従って、化学反応も副産物も発生
しない。さらに、この高静電容量パワーソースはバッテ
リよりも安全である。なぜなら、ショートしても破裂し
たり損傷を受けることがないからである。従来の電気化
学バッテリとは異なり、この高静電容量パワー装置は、
チャージメモリ（charge memory）、ガス発生、反応性
化学物質、寄生反応（parasitic reaction）、熱発生、
及び電解質枯渇（electrolyte starvation）等の不都合
を生じさせない。高静電容量パワーソースは事実上永久
的な寿命を有している。なぜなら、それらの電極システ
ムは不活性であり、電気化学的消耗に対して抵抗力を有
しているからである。
図３は静電パワーソース36が複数の並列接続キャパシ
タ101、103及び105として提供されている様子を図示し
ている。
図４は、リフレッシュ−リチャージユニット20のリチ
ャージ/AC−DC変換（充電）ユニット110を概略図で示し
ている。このリフレッシュ−リチャージトランスミッタ
ユニット20はリチャージあるいはプライマリバッテリ70
（図１）を備えて作動する。このリチャージ式バッテリ
はニッケル−カドミウムまたは他の典型的なリチャージ
式バッテリでよい。しかし、このリチャージ式バッテリ
は定期的に充電されなければならない。これはAC−DC充
電ユニット110で達成される。充電ユニット110は電気的
に120ボルト交流（AC）パワーソースに接続されてい
る。本質的には、この120ボルトACパワーソースはコン
バータ112を介してDC電圧に変換される。AC−DCコンバ
ータユニット112のアウトプットはDCパワー信号であ
り、リフレッシュ−リチャージトランスミッタユニット
20のリチャージ式バッテリ70に供給される。
図５は本発明の操作をブロック図で概略的に示してい
る。AC−DCコンバータユニット210は一般的には電気的
に120ボルトACパワーソースに接続される。リフレッシ
ュ−リチャージトランスミッタユニット212はAC−DCコ
ンバータ210の容器（cradle）内に置かれ、あるいはそ
こから取り出される。取り出されたとき、リフレッシュ
−リチャージトランスミッタユニット212は患者の皮膚
近辺に置かれる。その後にこの埋込刺激機216はRFカッ
プルされたパワーを、インダクタ82と30とに関して前述
したごとくに受領し始める。埋込電極Ln218は手術中に
目標組織に隣接して置かれる。埋込刺激機216が医師あ
るいは医療専門家によってプログラムされなければなら
ないときは、プログラムユニット220が皮膚214の近辺に
置かれる。そのプログラムコマンドは遠隔器を介して、
埋込刺激機10に内蔵されたメモリとプログラム可能な装
置に送られる。
図６はこの埋込刺激機をブロック図で示している。埋
込刺激機410は手術中に患者の皮下に配置される。埋込
刺激機410は患者の皮膚412の下に完全に埋め込まれる。
刺激機410は、パワーリセプションコイル414、フルウェ
ーブレクティファイヤ（full wave rectifier）416、電
圧レギュレータ装置418、及び静電パワーソース420を含
んでいる。このインダクタパワーコイル、レクティファ
イヤ（rect.）及び電圧レギュレータは、RFカップルさ
れたパワーを、高静電容量キャパシタ420の最大定格電
圧に等しい一定のDC電圧に変換するのに必要である。静
電パワーソース420からのアウトプットパワーはインプ
ット／アウトプット回路422に提供される。前述したよ
うに、これら刺激器は、神経刺激器、ペースメーカー、
あるいは薬剤搬送システムの一部、またはRFカップルさ
れた診断ユニットであってもよい。RFカップルされた診
断ユニットが利用される場合には、この診断ユニットは
目標組織を必ずしも刺激せず、その目標組織の電気活動
をモニターする。例えば、EEG及びEKG信号のモニターが
可能である。診断データは遠隔的に埋込器から得られ
る。
埋め込まれた装置410はさらに制御プログラム電子機
器424を含んでおり、これらにはさらにパワー426が供給
される。パワー426には静電パワーソース420が供給され
る。調整回路（conditioner circuit）428は制御された
電子機器424と遠隔アンテナ430との間に配置される。
図７は、チタン容器に入れられた埋込ユニットの詳細
な電子部品図を略図で示している。この埋込ユニット
は、人体の神経または筋肉組織に搬送される電流と極性
電荷（polarity charge）とを有した電気刺激パルスの
制御を提供する。この電極の刺激パルスは、頑固な痛
み、てんかん発作、尿及び便失禁、末端血管症等の治療
に利用される。図７に示すユニットはパワーサプライ51
2に配置されているスーパーキャパシタＳ−CAP510によ
ってパワー提供される。埋込器全体はチタン容器（図示
せず）に収容されている。この容器は埋込器を電気的及
び物理的に完全に包囲している。これら電子部品は図７
にて概略的に示されている。１好適実施例では、この３
ファラッドスーパーキャパシタ510の充電には約30分を
要する。完全に充電されると埋込ユニットは約24時間連
続的に作動するであろう。このパワーはスーパーキャパ
シタ510に保存されたエネルギーから専用的に供給され
る。
図７の破線内に示されるパワーサプライ512はパワー
レシーバインダクタL2を含む。インダクタL2のアウトプ
ットはレクティファイヤダイオードブリッジ（rectifyi
ng diode bridge）D5に供給される。このレクティファ
イヤのアウトプット端子はその１端でアース（ground）
され、他方の端で電圧レギュレータV.REG.−Ｈのインプ
ット端子に接続される。この高電圧レギュレータ514は
約5.5ボルトの電圧をアウトプットする。電圧レギュレ
ータ514はマイクロコントローラ／メモリユニット516の
出力に基づいてスイッチが入れられたり切られたりす
る。そのコマンドはマイクロコントローラポート表内
（以下記載）でREG−ONとして特定されている。キャパ
シタ518は電圧レギュレータ514の入力部でフィルター機
構を提供する。電圧レギュレータ514のアウトプットも
またスーパーキャパシタ510の１端子に接続されてい
る。
電圧レギュレータ514のアウトプットは低電圧レギュ
レータである第２電圧レギュレータ52にさらに適用され
る。低電圧レギュレータ520のアウトプットは約2.0ボル
トであり、図７ではVCCとして特定されている。キャパ
シタ522は電圧レギュレータ520のインプット部でフィル
ターとして作用する。電圧レギュレータ520はコマンドR
EG−ONの状態に基づいてマイクロコントローラ／メモリ
516によってもONとOFFとが制御される。
スーパーキャパシタ510のパワーアウトプットは図７
でVs-capとして特定されている。この電圧は、電圧マル
チプライヤ530、コンパレータ532（Vs-capがある電圧レ
ベルを越えるとき検出）、コンパレータ534（低VS−CAP
電圧で起動）及び電極／極性選択ユニット536のごとき
多数のパワー消費アイテムに適用される。
トランジスタ501PはREG−ON信号及びスーパーキャパ
シタ電圧VS−CAPと共に作動する。
以下の電圧表は埋込器の多様な電圧に対するアイデン
ティファイヤ（identifier）をリストアップしている。
電圧表 Vs−cap スーパーキャパシタの電圧＋5.5v Vcc IC電圧＋2.0v Vx マルチ電極電圧（multiplied electrode voltage） Vref−ｌ 低ｓ−cap電圧基準 Vref−ｈ 高ｓ−cap電圧基準 この埋込器はマイクロコントローラ／メモリユニット
516によって制御される。以下のマイクロコントローラ
ポート表はマイクロコントローラ516からの主要なポー
トあるいは端子をリストアップしている。
マイクロコントローラ516にはオシレータY1からタイ
ミング信号が供給される。プログラム／遠隔トラスンミ
ッション信号はマイクロコントローラ516のPROGポート
に適用される。これらプログラム信号に関しては後に説
明する。遠隔インプットはトランジスタN21のアウトプ
ットに基づいてマイクロコントローラ516に適用され
る。患者が埋込器を起動させるときは、その電磁石ソー
ス（普通は磁石）を埋込器に近づける。この未処理EMF
信号はリードスイッチ540を閉鎖する。これによってレ
ジスタ542（電圧デバイダ）の電圧を変化させ、そのコ
マンド信号はマイクロコントローラ516の磁石リードス
イッチインプットMAGに適用される。マイクロコントロ
ーラ516は８ビットアウトプットMAO−７をデジタル／ア
ナログコンバータ544に発生させる。このD/Aコンバータ
は電圧のインプットとして電流コンバータ546に供給さ
れる。その電流コンバータに対する電圧のインプットは
is547として特定される電流ソースに適用される。この
電流信号は電極／極性選択ユニット536に入力される。
マイクロコントローラ／メモリ516にはIC電圧VCCが供給
される。コマンド信号はコントローラに適用され、スー
パーキャパシタがフルにチャージされているか、あるい
はエンプティ（VS−CAPに対して低電圧を表す）である
ことを示す。フルにチャージされたコマンドは、VS−CA
Pがある高レベルに到達したときコンパレータ532によっ
て発生される。これは基準電圧Vrf-hに基づいて実行さ
れる。エンプティあるいは低電圧信号はコンパレータ53
4によって発生される。この低電圧はVrf-lと比較され
る。マイクロコントローラはパルスコマンドを発生さ
せ、これをD/Aコンバータ544に適用する。Zonコマンド
はA/Dコンバーラ550に適用される。A/Dコンバータ550は
患者に搬送された刺激パルスの電荷と極性とを検出する
のに利用される。このZon信号はA/Dコンバータ550を起
動するラッチとして利用され、A/Dコンバータ550のアウ
トプットはマイクロコントローラZinに適用される。繰
り返すが、このZin信号は刺激パルスのチェックに利用
される。
マイクロコントローラ516はダンプ信号１−４を出力
し、それらを電極／極性選択ユニット536に適用する。
マイクロコントローラは、チャンネルと、チャンネル１
−４の極性とを示す８ビットデジタルワード（digital
word）を出力する。このチャンネルと極性信号は電極／
極性選択ユニット536に適用される。以下の表はユニッ
ト536に適用される８ビットワードを表している。
チャンネルONと極性表 Ch1＋ Ch1− Ch2＋ Ch2− Ch3＋ Ch3− Ch4＋ Ch4− マイクロコントローラ516は電圧マルチプライヤX2とX
3を発生させ、電圧マルチプライヤ530に適用される。電
圧マルチプライヤ530のアウトプットは電極／極性選択
ユニット536とA/Dコンバータ550にインプットVXにて入
力される。正しいアンプリチュード、幅及び極性を有し
た電流刺激パルスは、キャパシタ562を含むフィルター
キャパシタを通じて刺激リード560に適用される。
伝達のため、埋込器はトランジスタN21のスイッチ操
作に基づいてインダクタL1を励起（excite）させる。ト
ランジスタN21はマイクロコントローラ516によって発生
される遠隔TELEM信号に基づいて起動される。１実施例
において、トランジスタN21は約200マイクロ秒間スイッ
チがオンにされ、インダクタL1を飽和させる。トランジ
スタN21がオフにされると、電界とインダクタL1は崩壊
し、L1コイルに高電圧スパイク（約100ボルト）を発生
させる。１実施例において、埋込器は、時にパルス間隔
修正信号（pulse interval modulated signal）とも呼
称されるパルス幅修正信号に基づいて充電ユニットある
いはプログラマユニットと連絡（communicate）する。
以下のパルス間隔表は、０ビットパルス幅が５ユニット
幅あるいは長さのインデュレーション（indulation）で
あることを示している。この１ビットパルス幅は８ユニ
ットを占める。０ビットと１ビットは幅が３ユニットで
ある間隔デバイダT2で分離されている。
プログラマーあるいは充電ユニットから埋込器へのデ
ータの各トランスミッションは8KHzバーストトランスミ
ッション（burst transmission）によって約200ミリ秒
間処理される。続いて、そのトランスミッション装置
は、“プログラム処理”、“質問処理”あるいは“リー
ドインピーダンス測定（measure lead impedance）”の
ごとき必要な作動タイプを特定するコマンドコードを発
生させる。外部装置（充電ユニットまたはプログラマ）
と内部装置（すなわち埋込器）との間にシリーズコミュ
ニケーションリンク（serial communications link）が
存在することは特徴的である。
高電圧スパイクが埋込器のインダクタL1で検出される
と、その信号は適当な回路でフィルターされ、アンプリ
ファイ処理（amplify）され、シェープ処理（shape）さ
れる。この回路はコンパレータ／アンプリファイヤ564
として特定される。検出データ信号のフィルター処理、
アンプ処理及びシェープ処理は当業界では知られてい
る。
この埋込器からのデータを伝達するため、トランジス
タN1のスイッチがon/offにされ、インダクタL1に電圧ス
パイクが提供される。これら電圧スパイクはEMF信号で
あり、後述するプログラマあるいは充電ユニットで検出
され、フィルターされ、シェープされる。
患者は、埋込器と充電ユニットとの間の双方向非侵入
式EMFコミュニケーションリンクを介して埋込ユニット
の機能のいくらかを制御することができる。さらに、患
者は非侵入式にリードスイッチ540を作動させてon/off
サイクルをコントロールすることができる。この充電ユ
ニットの制御に関しては、患者は：（ａ）埋込器内のス
ーパーキャパシタ510を充電し、（ｂ）コイルL1で受け
取った遠隔コマンドに基づいて刺激を開始あるいは停止
し、（ｃ）再び遠隔コマンドによって刺激パルスアンプ
リチュードを調整し、（ｄ）埋込器を再プログラムし
て、その埋込器を元の刺激プログラムに戻すか、あるい
はマイクロコントローラ516から発生し、遠隔アンテナ
コイルL1を介して充電ユニットに伝達される低電圧また
はエンプティ信号に基づいたスケジュールに戻す。
図８は充電ユニットの詳細な電子部品配置図である。
本実施例の充電ユニットはコンパクトユニット610とパ
ッチユニット612として提供されている。コンパクトユ
ニット610は、その１側部に沿ってベルトクリップ614を
有した比較的に薄い方形容器として提供されている。こ
のパッチユニット612は、その１側部に沿って接着剤616
を有した薄くてシート状の部品として提供されている。
パンチユニット612は埋込器近くで患者の皮膚に配置さ
れる。接着剤616はパッチユニット612を患者の皮膚に取
り付けるのに利用される。パッチユニット612はケーブ
ル618を介してコンパクトユニット610に接続される。１
実施例のケーブル618は４ワイヤケーブルである。機械
式カップラ621と623とはケーブル618をコンパクトユニ
ット610に取り付けて電気的に接続させ、あるいは取り
外させる。
充電ユニットの主たる機能は埋込ユニットのスーパー
キャパシタを定期的で非侵入的に充電することである。
これは患者が手でキーパッド624の“チャージ”キー（C
HGキー）を押すことで達成できる。以下のキーパッドコ
ントロール表はキーパッド624の主要キーと機能とを特
定する。
キーパッドコントロール表 キー 機能 ON/OFF 充電ユニットONまたはOFF Pgm. 埋込器をプログラム Chg. 埋込器をチャージ Stim.on/off 刺激パルスを開始／停止 mat 電流アンプリチュードを増加 ma− 電流アンプリチュードを減少 スーパーキャパシタにて高レベル電圧VS−CAPを検出
すると、埋込器は遠隔的にストップチャージコマンドを
充電ユニットに送る。すなわち、埋込器と充電ユニット
は相助作用的にスーパーキャパシタがフルにチャージさ
れているかどうかを決定する。
患者またはユーザはキーパッド624の適正なキーを押
して刺激電流パルスをスタート／ストップでき、刺激パ
ルスのアンプリチュードを調整でき、キーパッド624の
プログラムキーを押すことで元の刺激スケジュールに戻
すか、医師の指示に従って構築されたプログラムに再構
築することができる。
充電ユニットは、遠隔コミニュケーションリンクを介
した後の伝達のために、プログラマユニット（後述）に
よって埋込器に伝達されるプログラムを受信し、デコー
ド処理し、保存することができる。この充電ユニット
は、埋込器内の刺激スケジュールの操作値を質問し、患
者によってコマンドされるように刺激パルスのパルスア
ンプリチュードを患者に変化させることもできる。通常
の使用においては、医師が埋込ユニットと充電ユニット
とにそれらの操作刺激スケジュールあるいは値を入力す
るであろう。充電ユニットに刺激プログラムあるいはス
ケジュールを保存することで、埋込ユニット内のメモリ
ロスを間に合うように防止するためにスーパーキャパシ
タパワーサプライと埋込器がリフレッシュあるいはリチ
ャージされない場合に、埋込器はプログラムスケジュー
ルと充電ユニットに基づいて再プログラムできる。
充電サイクルの手動あるいは自動起動によって、充電
ユニットは埋込ユニットにまず質問し、埋込器のRAMあ
るいは他のメモリの状態を判定する。もしスーパーキャ
パシタパワーサプライが、コンパレータ534とVS−CAPの
値に基づいて検出された最低メモリ保持電圧（minimum
memory retention voltege）以下にディスチャージされ
たなら、そのプログラムあるいは刺激スケジュールは消
失するか破壊される。充電ユニットによる（遠隔データ
トランスファを介した）質問で、埋込ユニットは反応せ
ず、あるいは刺激スケジュールを表す不適切なデータで
反応するであろう。充電ユニットはこの破壊されたデー
タ保存あるいはプログラムスケジュールを検出し、スー
パーキャパシタのリチャージを開始し、所定のチャージ
時間（１実施例では約５分）後に、充電ユニットは元の
刺激プログラムあるいはスケジュールを埋込器に再生さ
せるであろう。
この充電ユニットは前述したようなパルス間隔あるい
はパルス幅修正技術を利用する。
データを埋込器に伝達するため、トランジスタN211は
約200マイクロ秒間スイッチが入れられ、インダクタコ
イルL11の飽和をもたらす。トランジスタN211がオフに
されると、インダクタL11の電界は崩壊し、そのコイル
に約100ボルトの誘導電圧スパイクを発生させる。この
スパイクは埋込器内の回路によって検出され、フィルタ
ーされ、シェープ処理されて、デモジュレート（demodu
late）処理される。
プログラマあるいは埋込ユニットで伝達された高電圧
スパイクは充電ユニット内、特にパッチユニット612内
のインダクタL11に誘導的にカップリングされる。受信
された信号はケーブル618によってカップラ621と623と
を通って運搬され、最終的にはプログラムアンプリファ
イヤ640に適用される。このプログラムアンプリファイ
ヤはフィルター642、アンプリファイヤステージ644、及
びパルスシェーパーステージ646を含んでいる。最終的
には、このフィルターされ、アンプリファイされ、シェ
ープされたパルスはマイクロコントローラ／メモリユニ
ット650のプログラムPRGMインプットに適用される。マ
イクロコントローラ／関連メモリ650は各受信パルスの
各時間を測定し、各信号データバイトのウェイト（weig
ht）をデコード処理し、プログラムあるいは遠隔的に受
信されたデジタルワードのバイトを創出（compose）
し、各パラメータのための値を解釈（interpret）す
る。
埋込器によって自動的に送られるコマンドの１つはス
トップチャージコマンドである。マイクロコントローラ
650によるこのストップチャージコマンドの受信とデコ
ード処理とによって、充電ユニットは埋込器に対する電
磁力波をカットさせることで充電を停止する。
埋込器のスーパーキャパシタをチャージするため、イ
ンダクタコイルL3はコルピットオシレータ（colpitts o
scillator）662によって起動される。オシレータ662に
はマイクロコントローラ650からのチャージコマンド
と、電圧マルチプライヤ664からの増強された電圧（enh
anced voltage）とが供給される。通常のコルピットオ
シレータ662は、トランジスタN101を介してマイクロコ
ントローラ560によってオンあるいはオフにすることが
できるように改良されている。マイクロコントローラ65
0のチャージポート（charge port）が高くなると、コル
ピットオシレータのトランジスタ（図示せず）はONにス
イッチが入れられる。それら両トランジスタのスイッチ
操作はレジスタの１側部を約30ボルトにまで引き下げ、
コルピットオシレータのオシレーション操作をスタート
させる。同様に、マイクロコントローラ650のチャージ
ポートが低くなると、コルピットオシレータ662のトラ
ンジスタ（図示せず）はOFFにされる。コルピットオシ
レータが作動しているときには、パワーインダクタL3は
交流（alternating）EMF界を発生させる。パワーインダ
クタL3は埋込器内のインダクタL2に電磁的にカップルさ
れている。従って、インダクタL3とL2とはトランスフォ
ーマ（transformer）として作用し、このL3はプライマ
リであり、L2はセカンダリである。スーパーキャパシタ
510をチャージするため、埋込器のインダクタL2によっ
て捕獲されたEMFエネルギーはレクティファイ処理さ
れ、5.5ボルトにレギュレート処理される。電圧マルチ
プライヤ664はバッテリ電圧（１実施例では約２−３ボ
ルト）を約30ボルトDCに変換するのに使用される。この
電圧はコルピットオシレータ662に必要な電圧である。
この高電圧は埋込器のインダクタL2に到達できるだけの
充分な電磁界強度を発生させるのに必要である。この高
電圧及び得られたEMFパワー信号は埋込器を覆うチタン
容器を通過しなければならない。
充電コンパクトユニット610はバッテリ672からパワー
を供給されており、このバッテリは１実施例においては
３ボルトリチャージ式バッテリである。このバッテリの
アウトプット端子はコンパレータ674に接続されてい
る。コンパレータ674はそのバッテリが基準電圧VREF−
Ｒに基づいて充分な電圧を有しているか否かを決定す
る。この充電ユニットも１ファラッドメモリバックアッ
プパワー保存装置であるキャパシタ767を含んでいる。
これはスーパーキャパシタの別な使用である。パワーは
電圧Vdでマイクロコントローラ650に供給される。コン
パレータ674のアウトプットはバッテリ672の電圧が低い
かどうかを決定する。もし低ければ、マイクロコントロ
ーラ650はそのコンパレータのアウトプット部で低バッ
テリ信号を検出する。従って、このマイクロコントロー
ラは低バッテリを示す発光ダイオードLEDを起動させる
であろう。これはLED回路678によって実行される。埋込
器により伝達された刺激フル信号（stimulator full si
gnal）を検出すると、マイクロコントローラ650は、刺
激フル状態であることを示す発光ダイオードLEDを起動
させる。このLEDは図８の回路680によって示される。さ
らに、可聴アラームが提供される。これは、概略的に可
聴アナウンサ（audible announcer）682として示されて
いる。マイクロコントローラ650にはオシレータ684に基
づいたタイミングパルスが供給される。
患者あるいはユーザーは、キーパッド624のma＋キー
あるいはma−キーを押すことで刺激パルスのアンプリチ
ュードを増強または減少させることができる。１実施例
においては、これらプッシュボタンの１つが操作された
ときは常に、その刺激電流アンプリチュードは次の上下
の値に変化する。スイッチのさらなる操作は所定の時間
が経過するまで無視される。このタイムウィンドゥ（ti
me window）機能は、さらなるアンプリチュードの変化
の影響を受ける前に患者が刺激電流の最後の変化を“感
じる”ようにさせている。この機能によって患者に対す
る刺激の過剰あるいは不足を防止している。
図９はプログラマユニットの詳細な電子部品配置図で
ある。プログラマユニットは通常はACパワーソース712
に電気的に接続された容器（cradle）710上に設置され
ている。このACパワーソースはコンバータ714によってD
O電圧に変換され、そのDCパワーアウトプットは信号コ
ンディショナ716によって適宜にコンディション処理さ
れる。信号コンディショナ716からのパワーアウトプッ
トはカップラ717とその係合カップラ718に適用される。
次にそのパワーはバッテリチャージ回路720に適用され
る。LEDあるいは発光ダイオード回路722は、プログラム
処理がバッテリ724をチャージしていることを示す。１
好適実施例においては、バッテリ724は6.2ボルトを有し
たニッケル−カドミウムバッテリである。バッテリ724
のアウトプットはコンパレータ726に適用される。コン
パレータ726はバッテリ724の電圧が所定の電圧レベルVr
ef−btty以下に降下したかどうかを決定する。降下して
いれば、コンパレータ726のアウトプットは高くなり、L
ED回路728は起動され、低バッテリ光（battery low lig
ht）が提示される。さらに、コンパレータ726のアウト
プットはマイクロプロセッサ730、特にその低バッテリ
指示ポート（low battery indicator port）に供給され
る。
バッテリ724のアウトプットはさらに電圧レギュレー
ション回路732に供給される。この電圧レギュレーショ
ン回路732のアウトプットはプログラマのIC部品のため
の供給電圧である。この電圧レベルはVcc-pgrとして示
されている。この電圧はマイクロプロセッサ730のパワ
ーインプットに適用される。バス735はRAM734として示
されるメモリとEPROMメモリ736とを接続する。さらに、
インプット／アウトプット回路738はバス735に接続して
いる。このインプット／アウトプット回路はマイクロプ
ロセッサ730とLCD表示ユニット740及びキーパッドユニ
ット742との間にインターフェースを提供する。
このプログラマユニットはトランスミッタ遠隔回路74
6のトランジスタQ1を作動させることで遠隔コマンドを
伝達する。この遠隔回路746はトランジスタQ1と直列に
接続されたトランスミッションインダクタL4を含む。こ
のインダクタの他端にはパワーが供給される。キャパシ
タ748は伝達される信号のためのフィルターを提供す
る。プログラム作用はLEDコントロール回路752によって
制御される発光ダイオードあるいはLED750に基づいて特
定される。このLEDコントロール回路は遠隔回路746のト
ランジスタQ1にまで伸びるプログラムラインに電気的に
カップリングされている。
マイクロプロセッサ730にはオシレータ760からタイミ
ングパルスが供給される。
このプログラムユニット730はさらにレシーバ遠隔回
路762を含む。遠隔回路762はインダクタコイルL202を含
む。このインダクタコイルは充電ユニットあるいは埋込
器によって発生された信号を受け取る。これら信号はフ
ィルター回路781に適用され、さらに、アンプリファイ
ヤ回路783によってアンプリファイ処理され、そのアン
プリファイ処理された信号はパルスシェーパー785によ
ってシェープ処理される。得られたパルス幅修正信号は
マイクロプロセッサ730のポートのデータに適用され
る。
プログラマユニットはトランジスタQ1をオン及びオフ
にすることで遠隔データと信号とを送る。このON/OFFサ
イクルは約200マイクロ秒である。この操作によってイ
ンダクタコイルL4は飽和する。トランジスタQ1がオフに
されると電界は崩壊し、約100ボルトの高電圧スパイク
がインダクタL4に現れる。この高電圧スパイクは埋込器
あるいは充電ユニット内のインダクタによって検出され
る。各パルス、特に各パルス間隔は埋込器あるいは充電
ユニット内の適当なマイクロコントローラによって測定
される。従って、この遠隔データはこのユニットによっ
てデコード処理される。
これらトランスミッション／デコード処理、及びデー
タトランスミッションがエラーを含まないことを確認す
るため、この埋込ユニットは受信する全てのビットごと
にエコー（echo）することでそのプログラムに対応す
る。このプログラマはエコーされた値を意図された値と
比較する。これらの値が等しければ、プログラムユニッ
トはトランスファコマンドを埋込器に伝達する。この操
作によって埋込器は一時メモリ保存位置（temporary me
mory stroage location）からの新操作値を永久あるい
は操作メモリ保存位置に保存する。この時点からは、埋
込器はその刺激スケジュールあるいはプログラムを活用
する。
図９に示す２本のアンテナの代用として１本のアンテ
ナを使用することもできる。２本のアンテナはプログラ
ム／遠隔距離を改善するのに使用されている。
「請求の範囲」は本発明の精神とスコープ内での改良
と変更を含むものである。
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平７−246243（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−317433（ＪＰ，Ａ) 実開 平１−93930（ＪＰ，Ｕ) 特表 平８−507240（ＪＰ，Ａ) 特表 平８−509637（ＪＰ，Ａ) 米国特許5358514（ＵＳ，Ａ) 米国特許5314458（ＵＳ，Ａ) 英国特許出願公開2239802（ＧＢ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) A61N 1/36 - 1/39

Claims (24)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】埋込用医療器具を操作する装置であって、 埋込用医療器具と、 その埋込用医療器具内に含まれており、その医療器具に
    対して少なくとも１日の一部の時間にわたって専用にパ
    ワーを供給することができる最大定格電圧を備えた静電
    容量パワーソースと、 を含んでおり、そのパワーソースは少なくとも0.1ファ
    ラッドの静電容量定格を備えた高容量の小型静電容量エ
    ネルギー保存ユニットを含んだものであり、 全て前記埋込用医療器具内に搭載されているものであ
    り、前記静電容量エネルギー保存ユニットに対して補充
    電流を供給するための、EMFパワー伝達を収集するよう
    に採用されたインダクタコイルと、そのインダクタコイ
    ルと前記静電容量エネルギー保存ユニットとにカップリ
    ングされたレクティファイアと、その静電容量エネルギ
    ー保存ユニット内に電気的にカップリングされており、
    その電荷レベルを制御する手段と、 を含んでいることを特徴とする装置。
  2. 【請求項２】前記静電容量エネルギー保存ユニットは、
    前記埋込用医療器具の全部分に対してその作動中に少な
    くとも８時間にわたってパワーを専用単独で提供するに
    充分な静電容量を有していることを特徴とする請求項１
    記載の装置。
  3. 【請求項３】前記静電容量エネルギー保存ユニットは、
    並列に電気的にカップリングされた複数の高容量小型キ
    ャパシタを含んでいることを特徴とする請求項１または
    ２記載の装置。
  4. 【請求項４】前記静電容量エネルギー保存ユニットは4.
    0立方センチ以下であり、前記埋込用医療器具内に収納
    されていることを特徴とする請求項１、２または３記載
    の装置。
  5. 【請求項５】前記インダクタコイル近辺でEMFパワー伝
    達を発生させる手段を含み、前記静電容量パワーソース
    をその最大定格電圧にまで補充するための外部ユニット
    をさらに含んでいることを特徴とする請求項１から４の
    いずれかに記載の装置。
  6. 【請求項６】前記発生手段は前記静電容量パワーソース
    を２時間以内にその最大定格電圧にまで補充するように
    構成されていることを特徴とする請求項５記載の装置。
  7. 【請求項７】前記埋込用医療器具内にあり、前記静電容
    量エネルギー保存ユニットへの補充電流が、充分に電荷
    された静電容量パワーソースを示すしきい値レベル以下
    に降下したときを検出する手段をさらに含んでいること
    を特徴とする請求項５または６記載の装置。
  8. 【請求項８】前記埋込用医療器具内にあり、特定遠隔コ
    ードを介して前記外部ユニットに対する前記静電容量パ
    ワーソースの補充電荷サイクルの完了を信号する手段
    と、その外部ユニット内に提供されており、前記埋込用
    医療器具によって発生された前記遠隔信号を検出して前
    記静電容量エネルギー保存ユニットの電荷サイクルの完
    了を示す手段とを含んでいることを特徴とする請求項
    ５、６または７記載の装置。
  9. 【請求項９】前記外部ユニットはユーザに対して電荷サ
    イクルの完了を知らせる可聴あるいは可視指示器を含ん
    でいることを特徴とする請求項５から８のいずれかに記
    載の装置。
  10. 【請求項１０】前記外部ユニットはポータブルであり、
    再電荷可能なバッテリあるいは再電荷不能なバッテリに
    よってパワーが供給されていることを特徴とする請求項
    ５から９のいずれかに記載の装置。
  11. 【請求項１１】前記埋込用医療器具は、EMF感知式ON/OF
    Fスイッチと、そのスイッチにカップリングされてお
    り、その埋込用医療器具を起動／停止させる手段とを含
    んでおり、本装置は、そのEMF感知式スイッチにマッチ
    したユーザ制御されたEMFソースを含んでおり、ユーザ
    に前記埋込用医療器具を非侵入式にON及びOFF操作させ
    ることを特徴とする請求項５から10のいずれかに記載の
    装置。
  12. 【請求項１２】前記埋込用医療器具は埋込刺激器であ
    り、前記外部ユニットはその埋込刺激器をプログラムし
    て、その刺激プログラムの指示通りにその刺激器に電気
    刺激パルスを目的組織にまで搬送させることを特徴とす
    る請求項５から11のいずれかに記載の装置。
  13. 【請求項１３】前記埋込刺激器は、 前記静電容量エネルギー保存ユニットの電荷レベルを検
    出し、その電荷レベルが所定のレベル以下あるいは以上
    の場合に低電荷コマンド信号または高電荷コマンド信号
    を発生させる手段と、 誘電遠隔アンテナを備えた遠隔回路であって、前記検出
    手段にカップリングされており、そのアンテナを介して
    そのコマンド信号を表す信号を伝達するように構成され
    た遠隔回路と、 を含んでおり、 前記外部ユニットは、 対応する誘電遠隔アンテナを備えた対応する遠隔回路で
    あって、そのアンテナを介して前記コマンド信号を表す
    信号を受信するように構成された遠隔回路と、 前記静電容量エネルギー保存ユニットをその最大定格電
    圧にまで補充する前記手段を制御する手段であって、前
    記対応する遠隔回路にカップリングされており、前記の
    低電荷コマンド信号と高電荷コマンド信号とをそれぞれ
    表す前記信号の受信によって前記補充手段を起動／停止
    させることができる制御手段と、 を含んでいることを特徴とする請求項12記載の装置。
  14. 【請求項１４】前記埋込刺激器は、 前記刺激パルスの搬送を制御する刺激プログラムを保存
    したメモリを備えた第１マイクロコントローラを含んで
    おり、 前記外部ユニットは、 前記埋込刺激器用の一次（primary）刺激プログラムを
    保存したメモリを備えた対応するマイクロコントローラ
    を含んでおり、 その対応するマイクロコントローラは、前記の対応する
    遠隔回路とアンテナとを介してその一次刺激プログラム
    を前記埋込刺激器にアップロードする手段を有している
    ことを特徴とする請求項12または13記載の装置。
  15. 【請求項１５】前記外部ユニットは、ユーザ操作制御
    と、そのユーザ操作制御の起動に基づいてその刺激パル
    スを増加／減少させる信号を発生させる手段とを含んで
    おり、前記の対応するマイクロコントローラは前記遠隔
    回路を介して前記第１マイクロコントローラに対し、刺
    激パルスコマンドを増加／減少させるように前記コマン
    ドを伝達する手段を有しており、その第１マイクロコン
    トローラは、刺激パルスを増加／減少させるようにその
    コマンドに基づいて前記刺激プログラムを変更させる手
    段を有していることを特徴とする請求項12または13記載
    の装置。
  16. 【請求項１６】前記外部ユニットと前記埋込刺激器と
    は、両者間の遠隔データとコマンドの交換をチェックす
    る手段をそれぞれ含んでいることを特徴とする請求項12
    から15のいずれかに記載の装置。
  17. 【請求項１７】前記外部ユニットは、保存された前記刺
    激プログラムの有効性を確認するために前記第１マイク
    ロコントローラとメモリに質問する手段を含んでいるこ
    とを特徴とする請求項12から16のいずれかに記載の装
    置。
  18. 【請求項１８】前記質問手段は、無効な刺激プログラム
    の検出で前記第１マイクロコントローラとメモリを再プ
    ログラムする手段を含んでいることを特徴とする請求項
    15記載の装置。
  19. 【請求項１９】前記埋込用医療器具はペースメーカーで
    あることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載
    の装置。
  20. 【請求項２０】前記埋込用医療器具は薬剤搬送器具であ
    ることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の
    装置。
  21. 【請求項２１】前記埋込用医療器具は診断器具であるこ
    とを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の装
    置。
  22. 【請求項２２】前記埋込用医療器具はデフィブリレータ
    であることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記
    載の装置。
  23. 【請求項２３】前記レクティファイ手段と前記電気器具
    装置との間で電気的にカップリングされており、その電
    気器具装置に対して直接的に電気パワーを供給し、及び
    ／又は、前記レクティファイ手段と前記補充式静電容量
    エネルギー保存ユニットとの間で電気的にカップリング
    されており、その補充式静電容量エネルギー保存ユニッ
    トに対して、またはそれのみに補充電気パワーを同時的
    に供給する手段を含んでいることを特徴とする請求項１
    から22のいずれかに記載の装置。
  24. 【請求項２４】前記電気器具装置は、前記受信誘電コイ
    ルがEMFパワー伝達の収集を停止したとき、前記静電容
    量エネルギー保存ユニット装置によって自動的にパワー
    供給されるように構成されていることを特徴とする請求
    項１から23のいずれかに記載の装置。
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