JP4153163B2 - 低電力整流回路 - Google Patents

低電力整流回路 Download PDF

Info

Publication number
JP4153163B2
JP4153163B2 JP2000511236A JP2000511236A JP4153163B2 JP 4153163 B2 JP4153163 B2 JP 4153163B2 JP 2000511236 A JP2000511236 A JP 2000511236A JP 2000511236 A JP2000511236 A JP 2000511236A JP 4153163 B2 JP4153163 B2 JP 4153163B2
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
mos
input line
bias
pulse
circuit
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 - Lifetime
Application number
JP2000511236A
Other languages
English (en)
Other versions
JP2001517056A (ja
Inventor
ジョン シー ゴード
ライル ディーン キャンフィールド
Original Assignee
アルフレッド イー マン ファウンデーション フォア サイエンティフィック リサーチ
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 アルフレッド イー マン ファウンデーション フォア サイエンティフィック リサーチ filed Critical アルフレッド イー マン ファウンデーション フォア サイエンティフィック リサーチ
Publication of JP2001517056A publication Critical patent/JP2001517056A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP4153163B2 publication Critical patent/JP4153163B2/ja
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • HELECTRICITY
    • H02GENERATION; CONVERSION OR DISTRIBUTION OF ELECTRIC POWER
    • H02MAPPARATUS FOR CONVERSION BETWEEN AC AND AC, BETWEEN AC AND DC, OR BETWEEN DC AND DC, AND FOR USE WITH MAINS OR SIMILAR POWER SUPPLY SYSTEMS; CONVERSION OF DC OR AC INPUT POWER INTO SURGE OUTPUT POWER; CONTROL OR REGULATION THEREOF
    • H02M7/00Conversion of ac power input into dc power output; Conversion of dc power input into ac power output
    • H02M7/02Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal
    • H02M7/04Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters
    • H02M7/12Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode
    • H02M7/21Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal
    • H02M7/217Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only
    • H02M7/219Conversion of ac power input into dc power output without possibility of reversal by static converters using discharge tubes with control electrode or semiconductor devices with control electrode using devices of a triode or transistor type requiring continuous application of a control signal using semiconductor devices only in a bridge configuration
    • 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
    • A61N1/372Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/378Electrical supply

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Power Engineering (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Rectifiers (AREA)

Description

【0001】
【発明の技術分野】
本発明は、埋設可能な医療装置に関し、特に詳細には、埋設可能なセンサー又は同様の装置内で使用することができ、且つ低レベルパルス又はac信号をこの様な信号に含まれるエネルギーが、埋設可能な装置の他の回路のための動作電力を提供するdc電位に変換できる様に整流する極低電力整流回路に関係する。
【0002】
【発明の背景】
埋設可能な医療装置分野において、所望の医療機能を達成する様に構成された、医療装置が、患者のために必要とされる所望の機能が実現出来る様に、患者の生体組織内に埋設される。埋設可能なペースメーカ、蝸牛刺激器、筋肉刺激器、グルコースセンサー等の埋設可能な医療装置の数々の例が、この分野で知られている。
【0003】
或る埋設可能な医療装置は、検知機能、即ち、特定のパラメータ、例えば、患者の血液又は組織内の特定の物質の量を検知し、且つ検知された物質の量又は濃度レベルを示す電気信号を発生する様に構成されている。この様な電気信号は次に、埋設しても良いし、埋設しなくても良い好適なコントローラに接続される。このコントローラは、或る意味で検知された情報に応答して、医療装置がその意図された機能、例えば、検知された物資の測定を表示及び/又は記録することを達成することを可能にする。検知機能を達成する埋設可能な医療装置の例が、例えば、米国特許第4,671,288号に示されている。
【0004】
近年、医療装置がより有益になり且つ数が増えるにつれて、装置の所望の機能を大量の電力(埋設される装置では、この電力は通常制限されている)の消費無しに実行することができるようにする、この様な装置に接続されるか又は内部に含まれる極低電力センサーを提供することの継続的な要求が存在する。
【0005】
高周波ac信号を埋設された医療装置に誘導的に結合して、動作電力を装置の回路に提供することはこの分野で知られている。埋設された装置内に一旦受け入れられると、整流回路、典型的には、半導体ダイオードによって実現される単純全波又は半波整流回路が、整流機能を提供するのに使用される。不幸にもこのことが行われると、大きな信号損失、即ち、0.7ボルトが半導体ダイオードを横切って発生する。1ボルト又は2ボルトのみの低いレベルの入力に対しては、整流器の効率を相当低下することか認められる。
【0006】
近年発展された極低電力埋設可能な装置及びセンサーにとって、例えば、2乃至3ボルトの低い動作電力が、全体の動作電力を低く保つために好ましい。不幸にも、この様な低い動作電圧が使用されると、0.7ボルトのダイオード電圧降下は、全電圧のかなりの部分を表し、従って、極めて非効率的な電圧整流又は変換プロセスが結果される。非効率的な電圧変換は、逆に、入力電力を増大することに直接意味し、増大された入力電力は低電力装置の総合設計目標を達成不可能にする。従って、必要とされることは、低振幅交番入力信号を低出力動作電圧に効率的に変換する低電力整流回路である。
【0007】
更に、通常のプロセス技術を使用してでは、CMOSまたはバイポーラチップ上にダイオード形態のブリッジ整流子を製造することは常には可能ではない。チップの基板でない正のレール又は正の電力供給と良好な接続を行うことが特に困難である。従って、問題のあるダイオードを使用することを大体において避ける低電力整流回路がこの分野で必要とされている。
【0008】
ダイオードの代わりに、スイッチを整流回路内で使用することができる。この様なスイッチは、例えば、50mVのオーダの、極めて低いターンオン電圧を示す様に構成することができる。不利益にも、この様なスイッチング回路が動作する以前に、所望の動作に対してスイッチをバイアスする(動作電圧を与える)ことができる既に利用可能動作電位(供給電圧)が存在する必要がある。多くの埋設可能なセンサー応用においては、整流回路が入力電力信号を整流する様な時までに、動作電位が存在しない。従って、整流は、動作電位が存在するまで、発生せず、動作電位は、整流が生じる迄動作電位が存在することが出来ず、全く行き詰まってしまう。
【0009】
従って、重大な改良が、入力ac又はパルス信号によって電力供給される埋設可能なセンサーの様な、低電力埋設可能な装置内で使用される整流回路において必要であることは明白である。
【0010】
【発明の要約】
本発明は相補型P−MOS及びN−MOS(CMOS)FETスイッチを使用して実現される極電力整流回路を提供することによって、上述及び他の要求を処理する。FETスイッチは、所望の整流機能を提供するために、適時に制御回路によってオン又はオフにされる。制御回路は整流回路の集積部分を形成し、殆ど電力を消費しない。
【0011】
本発明の一側面に従うと、寄生ダイオード及びトランジスタは制御/整理回路の集積部分を形成する。この様な寄生要素は、通常、集積回路で問題とされるのであるが、入力信号が最初に受け入れられる時、即ち、供給電圧が依然として存在しない時に、入力電力信号に応答して、これを整流し、CMOS FETスイッチにスタートアップ動作電圧を提供し、スイッチが、意図された整流機能を達成することを開始できる様にする。
【0012】
本発明の他の側面に従って、整流回路の電力消費を最小レベルに保つように入力パルス電力信号によって適当な時間に制御回路で、CMOS FETスイッチは自動的にON及びOFFにスイッチされる。より詳細には、入力パルスの存在しない際、即ち、(デューティーサイクルの観点から、トータル時間の相当部分を表している)パルス間時間に、整流回路は極小静的バイアス電流によってバイアスされるが、入力パルスの存在する際、即ち、(デューティーサイクルの観点から、トータル時間の極めて小さい部分を表している)パルスが実際に受信されている時、比較的相当大きい動的バイアス電流がトリガーされる。この仕方で、バイアス電流に2つのレベルを使用すると、所望の整流機能が自動的に実行される時に、CMOS FETスイッチの高い動作効率が可能となる。
【0013】
本発明の更に別の側面に従うと、低電力整流回路は、(例えば、電極、接続端子、及び/又は体液又は組織と接触する必要があるセンサー材料を含む)ハーメチックシールされていない部分と、(本発明の整流回路を含み、ハーメチックシールされていない部分を管理し、監視し、及び/又は制御する電気回路を含む)ハーメチックシールされた部分の両方を含む埋設可能なセンサーのハーメチックシールされた部分内に含まれることができる。端子の第1の対がハーメチックシールされていない部分の一部分として含まれ、埋設可能なセンサーが、2つのみの導体を含み、一方の導体が各端子に接続されている接続バスを介して埋設可能な医療装置に接続するための入力/出力端子として機能する。動作電力及び制御データの両方が、2導体バスを介して医療装置からセンサーに送信される。検知されたデータが同じ2導体バスを介して埋設可能なセンサーから医療装置へ送信される。端子の第1の対(又は端子の第1の対に電気的に接続された端子の第2の対)は、1997年12月9日付け米国出願番号08/928,867(代理人整理番号56287)でDAISY-CHAINABLE SENSORS AND STIMILATORS FOR IMPLANTATION IN LIVING TISSUE と題される本出願人の同時継続出願に開示されるデイジーチェイン流で、追加の埋設可能なセンサーを接続バスに取り付けるための接続端子として機能することができる。
【0014】
従って、本発明の特徴は、例えば、50mVのオーダの極低ターンオン電圧を示し、且つ事前に蓄電された動作電圧が存在しない時でさえ、入力ac又はパルス電力信号からスタートアップ及び動作することが出来る埋設可能なグルコースセンサーな様な埋設可能なセンサー又は他の装置内で使用するための極低電力の、埋設可能な、スイッチ整流回路を提供することにある。
【0015】
本発明の他の特徴は、埋設可能な医療装置又は他の低電力装置と伴に使用するための極低ターンオン電圧を示し高効率スイッチ整流回路を提供することにある。
【0016】
本発明の更なる特徴は、自己スタート、即ち、動作電圧が現在存在しない時でも、二相パルスのパルストレインの様な、入力ac又はパルス電力信号に応答する低電力整流回路を提供することにある。
【0017】
本発明の追加的な特徴は、入力ac信号の関数として、適当な時間に整流スイッチをON及びOFFに切り替えるために、全ての必要な制御信号を自己発生する低電力整流回路を提供することにある。
【0018】
本発明の更に追加的な特徴は、回路が動作する時間の大部分で、極低静的バイアス電流を使用して動作し、入力パルスが存在する時間中により大きい動的バイアス電流を自動的にトリガーし、デューティーサイクルの観点からの動的バイアス電流は全動作時間の小さい部分に対してだけ通常存在する低電力整流回路を提供することにある。
【0019】
以下の説明は、本発明を実施するために現在考えられている最善の方法である。この説明は、限定的なものではなく、単に本発明の一般的概念を説明する目的にすぎない。本発明の範疇は、請求の範囲を参照して決定される。
【0020】
本発明はきわめて低電力で、高い効率性を持つ、埋設可能医療装置や他の電子装置での使用に特に適している整流回路に関するものであり、動作電力は受信された低レベルac又はパルス信号から得られ、装置の電力消費はできる限り最低限に抑えられる。該整流回路の説明は、以下に図9乃至13を参照してより詳細に説明される。
【0021】
本発明により供給される整流回路は、図1乃至8を参照して説明されている種類の埋設可能センサー内での使用に特に適している。しかしながら、本発明は、図1乃至8を参照して説明されている種類のセンサー内での使用に限定されないことが理解されるべきであり、むしろ図1乃至8を参照して説明されている種類のセンサー及びセンサー・システムは、該整流回路を使用するために現在考えられている最善の方法を表しているにすぎない。
【0022】
ここに説明されている整流回路の顕著な特徴を評価し、理解するために、図1乃至8に図示されているセンサー及びセンサー・システムを完全に理解する必要はない。しかしながら、該センサー及びセンサー・システムを全体的に理解することは、本発明が使用される方法に関連する有用な背景情報を供給するかもしれないので、あるいは、本発明のある実施例が図1乃至8に説明されている種類のセンサー内で使用される、以下図9乃至13で説明された整流回路を具備するので、ここでは図1乃至8を一通り説明するにとどめる。図1乃至8の各々のより完全な説明は、ここに参照文献として採用されている出願人の同時係属中特許出願、生体組織への埋設のためのデイジーチェーン接続センサー及び刺激器、米国出願番号08/928,867、出願日1997年9月12日(代理人整理番号56287)に記載されている。
好ましい埋設可能センサーの概観
図1を参照すると、複数のセンサー12a、12b、... 12n、あるいは他の埋設可能装置が、たった二つの共通導体14及び16を用いて、コントローラ(図1には示されていない)と同様に、互いに接続されている。二つの導体14及び16は、一般的には2導体接続「バス」と称され、装置12a、12b、...12nからコントローラに転送されるデータ信号に対する共通信号及び戻り線路を供給するのと同様に、コントローラから装置12a、12b、...12nに送信されるデータ信号及び電力信号に、共通信号及び戻り線路を供給する。
【0023】
図2は、埋設可能センサー/刺激器18aが遠隔コントローラ20及び他の埋設可能装置18b、...18nに、直列に又はデイジーチェーンでどのように接続されるのかを図示している。図2が示すように、装置18aは、接続バスの二つの導体14'及び16'によってコントローラ20に接続されており、それらは装置18aの隣接面(すなわち、コントローラ20に最も近接した面)にある第一の一対のパッド、すなわちターミナル13及び15に接着されている。他の一対のパッド、すなわちターミナル17及び19は、装置18aの遠位面(すなわち、コントローラ20から最も遠い面)に沿って位置している。遠位パッド17は、装置18aにある回路21を通って、隣接パッド13に電子的に接続されている。同様に、遠位パッド19は、装置18aに含まれる回路21を通って、隣接パッド15に電子的に接続されている。二つの追加の導体14''及び16''は、装置18aの遠位パッド17及び19を、デイジーチェーンで接続された隣の装置18bの対応する隣接パッド13'及び15'に接続するために使用される。このようにして、所望の数の装置が、たった二つの導体を用いてコントローラ20に直列に接続されてもよい。
【0024】
図1又は2に示されたデイジーチェーン接続センサー12又は18に関する数多くの異なる出願が存在する。通常、センサー12又は18は埋設されると、生体組織あるいは液体に見られる一つ以上の生体パラメータあるいは生体物質、例えばグルコース・レベル、血液ペーハー、酸素、温度等を感知するよう設計されている。この測定は、患者の状態に関する重要な情報を供給することができる。
【0025】
次に図3A、3B、3C、及び3Dを参照すると、本発明での使用に適している種類の、典型的な埋設可能センサー装置30の透視分解図(図3A)、側面断面図(図3B)、上部断面図(図3C)、及び末端断面図(図3D)が個別に示されている。図3Aに最も良く示されているが、センサー装置30は通常、集積回路(IC)38及び他の構成要素、例えばコンデンサ40が搭載されているキャリア又は基板36を含む。ある実施例においては、キャリア又は基板36は、IC38が組み立てられている基板を実際に含んでいてもよいが、以下に説明する目的のため、個別の基板又はキャリア36は、ハイブリッド回路を形成するためにそこに搭載されている様々な回路構成要素とともに使用されることが前提となる。所望の感知(又は他の)機能を実行するハイブリッド回路を形成するためのIC30、コンデンサ40、及び他の構成要素と相互接続するために、キャリア又は基板は、エッチングされ、あるいは設置された導電配線基板を具備する。
【0026】
ハイブリッド回路のすべての構成要素は、基板36に埋め込まれたふた又はカバー42によって形成される空洞内にハーメチックシールされている。隣接パッド、すなわちターミナル13及び15は、遠位パッド、すなわちターミナル17及び19と同様に、ハイブリッド回路のハーメチックシールされた部分の外側にある。しかしながら、これらの隣接パッド及び遠位パッドは、適切なフィードスルー接続を介して、ハーメチックシールされた部分内の回路に電子的に接続されている。このフィードスルー接続をする一つの方法は、同時係属中の特許出願に開示されているはしご段方式(縦部分及び横部分の両方を含む)で、キャリア又は基板を通過するフィードスルー接続を使用することである。前記同時係属中の特許出願は、出願番号08/515,559号、出願日1995年8月16日、発明の名称「埋設可能電子装置に使用するためのハーメチックシールされた電子フィードスルー」であり、該出願は本出願と同じ譲受人に譲渡され、ここに参照文献として採用されている。
【0027】
ハイブリッド電子回路の反対側にあるキャリア又は基板には、適切な電気化学センサー44又は他の所望の種類のセンサーあるいは刺激器が形成され、又は存在する。使用されるであろう種類の電気化学センサーは、例えば、ここに参照文献として採用されているアメリカ合衆国特許5,497,772号の、特に図2A、2B、2C、3、4A及び4Bにおいて説明されている酵素電極センサーである。
【0028】
本発明の目的のためには、センサー44の詳細な性質、又は装置30で使用される他の構成要素は重要ではない。重要なことは、センサー又は他の構成要素が、その動作電力を、入力するパルス信号又はac信号から抽出することである。
【0029】
基板又はキャリア36のハイブリッド回路側(図3B又は図3Dにおいて装置30が向いている方向からみて上部であり、その上部は装置のハーメチックシールされた部分を含む)と、装置30のセンサー側(図3B又は3Dにおいて下部である)との間の信号通信は、装置30のハイブリッド(上部)側から基板又はキャリアを通って徐々に通過する適切なハーメチックシールされたフィードスルーによる方法で、例えば上述されている特許出願08/515,559号に説明されている方法で達成される。
【0030】
図2に示されている構成は、図4に示されているように、単一のリード線32を形成するようにいくつかの埋設可能な装置がデイジーチェーンで接続される場合に、特に適している。図4に見られるように、三つのセンサータイプの装置30a、30b、及び30cは、リード線部分46a、46b、及び46cを介して互いに接続されている。リード線部分46a、46b、及び46cの各々は、二つの導体14、16、を含み、適切な方法で、例えば二つの導体がらせん状にリード線部分に巻きつけられたり、リード線業界では周知のように、らせん状の巻きつきがシリコンゴムの鞘に覆われたりする方法で、構築されてもよい。遠位キャップ34は、末端の遠位パッド又はリード線32の最も遠位の装置30cを覆っている。
【0031】
本発明の低電力整流回路は、埋設可能装置30の「ハイブリッド回路部分」として上述されているものに含まれている、又はその一部として含まれている電子回路の一部に含まれてもよい。通常、該電子回路によって、埋設可能装置30は他の類似した埋設可能装置とデイジーチェーンで接続されることができるが、さらに、各個別の装置が単一のコントローラ20から個別にアドレス指定され、制御され、かつ監視されることもできる。特に、本発明の整流回路は、低レベル入力ac信号、例えばコントローラ20によって生成される二相パルス列を、装置に含まれる回路に動作電圧を供給する適切な動作電位に効率良く整流する。
【0032】
装置30のハーメチックシールされた部分に含まれる回路は、多くのかつ様々な形態を取ってよい。図5A、5B、及び5Cは、三つの変形を示している。図5Aは、例えば、センサー52と使用するための制御/インタフェース回路50の基本構造の機能的ブロック図である。点線54は、回路50と及びセンサー52の一部を除くすべてをハーメチックシールするハーメチックシールを示している。入力パッド13及び15は、出力パッド17及び19と同様にハーメチックシールされないので、そのことによってこれらのパッドが、コントローラ20から二つの導体14及び16(図1参照)に容易に接続されることができる。
【0033】
図5Aに示されているように、パッド13及び15は、装置30をそのコントローラ20又は他の装置に接続する2導体バスの二つの導体を表す、LINE1(入力)及びライン2(入力)と示されている個別の導電トレースに接続されている。LINE1及びライン2の導電トレースの各々は、個別のフィードスルー53及び55を通過して、回路50のハーメチックシールされた部分につながる。回路の別の側にあるパッド17及び19は、同様にLINE1(出力)及びライン2(出力)と示されている個別の導電トレースに接続され、これら導電トレースの各々は、個別のフィードスルー57及び59を通過して、回路50のハーメチックシールされた部分54につながる。ハーメチックシールされた部分の内部では、LINE1(入力)は導電トレース56を介してLINE1(出力)と接続しており、ライン2(入力)は導電トレース58を介してライン2(出力)と接続している。この方法で、パッド13はハーメチックシールされた部分54を通過してフィードスルー53及び57の間を通るトレース56を介して、パッド17と電子的に接続している。このパッド13、トレース56及びパッド17の相互接続は、以下単にLINE1と称する。同様に、パッド15はトレース58を介してパッド19と接続し、このトレースもまた、ハーメチックシールされた部分54を通過してフィードスルー55及び59の間を通る。この相互接続は、以下LINE2と称する。
【0034】
図5Aに示されているように、電力整流回路60は、LINE1及びLINE2の間を接続している。この整流回路は、以下に図9乃至13を参照してさらに説明されているが、LINE1及びLINE2で検出される信号パルスを引き出して整流し、回路50に電力を与えるための動作電圧、+V及び−Vを生成する。この整流は、通常LINE1及びLINE2に現れる断続的低レベル信号を与えられる些細な役割ではない。本発明の主たる内容を構成しているのは、この整流回路60、又はそれに相当する回路である。
【0035】
ラインインタフェース回路62も、LINE1及びLINE2の間に接続されている。回路62は、回路50とLINE1及びLINE2との間のインタフェースとして機能する。この目的のために、インタフェース回路50は、LINE1/LINE2に現れる入力データ・パルスを受信し、そこからライン64にデータ入力(データ・イン)信号を生成する。インタフェース回路62はさらに、入力データ信号と同期をとるクロック信号をライン66に生成する。インタフェース回路50も、デジタル出力データ、すなわちデータ出力(データ・アウト)を計数回路68から受信し、出力データをLINE1/LINE2に戻す前に、この出力データを適切なフォーマットに変換する。回路50と使用されてもよい一種のラインインタフェース回路62が、以下に図9を参照して図示され、説明される。
【0036】
さらに図5Aを参照すると、センサー52は、装置30が埋設されている埋設可能組織での所望の状態、パラメータ、又は物質の有無を感知するために使用されている適切なセンサーでもよい。例えば、センサー52は、ライン69において現れ、感知されたグルコースの関数によって変わる大きさを有する出力アナログ電流、Iを生成するグルコース・センサーを具備してもよい。
【0037】
実際には、使用されるセンサー52の種類にかかわらず、アナログ出力電圧か、アナログ出力電流のいずれかが、感知されるパラメータの濃度、大きさ、構成あるいは他の属性の関数として通常生成されるであろう。該アナログ電流又は電圧は、適切なコンバータ回路70を用いて、ライン72に現れる周波信号に変換されてもよい。通常は、ライン72の周波信号は、入力電圧又は電流の関数によって変わる周波数(又は繰返し数)を有するパルス列を具備する。図5Aにおいては、例えば、センサー52が出力電流Iを生成し、コンバータ回路70が、電流周波数(I−to−F)コンバータ回路を具備し、電流Iの大きさが変化すると変化する周波数を有する出力パルス列をライン72に生成することが前提となる。
【0038】
センサー52によって感知されるパラメータの関数によって変化する周波数を有するパルス列72、又は他のac信号が生成されると、該信号は計数回路68に使用される。(注、本出願において使用される略式表記として、信号ラインに現れ、参照番号を付されている信号は、該参照番号を付された信号として参照されてもよい。すなわち、信号ライン72に現れる信号は、単に「信号72」と称されてもよい。)計数回路は単に、指定された時間内、例えば1秒の設定時間枠で、信号72におけるパルス数を数え、それによって信号72の周波数を測定する。このようにして、各測定時間の最初にカウンタ68をゼロに戻すことで、測定時間の最後にカウンタに残った計数が、信号72の周波数を表す信号を示す。該計数信号は、図5Aに示された基本実施例のように、信号ライン74を介してラインインタフェース回路62に送信される出力データ信号、出力データ(データ・アウト)として機能する。
【0039】
カウンタ68の制御、すなわちカウンタをゼロに戻し、あるいは指定の測定時間の後にカウンタを止めることは、制御ロジック76によって制御されている。簡単な実施例では、測定時間は、固定された時間でもよい。他の実施例では、測定時間は、信号ライン64を介してラインインタフェース回路62から受信された入力データによって設定されてもよい。クロック信号66は、カウンタ68がその出力データ(データ・アウト)信号74をラインインタフェース回路62に送信する時を調整するためと同様に、経過時間の測定に使用されてもよい。
【0040】
必要であれば、電圧生成回路78(整流回路60の一部を形成していてもよい)は、アナログ電流信号69を周波信号72に変換する機能を実行する時に、電流周波数(I−to−F)コンバータ回路70によって使用される参照電圧VREF及び一つ以上のバイアス信号(s)VBIASを生成する。電流周波数コンバータ回路に関連するさらなる詳細は、出願人の同時係属中の米国特許出願08/928,868、本出願と同じく出願日1997年9月12日(代理人整理番号57794)、発明の名称「埋設可能センサーで使用する低電力電流周波数コンバータ回路」に記載があるかもしれない。該出願は、本出願と同じ譲受人に譲渡されており、ここに参照文献として採用されている。
【0041】
同様の方法で、上述の同時係属中特許出願「生体組織への埋設のためのデイジーチェーン接続センサー及び刺激器」に記載されているように、一つ以上のI−to−Fコンバータ回路が図5B及び5Cに図示された装置の中で使用されてもよい。
【0042】
図2に戻ると、複数の埋設可能なデイジーチェーン接続センサー18a、18b、...18nが直列に接続されている場合、コントローラ20の好ましい動作方法とは、個別のアドレスと同様に、導体14及び16を具備する2導体バスを介して、そこに接続される装置18の各々に動作電力を供給し、データを送信し、かつそこからデータを受信することである。この電力供給及び個別アドレスを実行する一つの方法は、図6、7及び8に示されている。図6は、例えば、埋設可能装置に送信される入力データ(上の波形)と埋設可能装置から受信された出力データ(下の波形)との間の好ましい関係を表したタイミング図であり、該データはすべての装置を接続する二つのLINE1/LINE2導体に現れる。図6に示されたように、入力データの好ましい波形は、二相パルスである。各二相パルスは、第1の極の第一の電流パルスを含んでおり、反対極の同じ大きさの第二の電流パルスがそれに続く。このように、各二相パルスの実効電流はゼロが好ましく、負電流パルスを効果的に相殺する正電流パルスを伴う。図6に示されたパルス列の周波数(すなわち時間帯T1の逆)は、通常約4000パルス毎秒(pps)であるが、10ppsから500,000ppsまで変化してよい。電流パルスの通常の幅は1乃至3マイクロ秒(μsec)で、各電流パルスの大きさは通常100から1000マイクロアンペアまで変化する。二進法又はロジカルの「1」は、一つの位相の二相パルス、例えば次に負電流パルスが続く正電流パルスによって表示される一方で、二進法又はロジカルの「0」は、反対の位相の二相パルス、例えば次に正パルスが続く負パルスによって表示される。このように図6に示されたように、二進法の「1」は次に負電流パルスが続く正電流パルスとして表示され、二進法の「0」は次に正電流パルスが続く負電流パルスによって表示される。
【0043】
図6に示されているように、出力データの好ましい波形も、二相パルス、つまり出力データが二進法の「1」であるか「0」であるかの関数として変調された(又は好ましくはON/OFF変調された)振幅である。好ましい実施例では、二進法の「1」に対する出力データ・パルスの振幅ピークはIpである一方で、二進法の「0」に対する出力データ・パルスの振幅ピークは、ゼロである。このように、好ましいON/OFF変調体系においては、出力データ・パルスが存在する時は二進法の「1」を表しており、出力データ・パルスが存在しない時は二進法の「0」を表している。出力データ・パルスは、入力データ・パルスに分類されるよう、入力データ・パルスからLINE1/LINE2導体・パルスに現れるデータ・ストリームに、特定された時間T2に時間割多重方法で挿入される。出力データ・パルスの好ましい波形は二相パルスであるが(電流のバランスを取るため)、場合によっては、時間T2での一相パルス(あるいはIp又はゼロの振幅をともなって)が使用されてもよいことが理解される。
【0044】
図7及び8に示されているように、LINE1/LINE2の導体を介してコントローラによって送信される入力データ及び電力は、長さT3のデータ・フレームに分割される。各データ・フレーム内には、Nビットのデータがあり、Nは通常8から64の整数である。データ・フレームに含まれるデータ・ビットのの代表的な割り当ては、図7に図示されている。
【0045】
入力データ/電力は、決められた間隔又は速度(例えばT1秒毎)で発生する二相パルスを含むので、該パルスに含まれるエネルギは、装置50''に含まれる回路に動作電力を供給するために利用されてもよい。これは整流回路60、60'又は60''(図5A、5B又は5C参照)を使用することで達成され、その詳細は以下、図9乃至13を参照して説明される。
【0046】
図6及び8に示されている種類の入力及び出力データ・パルスは、ラインインタフェース回路62、62'又は62''によって生成される。好ましいラインインタフェース回路の体系図は、上述の同時係属中米国特許出願08/928,867、代理人整理番号56287に記載されている(参照出願の、特に図9及びそれに付随する文章を参照のこと)。
【0047】
低電力整流回路
次に本発明の低電力整流回路が、図9乃至13を参照して説明される。図9を参照すると、低電力整流回路60の機能図が示されている。図9に見られるように、整流回路60は、機能的には4つのスイッチS1、S2、S3、及びS4を含む。スイッチS1及びS3は直列に接続されており、スイッチS1の上部ターミナルはV+列120に接続され、スイッチS3の下部ターミナルはV−列122に接続されている(「上部」及び「下部」とは、図9に示されているスイッチの位置を表している)。スイッチS1の下部ターミナルは、スイッチS3の上部ターミナルに接続され、LINE1(L1)の入力信号ラインに接続される第一の入力ノード124を形成する。同様の方法で、スイッチS2及びS4は直列に接続され、スイッチS2の上部ターミナルはV+列120に接続され、スイッチS4の下部ターミナルはV−列122に接続される。スイッチS2の下部ターミナルは、スイッチS4の上部ターミナルに接続され、LINE2(L2)の入力信号ラインに接続される第二の入力ノード126を形成する。蓄電コンデンサC1はV+列120及びV−列122の間に接続される。V+列及びV−列はこのように、整流回路の出力ターミナルを供給する。
【0048】
さらに図9を参照すると、第一のスイッチ制御回路128は、スイッチS1のオペレーション(閉じる又は開ける)を制御する。同様の方法で、第二のスイッチ制御回路130は、スイッチS2のオペレーションを制御し、第三のスイッチ制御回路132は、スイッチS3のオペレーションを制御し、第四の制御回路134は、スイッチS4のオペレーションを制御する。制御回路128及び132は、LINE1に接続されている一方で、制御回路130及び134は、LINE2に接続されている。スイッチS1乃至S4のいずれかが切断されていると、そのスイッチは「開放されている」と言われ、その上部及び下部ターミナルの間に大変高いインピーダンスを供給する。同様に、スイッチS1乃至S4のいずれかが接続されると、そのスイッチは「閉じている」と言われ、その上部及び下部ターミナルの間に大変低いインピーダンス・パスを供給する。制御回路128及び130は、それぞれのスイッチS1あるいはS2を閉じることによって、LINE1あるいはLINE2の高入力信号に応答する。制御回路132及び134は、各々のスイッチS3あるいはS4を閉じることによって、LINE1あるいはLINE2の低入力信号に応答する。
【0049】
オペレーションにおいては、二相パルスが入力信号ライン、LINE1及びLINE2を介して受信されると、前半のあるいは第一相のパルスはLINE1がLINE2に比較して正になるようにする。実際には、これは、前半の二相パルスの間は、LINE1が正でLINE2が負であることを意味する。同様に、これによって、スイッチ制御回路128はスイッチS1を閉じ、スイッチ制御回路134は、スイッチS4を閉じる。スイッチS2及びS3は開放されたままである。スイッチS1及びS4を閉じた状態で、LINE1及びLINE2はコンデンサC1と交差して接続され、二相パルス内に含まれるエネルギをC1に蓄えておくことが可能になる。
【0050】
後半のあるいは第二相のパルスの間、LINE1はLINE2に比べて負になる。これにより、スイッチS3及びS2は閉じ、スイッチS1及びS4は開放されるが、実際にはコンデンサC1をLINE2及びLINE1と交差して接続するが、以前に接続されたものとは反対の極に接続される。後半のあるいは第二相のパルスは前半のあるいは第一相のパルスとは反対の極なので、スイッチS2及びS3の反対極接続と関連する電荷は、スイッチS1及びS4の接続から得られる電荷に付加される。この方法で、入力二相パルスの完全な全波整流は、二相パルスの位相と同期をとるスイッチS1/S4及びS2/S3の自動順次閉鎖を通じて得られる。
【0051】
スイッチS1、S2、S3及びS4は、スイッチ制御回路128、130、132及び134と同様に、適切なスイッチあるいは検出装置を用いて実行される。当然、埋設の目的で、すべての構成要素は半導体構成要素、例えば低電力CMOS FET装置(N−MOS及びP−MOS FETトランジスタの両方を含む)を用いて実行されることが好ましい。
【0052】
図9に示された種類のスイッチ整流回路に関連する一つの問題は、スイッチ制御回路128、130、132及び134が動作するために、すなわち二相パルスの位相を検出できるようにして、スイッチS1、S2、S3及びS4が該位相と同期をとって閉じられ、あるいは開放されることができるようにするために、制御回路に電力を供給することができる動作電圧がなければならない。該動作電圧は通常、V+列120及びV−列122から、すなわち蓄電コンデンサC1に蓄えられた電荷から得られる。しかしながら、コンデンサC1が充電されてから十分な長さの時間が経過すると、有効な電荷はコンデンサC1には残らず、それは動作電圧が存在しないことを意味し、スイッチ制御回路128、130、132、及び134は動作しないであろう。
【0053】
コンデンサC1に初期始動充電がされる様々な方法で、それによって制御回路に動作電力を供給し、整流回路がその機能を実行できるようにする様々な方法が存在する。例えば、特別なモニタリング回路は、いつ不充分な動作電圧がC1に存在していたかを検出することができ、もしそうであれば、入力信号からC1に蓄えるための充分な蓄電をする個別の充電回路を始動させることができる。あるいは、C1の充電が制御回路を動作するには不充分である時に、例えば遠隔地からコンデンサC1を充電するために、C1に一時的に接続されるバックアップ電池が使用されてもよい。
【0054】
しかしながら、整流回路を始動させる好ましい方法は、組み立て回路に本来存在する寄生ダイオード及びトランジスタに依存することである。該寄生構成要素がなぜ存在するのかを示すために、図10A及び10Bが参照され、そこにはN−MOS FET136(図10A参照)及びP−MOS FET138(図10B参照)が図示されている。N−MOS FET136は、Nドープ領域142及び144のソース及びドレインが置かれているPドープ基板140を含む。(簡単にするために、図10A及び図10Bに示されているFET装置と関連するゲート構造は、省略されてきた。)P−MOS FET138は同様に、Pドープ・ソース及びドレイン領域146及び148を、Pドープ基板152のNドープ・ウェル領域150内に含む。寄生P−Nダイオードは、図10AのN−MOS装置136に、Nドープ・ソース及びドレイン領域142及び144に近接するPドープ基板140に基づいて形成される。同様の方法で、寄生PNP二極トランジスタは、図10BのP−MOS装置138に、ソースあるいはドレイン領域146又は148のいずれかに近接しているNウェル150に近接したP基板152に基づいて形成される。
【0055】
ほとんどのN−MOS又はP−MOS装置では、N−MOS装置136におけるPNダイオードや、P−MOS装置138におけるPNPトランジスタのような寄生構成要素の存在は、該寄生構成要素にはバイアスがかからず、従って動作不可能となるような方法で装置にバイアスがかかっているので、重要な要素ではない。しかしながら、本発明は、導体C1に蓄積された電圧供給がなくても初期整流を発生させているのは該寄生構成要素であるという理由で、該寄生構成要素が存在するという事実を効果的に利用している。
【0056】
前記寄生構成要素がこの初期整流をどのように達成するかを図示するために、本発明の低電力整流回路の好ましい実施例のブロック図/体系図を示す図11を次に参照する。図11において、四つの整流スイッチは、四つのFETトランジスタM1、M2、M3及びM4を用いて実行される。FETトランジスタM1及びM2は、P−MOSトランジスタであり、トランジスタM3及びM4はN−MOSトランジスタである。(本出願の図面では、P−MOSトランジスタはソース・ターミナルをドレイン・ターミナルに接続する斜線によって識別され、一方N−MOSトランジスタは、その斜線がないことによって識別される。)
寄生PNPトランジスタQ1及びQ2も、P−MOSスイッチM1及びM2と交差して並列に接続されている様子を示している図11に(想像線で)示されている。より特定的には、図11に示されているように、Q1及びQ2のベース・ターミナルは相互に、かつV+列120に接続されている。Q1のエミッタ・ターミナルはLINE1に接続され、Q2のエミッタ・ターミナルは、線2に接続される。Q1及びQ2の両方のコレクタ・ターミナルは、V−列122に接続される。
【0057】
寄生PNダイオードD1及びD2も同様に、N−MOSスイッチM3及びM4と交差して並列に接続されている様子を示している図11に(想像線で)示されている。より特定的には、図11に示されているように、ダイオードD1及びダイオードD2の両方の陽極が、V−列122に接続されている一方で、ダイオードD1の陰極はLINE1に接続され、ダイオードD2の陰極はLINE2に接続されている。
【0058】
動作では、コンデンサC1に供給電圧が蓄積されていないとき、すなわちV+ レール120とV− レール122の間の供給電圧がゼロである時に、入ってくる二相性の(又は他のパルスあるいは交流の)信号が、LINE1とLINE2との間に最初に現われる場合に、そのような入ってくる信号の正の位相は、寄生トランジスタ(parasitic transistor)のPNエミッタ−ベース接合を順バイアスし、それにより信号の正の位相の1/β(ここでβはQ1の電流利得)の部分は、V+ レール120を通してコンデンサC1に通り抜け、同時に寄生ダイオードD1は逆バイアスされ、この正の位相がV− レール122に通り抜けることを妨げる。正の位相がLINE1上にあると同時に、LINE2はLINE1に関して負である。LINE2が負であるとき、寄生トランジスタQ2のPNエミッタ−ベース接合は逆バイアスされ、LINE2のV+ レール120へのいかなる接続も妨げるが、寄生ダイオードD2は順バイアスされ、それによりLINE2はダイオードD2を通してV− レール122に接続される。
【0059】
同様にして、(LINE1をLINE2に関して負にする)入ってくる信号の負の位相は、寄生ダイオードD1を順バイアスし、LINE2をV− レール122に接続し、そして寄生トランジスタQ2のエミッタ−ベース接合を順バイアスし、LINE2をV+ レール120に接続する。同時に(入ってくる信号の負の位相の間に)、Q1のエミッタ−ベース接合は逆バイアスされ、LINE1とV+ レール120とのいかなる接続も妨げ、ダイオードD2は逆バイアスされ、LINE2とV−レールとの間のいかなる接続も妨げる。
【0060】
このようにして、寄生素子Q1、Q2、D1及びD2は、ある程度不十分な整流回路(PN接合での電圧降下は、典型的には0.7ボルトであり、pnpエミッタ電流のかなりの部分は、コレクタ電流としてV−へと失われる)であるが、V+及びV− レール上に動作電圧が存在しない時でさえ、実際には全波整流回路として機能する。この点で、もし全般のPFETの設計が、寄生トランジスタのβの値を最小にし、それによりこの不十分な整流回路の動作を、そうでない場合より、幾分より効率的にさせるなら、それは有用である。
【0061】
寄生素子による非効率的な数周期の後、V+及びV−の電圧供給レール120と122との間に動作電圧を提供するため、十分な電荷がコンデンサC1に蓄積される。一旦、供給電圧が存在すると、スイッチM1、M2、M3及びM4だけでなく、スイッチ制御回路128、130、132及び134も、それらの意図された、高い効率の、整流機能を実行するように動作することができる。
【0062】
図11に示すように、スイッチ制御回路128は、検出器回路160とインバータ回路162とから構成される。検出器回路160は、LINE1上の信号がBIAS−P基準電圧を約一閾値分だけ超過するときのみ、オンにバイアスされる。オフにバイアスされるとき、信号ライン164上の検出器160の出力はローのままであり、そのローはインバータ162の出力でハイになる。このハイは、P−MOSスイッチM1のゲートにかけられ、M1をオフに保持する。(ここで使用するように、「ハイ」及び「ロー」の用語は、(供給電圧が存在するとき)V+ レールが「ハイ」に維持され、V− レールが「ロー」に維持されるところで、電圧供給レールV+及びV−に関して所定の信号ライン上に存在する電圧を呼ぶことに注意する。)検出器160がオンにバイアスされるとき、信号ライン164上のその出力は、ハイになる。このハイの信号は、インバータ回路162の出力のところでローの信号になり、P−MOSスイッチM1のゲートをローにさせてM1をオンにし、それによって効率的にLINE1をV+ レール120に接続する。
【0063】
図11に更に示されるように、N−MOSスイッチM3を制御するスイッチ制御回路132は、検出器回路166及びインバータ回路168から同様に構成される。検出器回路166は、LINE1上の負の信号がBIAS−N基準電圧より約一閾値分だけ、より低電位であるときのみ、オンにバイアスされる。他の全てのとき、検出器回路166はオフにバイアスされる。オフにバイアスされるとき、信号ライン170上の検出器166の出力はハイであり、そのハイはインバータ168の出力でローになる。このローは、N−MOSスイッチM3のゲートにかけられ、M3をオフに保持する。オンにバイアスされるとき、信号ライン170上の検出器166の出力は、ローになる。このローの信号は、インバータ回路168の出力のところでハイの信号に変換され、N−MOSスイッチM3のゲートをハイにさせてM3をオンにし、それによって効率的にLINE1をV− レール122に接続する。
【0064】
スイッチ制御回路128及び132は、望むなら、LINE1上の電圧パルスがLINE2に関して十分正電位であるときはいつもP−MOSスイッチM1がオンにされ、LINE1上の電圧パルスがLINE2に関して十分負電位であるときはいつもN−MOSスイッチM3がオンにされるようにして、単一の制御回路中に結合させることができるであろうということは注意すべきである。
【0065】
P−MOSスイッチM2を制御するスイッチ制御回路130の動作は、入ってくる信号はLINE1ではなく、LINE2上であることを除くと、上述のスイッチ制御回路128の動作と等しい。同様に、N−MOSスイッチM4を制御するスイッチ制御回路134の動作は、入ってくる信号はLINE1ではなく、LINE2上であることを除くと、上述のスイッチ制御回路132の動作と等しい。
【0066】
2つのスイッチ制御回路130及び134は、望むなら、LINE2上の電圧パルスがLINE1に関して十分正電位であるときはいつもP−MOSスイッチM2がオンにされ、LINE2上の電圧パルスがLINE1に関して十分負電位であるときはいつもN−MOSスイッチM4がオンにされるようにして、単一の制御回路中に結合させることができるであろう。
【0067】
バイアス及び基準生成器回路136は、基準電圧BIAS−P及びBIAS−Nを生成する。これらの基準電圧は、LINE1及びLINE2上のロー及びハイ信号の簡単な検出を可能にする任意の値でよいが、図12A、12B及び13に関して以下に説明する好適な実施形態では、BIAS−P基準は、V+ レール120上の電圧より約一FET閾値電圧(約0.9ボルト)分小さいものに等しい。同様に、BIAS−N基準は、V− レール122上の電圧より約一FETF閾値電圧分大きい電圧に維持される。このようにして、V+ レール120が例えば3.5ボルトに維持され、V− レール122がゼロボルト(アース)に維持されるなら、BIAS−P基準は約3.5−0.9=2.6ボルトとなり、BIAS−N基準は約0+0.9=0.9ボルトとなる。これらのV+及びV−及びBIAS−P及びBIAS−Nの値は、もちろん単なる例示であり、限定ではない。
【0068】
図11に示す低電力整流回路の好適な実施は、図12A、12B及び13の概略図中に示すように、スイッチM1、M2、M3及びM4のためだけでなく、4つの検出器回路、4つのインバータ回路、及びバイアス及び基準生成器136のためにもN−MOS及びP−MOSトランジスタを使用することにより実現される。図12Aは、スイッチM1およびM2を、それらと対応するインバータ回路及び検出器回路と共に示す。図12Bは、スイッチM3およびM4を、それらと対応するインバータ回路及び検出器回路と共に示す。図13は、バイアス及び基準生成器回路136を示す。
【0069】
図12A、12B及び13を一緒に考えるとき、本発明の低電力整流回路は、それぞれがスイッチM1、M2、M3又はM4の1つに関連する、バイアス回路と共に、整流を行う同様な配置を有する、4つの別個の整流回路を含むことが分かる。LINE1及びLINE2上への入力パルスの間、整流回路の2つは、ブリッジ整流器の方法で作動させられ(オンにされ)、及び整流回路の2つはオフにさせられる。どの2つのスイッチがオンにされ、どの2つがオフにされるかは、入ってくるパルスの極性による。(正及び負の両方の位相を有する)二相性のパルスに対して、(1)2つのスイッチのオンにし、及び2つのスイッチのオフにする、に続いて(2)オフであった2つのスイッチをオンにし、及びオンであった2つのスイッチをオフにする、というシーケンスが、前述のように発生する。それぞれの整流回路の動作及び配置は同様であるため、整流回路の2つの動作のみが起きるだろう(図12Aに示す2つ)。図12Bに示す2つの整流回路の動作は、LINE1とLINE2との逆転を除けば、図12Aで説明した2つの動作と同一である。
【0070】
図12Aでは、P−MOS電界効果トランジスタ(FETF)M16及びN−MOS FET M15は、(図11に示す)検出器回路160を形成し、またP−MOS FET M9及びN−MOS FET M5は、(同じく図11に示す)インバータ回路162を形成する。整流器FETスイッチM1は、M15/M16検出器回路から(信号ライン164上の)入力が来るM5/M9インバータから動かされる。オンにされるとき、スイッチM1(他のスイッチM2、M3及びM4だけでなく)は、例えば50mVの非常に低いドレインからソースへの電圧を示す。M15/M16検出器は、2つの別個の入力を有する。N−MOS FET M15は、(それのゲート端子にかけられる)それの入力としてバイアス信号BIAS−Nを有し、またP−MOS FET M16は、それの入力としてバイアス信号BIAS−Pを有する。もし、M15/M16 FETが、V+及びV− ライン120及び122に接続されていたなら、それぞれのゲート端子にかけられたこれらのバイアス電圧は、それぞれのトランジスタM15及びM16がある電流を流すようにするであろう。しかし、M16は、単にV+及びV−のラインに接続されていない。と言うよりは、P−MOS M16は、整流スイッチM1が接続される同じラインである、LINE1入力ラインに直接接続される。これは、LINE1上に正のパルスがないと、LINE1電圧はV+とV−の間のどこかとなるであろうから、M15/M16検出器はオフにバイアスされることを意味し、それは(ゲートからソースへの電圧は反転するため)P−MOS FET M16はオフにされるであろうということを意味する。この時間の間(LINE1上に正のパルスがないとき)、N−MOS FET M15はオンであり(それのゲートからソースへの電圧は、ゲートにかけられるBIAS−N電圧である)、それにより信号ライン164はローにされる。このローは、メインスイッチM1のゲートにかけられるM5/M9インバータの出力がハイであり、M1をオフに保持するように、M5/M9インバータを動かす。
【0071】
V+よりも大きな(通常そのようになる)正パルスがLINE1を進むと、P−MOS FET M16のゲート−ソース電圧は、M1をONにバイアスする。FET M16は、N−MOS FET M15よりも幅広いFETとして製造されている(図12A、図12B及び図13に使用されている様々なFETの寸法について下記の表1を参照)ので、M16は多くの電流を引き出してM5/M9インバータの入力(信号ライン164)上の電圧を反転させる。この反転が、P−MOS FETスイッチM1のゲートをローにし、M1をONにし、それにより、LINE1をV+ライン又はレール120に接続する。ONの間に、整流器スイッチM1がLINE1からV+ラインへ電流を導き、それにより、コンデンサC1を充電する。LINE1上の入力パルスが、その入力パルスがBIAS−Pよりも1スレッショルドだけ大きい点よりもはや大きくない点まで減衰するやいなや、P−MOS FET M16がOFFになり、従って、M16/M15検出器がOFFにバイアスされ、ライン164をローにし、(M5/M9インバータを介して)、FET M1のゲートをハイにし、P−MOS FET M1をOFFにする。M5/M9インバータステージの1つの足すなわちN−MOS FET M5のソースは、V−ではなくLINE2に接続されている。この接続は、始動を助け、整流器FET M1のドライブのターンオンを増大させる。
【0072】
さらに図12Aを参照すると、P−MOS FET M14及びN−MOS FET M13は、検出器回路166(図11に示されている)を形成し、P−MOS FET M7及びN−MOS FET M11は、インバータ回路168(図11に示されている)を形成する。整流器FETスイッチM3は、M7/M11インバータにより駆動され、M7/M11インバータの入力(信号ライン170の上)は、M13/M14検出器回路から到来する。M13/M14検出器は、2つの別個の入力を有する。N−MOS FET M13は、その入力(そのゲート端子に加えられる)としてバイアス信号BIAS−Nを有し、P−MOS FET M14は、その入力としてバイアス信号BIAS−Pを有する。N−MOS FET M13はLINE1入力ラインに直接接続され、その入力ラインは、整流スイッチM3が接続されているラインと同じラインである。これは、LINE1上に負パルスが存在しないと、LINE1電圧がV+とV−の間のいずれかになるのでM14/M15検出器がOFFにバイアスされることを意味し、N−MOS FET M13がターンオフされることを意味する(そのゲート−ソース電圧が反転されるので)。このとき(LINE1上に負パルスが存在しない時)に、P−MOS FET M14はONにされ(そのゲート−ソース電圧はゲートに加えられたBIAS−P電圧及びそのソースに加えられたV+電圧によりバイアスされる)、信号ライン170をハイにする。信号ライン170がハイになると、M7/M11インバータを駆動し、メインのFETスイッチのゲートに加えられているその出力がローになり、M3をOFFに維持する。
【0073】
大きさがV−よりも大きな(通常そのようになる)負パルスがLINE1を進む(すなわち、2相パルスの負の半分)と、N−MOS FET M13のゲート−ソース電圧はスレッショルドに到達し、それにより、N−MOS FET M13をONにバイアスする。FET M13は、P−MOS FET M14よりも幅広いFETとして製造されている(表1を参照)ので、M13は多くの電流を引き出してM7/M11インバータの入力(信号ライン170)上の電圧を反転させる。この反転が、N−MOS FETスイッチM3のゲートをハイにし、M3をONにし、それにより、LINE1をV−ライン又はレール122に接続する。ONの間に、整流器スイッチM3がLINE1からV−ラインへ電流を導き、それにより、コンデンサC1を更に充電する。LINE1上の負の入力パルスが、その入力パルスがBIAS−Nの1ダイオード降下点よりももはや大きくない点まで減衰するやいなや、N−MOS FET M13がOFFになり、従って、M13/M14検出器がOFFにバイアスされ、ライン170をハイにし、(M7/M11インバータを介して)、FET M3のゲートをローにし、N−MOS FET M3をOFFにする。M7/M11インバータステージの1つの足すなわちP−MOS FET M7のソースは、V+ではなくLINE2に接続されている。この接続は、始動を助け、整流器FET M3のドライブのターンオンを増大させる。
【0074】
図12Bは、整流器FETスイッチM3及びM4を駆動する検出器及びインバータの回路を示している。すべての点において、このような回路のトポロジー及び動作は、LINE1及びLINE2が反転されている点を除き、図12Aについて上述したのと同じである。
【0075】
図13を参照すると、好ましいバイアス及び基準発生回路136が示されている。このような回路136は、7つのFET、M21〜M27を含む。長いP−MOS FET M21は、バイアス電圧BIAS−Nを与えるダイオード接続N−MOS FET M21をフィードする電流制限抵抗として使用される。バイアス又は基準電圧BIAS−Nは、従って、V−ライン122上の電圧よりも約1スレッショルド電圧だけ大きい。
【0076】
M21を流れる電流11は、静的バイアス電流と呼ばれる。というのは、その電流は、低電力整流回路がパワーオンされているすべての時間において、すなわち、動作電圧がV+及びV−のライン又はレールの上に存在するすべての時間において存在するからである。静的バイアス電流I1の代表的な値は、約0.2μaである。
【0077】
さらに図13を参照すると、ダイオード接続N−MOS FET M22が別のN−MOS FET M23を駆動することが示されている。このFET M23は、静的バイアス電流I1を、バイアス電圧BIAS−Pを与える別のダイオード接続P−MOS FET M24にミラーリングする。従って、バイアス又は基準電圧BIAS−Pは、V+ライン120上の電圧よりも1スレッショルド電圧だけ小さいことが示されている。
【0078】
さらに、図13に示されるように、2つのP−MOS FET M25及びM26は、LINE1及びLINE2に交差接続され、2相パルスがLINE1/LINE2の上に存在するときにはいつでもより多くの正の相がオンされる。すなわち、2相パルスの正の相の間、M25がオンになり、2相パルスの負の相の間、M26がオンになる。LINE1/LINE2接続のFET M25/M26からの電流が、常時オンにバイアスされ、M25/M26及びM27を流れる電流を値I2に制限するために使用される別のP−MOS FET M27を通して流れる。
【0079】
電流I2は、動的バイアス電流と呼ばれ、代表的には、I1の値の約100倍の値、すなわち、20μaを有する。しかしながら、I2はLINE1/LINE2に入力パルスが存在する時間しか流れることができないことに留意されたい。その時間は、(デューティサイクルの観点から)、比較的短い時間、例えば、240μsecのうちの4μsecだけである。動的バイアス電流I2が流れているとき、ダイオード接続M22及びダイオード接続M24を流れる電流も増大し、それにより、バイアス/基準電圧BIAS−N及びBIAS−Pは適当に調節される(両方ともわずかに増大する)。
【0080】
静的バイアス電流I1は、バックグラウンド又は予備バイアス電流として働き、入力信号ラインLINE1及びLINE2の上のパルス間の時間中に、すなわち、ラインLINE1及びLINE2の間に電圧差があるほとんどわずかな時間の間にすべてが適当に動作するように維持する。入力パルスが到達するとき、すなわち、LINE1及びLINE2の間に大きな電圧差があるときに、動的バイアス電流がキックインし、バイアス電流及び得られたBIAS−P及びBIAS−N基準電圧が入力パルスが存在する時間に適した値に設定される動作モードを与える。動作モード中のBIAS−P及びBIAS−N基準電圧の増大は、適当な検出器回路を迅速にON又はOFFに駆動するための高い電流を与え、対応する整流器スイッチM1〜M4が迅速にON又はOFFにスイッチイングし、それにより、所望の整流作用を与える。大きな動的バイアス電流は、比較的短い時間である動作モードの間しか存在しないので、整流器回路の全消費電力は小さく維持される。
【0081】
以下に示す表1は、図12A、図12B及び図13の概略図に示される様々なP−MOS及びN−MOSトランジスタをサイズにより特徴づけし、更に、ストレージコンデンサの好ましい値を含むものである。1つのIC内で使用される様々なP−MOS及びN−MOSトランジスタの特徴づけのタイプ(寸法又はサイズ)は、半導体処理分野の当業者により知られており理解されている。有利な点は、IC処理ステップの間にこのようなトランジスタのサイズ(寸法)を選択的に制御することにより、P−MOS及びN−MOSトランジスタの性能を、そのトランジスタが使用される特定の設計に対して制御できるすなわち適合させ得ることである。従って、比較的「長い」N−FET、例えば、5/10(ただし、最初の数は幅を表し、2番目の数は長さを表す)のサイズを有するN−FETは、例えば、40/2のサイズを有する、比較的「幅広く」且つ「短い」N−FETよりも高いターンオン抵抗(従って遅いターンオン時間)を示す。一般的に、FETは幅広ければ広いほど、より多くの電流を運ぶキャパシティを有し、長ければ長いほどより大きな抵抗を示す。
表1
図12A、図12B及び図13におけるトランジスタのサイズ及び素子の値
Figure 0004153163
【0082】
上述したように、本発明は、特に埋め込み可能なセンサーのような埋め込み可能なデバイス内で使用するのに適した非常に低電力の整流器回路を提供しており、この回路は、非常に低いターンオン電圧を示し、自己始動し、すなわち、動作電圧が一般に与えられないときでも、2相パルスのパルス列のような到来する交流信号に応答する。
【0083】
さらに、本発明は、到来する交流信号の関数として適当な時間に整流スイッチをON及びOFFさせるのに必要な制御信号をすべて自己発生する低電力整流器回路を提供することが理解される。特に、回路は、整流器回路が予備モードで動作する時間のほとんどについて非常に低い静的バイアス電流を使用して動作するが、整流されるべき到来パルスが存在する時間の間は大きな動的バイアス電流を自動的にトリガするることが理解される。
【0084】
ここに開示した発明は、特定の実施例及びその用途について説明したが請求の範囲に記載された発明の範囲から逸脱することなく当業者によって多くの修正及び変形がなされるであろう。
【図面の簡単な説明】
本発明の上述の及び他の特徴や特性は、以下の図面を参照して示された、以下のより詳細な説明から明らかになるであろう。
【図1】 図1は、コントローラに接続されていてもよい、2導体バスを用いて互いに接続された複数のセンサー/刺激器を示したブロック図である。
【図2】 本発明に従って生成されたセンサーが、直列に又はデイジーチェーンでコントローラや他のセンサーに接続される好ましい方法を図示している。
【図3A】 図3Aは、図2のデイジーチェーン接続で使用される種類のセンサーを、部分的に分解組立図で示した透視図である。
【図3B】 図3Bは、図3Aのセンサーの側面断面図を示す。
【図3C】 図3Cは、図3Aのセンサーの上部断面図を示す。
【図3D】 図3Dは、図3Aのセンサーの末端断面図を示す。
【図4】 図4は、図3A乃至3Dの複数のセンサーを含む埋設可能なリード線を示す。
【図5A】 図5Aは、本発明に従って整流回路を含む単純なデイジーチェーン接続ができる埋設可能なセンサーの機能的ブロック図である。
【図5B】 図5Bは、図5Aの機能的ブロック図であるが、追加センサーを取り付けるための代替的接続体系が使用されている。
【図5C】 図5Cは、図5Aの機能的ブロック図であるが、様々な異なるセンサー及び刺激器が同じ埋設可能センサー装置に含まれるように、追加の回路機能が供給されている。
【図6】 図6は、図5A、5B又は5Cに示された種類の埋設可能センサーに送信され、あるいはそこから受信される入力データ及び出力データを示すタイミング図である。該入力データは、埋設可能センサーに動作電力を供給するために使用されてもよい。
【図7】 図7は、埋設可能センサーと通信するために使用されるデータ・フレームを示している。
【図8】 図8は、図5A、5B又は5Cに示された種類の複数のデイジー・チェーン接続装置に接続しているツー導体バスに現れたデータ・フレーム内の多重入力データ及び多重出力データの時間を示すタイミング図である。
【図9】 図9は、本発明に従って生成された低電力スイッチ整流回路の機能図である。
【図10A】 図10Aは、寄生ダイオードがN−MOS装置で生成される方法を示している。
【図10B】 図10Bも同様に、寄生PNPトランジスタがP−MOS装置で生成される方法を示している。
【図11】 図11は、本発明に従って生成された低電力整流回路のブロック図であり、二つのP−MOSスイッチ及び二つのN−MOSスイッチの使用を、該スイッチに固有の付随する寄生ダイオード及びトランジスタとともに示している。
【図12A及びB】 図12A及びBは、図11の低電力整流回路のスイッチ、インバータ及びディテクタの好ましい実施例を図示している。
【図13】 図13は、図11のバイアス及び基準ジェネレータを図示している。
図面の中のいくつかの図を通じて、対応の参照文字は対応する構成要素を示す。

Claims (31)

  1. 埋設可能な装置に使用するための低電力整流回路(60)であって、
    ハーメチックシールされたケース(54);
    前記ケース外部に配置されていて、外部から供給されたパルス電力信号を受け取る手段;
    一対の外部入力ライン(LINE1,LINE2)であって、該ラインによって、パルス電力信号を受け取る前記手段から、前記ケース内に、前記外部から供給されたパルス電力信号が受け取られる、前記一対の外部入力ライン(LINE1,LINE2);
    一対の出力ライン(V+,V−)であって、該ラインによって、動作電圧が利用可能とされる、前記一対の出力ライン(V+,V−);
    前記ケース内のN−MOS及びP−MOS電界効果トランジスタ(FET)スイッチ(M1−M4)であって、前記外部から供給されたパルス電力信号の正及び負のパルスと同期して、前記一対の入力ライン(LINE1,LINE2)の内の適当なものを前記一対の出力ライン(V+,V−)の適当なものに自動的に接続する前記N−MOS及びP−MOS電界効果トランジスタ(FET)スイッチ(M1−M4);及び
    前記一対の出力ライン間に接続されたフィルタコンデンサ(C1)を備える低電力整流回路(60)。
  2. 外部から供給されたパルス電力信号を受け取る前記手段が、高周波AC信号と誘導的に結合することによって、前記入力ラインにパルス電力信号を発生する請求項1記載の低電力整流回路(60)。
  3. 前記N−MOS及びP−MOS電界効果トランジスタ(FET)スイッチが、
    オンにされた時に、第1入力ライン(LINE1)を第1出力ライン(V+)に接続する第1P−MOS FET(M1);
    オンにされた時に、第2入力ライン(LINE2)を第1出力ライン(V+)に接続する第2P−MOS FET(M2);
    オンにされた時に、第1入力ライン(LINE1)を第2出力ライン(V−)に接続する第1N−MOS FET(M3);
    オンにされた時に、第2入力ライン(LINE2)を第2出力ライン(V−)に接続する第2N−MOS FET(M4);及び
    第1入力ライン上のパルス電力信号内に第2入力ラインに対して正のパルスが存在する時に、第1P−MOS FET(M1)をオンにし、第2N−MOS FET(M4)をオンにし、第2P−MOS FET(M2)をオフに維持し、且つ第1N−MOS FET(M3)をオフに維持し、第1入力ライン上のパルス電力信号内に第2入力ラインに対して負のパルスが存在する時に、第2P−MOS FET(M2)をオンにし、第1N−MOS FET(M3)をオンにし、第1P−MOS FET(M1)をオフに維持し、且つ第2N−MOS FET(M4)をオフに維持する検出回路とを備える請求項1または2記載の低電力整流回路(60)。
  4. 前記検出回路が、
    第1入力ライン上のパルス電力信号内の第2入力ラインに対して正のパルスが第1の閾値を越えるのに応答して、第1P−MOS FET(M1)をオンにし、第1入力ライン上のパルス電力信号内の第2入力ラインに対して負のパルスが第2の閾値を越えるのに応答して、第1N−MOS FET(M3)をオンにする、第1検出回路と、
    第2入力ライン上のパルス電力信号内の第1入力ラインに対して正のパルスが第1の閾値を越えるのに応答して、第2P−MOS FET(M2)をオンにし、第2入力ライン上のパルス電力信号内の第1入力ラインに対して負のパルスが第2の閾値を越えるのに応答して、第2N−MOS FET(M4)をオンにする、第2検出回路とを備える請求項3記載の低電力整流回路(60)。
  5. 前記検出回路が、
    第1入力ライン上のパルス電力信号内に、第1の閾値を越える振幅を有する第2入力ラインに対して正のパルスが存在する時のみ、第1P−MOS FET(M1)をオンにする第1検出回路(128);
    第2入力ライン上のパルス電力信号内に、第1の閾値を越える振幅を有する第1入力ラインに対して正のパルスが存在する時のみ、第2P−MOS FET(M2)をオンにする第2検出回路(130);
    第1入力ライン上のパルス電力信号内に、第2の閾値を越える負の振幅を有する第2入力ラインに対して負のパルスが存在する時のみ、第1N−MOS FET(M3)をオンにする第3検出回路(132);及び
    第2入力ライン上のパルス電力信号内に、第2の閾値を越える負の振幅を有する第1入力ラインに対して負のパルスが存在する時のみ、第2N−MOS FET(M4)をオンにする第4検出回路(134)、を備える請求項3記載の低電力整流回路(60)。
  6. 前記第1、第2、第3及び第4検出回路(128,130,132,134)の各々が、前記一対の入力ライン(LINE1,LINE2)上に存在するパルス電力信号のパルスがバイアス基準電圧よりも大きい振幅を有する時のみ、ONにバイアスされる検出回路として接続される相補型N−MOS及びP−MOSトランジスタ対を備える請求項5記載の低電力整流回路(60)。
  7. 前記検出回路(128,130,132,134)の各々の相補型N−MOS及びP−MOSトランジスタ対(M13−M20)が、P−MOSトランジスタ(M14,M16,M18,M20)のゲート端子に接続された第1バイアス基準電圧(BIAS−P)と、N−MOSトランジスタ(M13,M15,M17,M19)のゲート端子に接続された第2バイアス基準電圧(BIAS−N)を有する請求項6記載の低電力整流回路(60)。
  8. 前記第1及び第2バイアス基準電圧(BIAS−P,BIAS−N)を発生するバイアス発生回路(136)を更に備え、このバイアス発生回路が、第1及び第2バイアス基準電圧を、電力信号が前記一対の入力ライン(LINE1,LINE2)上に存在する時は、動作レベルに、そして電力信号が前記一対の入力ラインに存在しない時は、低電力スタンバイレベルに動的に設定する手段を含む請求項7記載の低電力整流回路(60)。
  9. 前記検出回路(128、130,132,134)の各々と、この検出回路によって制御される対応する第1及び第2P−MOS及び第1及び第2N−MOS FETスイッチ(M1−M4)との間に介在された相補型N−MOS及びP−MOSインバータ回路(M5+M9,M7+M11,M6+M10,M8+M12)を更に備える請求項7記載の低電力整流回路(60)。
  10. 動作電圧が前記一対の出力ライン(V+,V−)間に接続されたフィルタコンデンサ(C1)に存在しない或る時に、前記フィルタコンデンサに電圧を供給するためのスタートアップ手段(Q1,Q2,D1,D2)を更に備える請求項1記載の低電力整流回路(60)。
  11. 前記スタートアップ手段が、N−MOS FETスイッチ(M3,M4)内の寄生ダイオード(D1,D2)、及びP−MOS FETスイッチ(M1,M2)内の寄生PNPバイポーラトランジスタ(Q1,Q2)を備え、これら寄生ダイオード及びトランジスタが、一対の入力ライン(LINE1,LINE2)上の初期電力信号によって十分に順方向にバイアスされ、初期電力信号から導かれる初期動作電圧によって前記フィルタコンデンサ(C1)が蓄電される請求項10記載の低電力整流回路(60)。
  12. 前記パルス電力信号が、二相パルスのパルストレインから成り、このパルストレインの各二相パルスが負のパルス及び正のパルスを有している請求項1記載の低電力整流回路(60)。
  13. 前記パルストレイン内の二相パルスの周波数は、毎秒10乃至500,000二相パルスの範囲にあり、各二相パルス内の各正及び負のパルスが約1乃至3マイクロ秒のパルス幅を有している請求項12記載の低電力整流回路(60)。
  14. 前記第1(M1)、第2(M2)、第3(M3)及び第4(M4)スイッチ及び対応する検出回路(128,130,132,134)の全てが、単一の集積回路の一部である請求項5記載の低電力整流回路(60)。
  15. 前記バイアス発生回路(136)が、第1電圧レール(V+)上で検出された前記フィルタコンデンサ(C1)上に存在する電圧より低い固定された値の第1バイアス信号(BIAS−P)を発生し、第1検出回路(128)は、第1入力ライン上の入力電圧信号が第1バイアス信号を越す時のみ、第1スイッチ(M1)を閉じ、第1入力ライン(LINE1)を第1電圧レール(V+)に接続する請求項8記載の低電力整流回路(60)。
  16. 第2検出回路(130)は、第1入力ライン上の入力電圧信号が第2入力ラインに対して第1バイアス信号(BIAS−P)よりも高い正の電圧である時のみ、第2スイッチ(M2)を閉じ、第2入力ライン(LINE2)を第1電圧レール(V+)に接続する請求項15記載の低電力整流回路(60)。
  17. 前記バイアス発生回路(136)は、第1入力ライン(LINE1)上の入力電圧信号が、第2入力ライン(LINE2)に対して正の電圧である時は常に、第1バイアス信号(BIAS−P)を第1の値から第2の値に動的に変化するための手段(M21−M27)を有する請求項16記載の低電力整流回路(60)。
  18. 前記バイアス発生回路(136)が、第1電圧レール(V+)に対して第2電圧レール(V−)で検知されたフィルタコンデンサ(C1)に存在する負の電圧よりも高い固定された値の第2バイアス信号(BIAS−N)を発生し、第3検出回路(132)が、第2電圧ラインに対して第1入力ライン上の入力電圧信号が第2バイアス信号よりも低い負の電圧である時のみ、第3スイッチ(M3)を閉じて第1入力ライン(LINE1)を第2電圧レール(V−)に接続する請求項8記載の低電力整流回路(60)。
  19. 前記第4検出回路(134)は、第1入力ラインに対して第2入力ライン上の入力電圧信号が第2バイアス信号(BIAS−N)よりも低い負の電圧である時のみ、第4スイッチ(M4)を閉じて、第2入力ライン(LINE2)を第2電圧レール(V−)に接続する請求項18記載の低電力整流回路(60)。
  20. 前記バイアス発生回路(136)第1入力ライン ( LINE1 ) 上の入力電圧信号が入力ライン(LINE)に対して負の電圧である常に、第2バイアス信号(BIAS−N)を第1の値から第2の値に動的に変化するための手段(M21−M27)を含む請求項19記載の低電力整流回路(60)。
  21. 前記フィルタコンデンサ(C1)から動作電圧を得る検出回路であって、前記ハーメチックシールされたケース内にある前記検出回路を更に備える請求項1記載の低電力整流回路(60)。
  22. 埋設可能な装置であって、
    ハーメチックシールされたケース(54);
    前記ケース外部に配置されていて、外部から供給されたパルス電力信号を受け取る手段;
    前記外部から供給されたパルス電力信号を前記ハーメチックシールされたケース内へ結合するための手段;
    前記ケース内にあって、前記外部から供給されたパルス電力信号を整流し、これから動作電圧を発生する整流回路(60);および
    前記ハーメチックシールされたケース内にあって、前記動作電圧によって、特定の機能を達成する電気回路を備え、
    前記整流回路が、
    一対の外部入力ライン(LINE1,LINE2)であって、該ラインによって、前記外部から供給されたパルス電力信号が受け取られる、前記一対の外部入力ライン(LINE1,LINE2);
    一対の出力ライン(V+,V−)であって、該ラインによって、動作電圧が利用可能とされる、前記一対の出力ライン(V+,V−);
    N−MOS及びP−MOS電界効果トランジスタ(FET)スイッチ(M1−M4)であって、前記外部から供給されたパルス電力信号の正及び負のパルスと同期して、前記一対の入力ライン(LINE1,LINE2)の内の適当なものを前記一対の出力ライン(V+,V−)の適当なものに自動的に接続する前記N−MOS及びP−MOS電界効果トランジスタ(FET)スイッチ(M1−M4)、及び
    前記一対の出力ライン間に接続されたフィルタコンデンサ(C1)を備える埋設可能な装置。
  23. 前記N−MOS及びP−MOS 電界効果トランジスタ(FET)スイッチが、
    オンにされた時に、第1入力ライン(LINE1)を第1出力ライン(V+)に接続する第1P−MOS FET(M1);
    オンにされた時に、第2入力ライン(LINE2)を第1出力ライン(V+)に接続する第2P−MOS FET(M2);
    オンにされた時に、第1入力ライン(LINE1)を第2出力ライン(V−)に接続する第1N−MOS FET(M3);
    オンにされた時に、第2入力ライン(LINE2)を第2出力ライン(V−)に接続する第2N−MOS FET(M4);
    第2入力ラインに対する第1入力ライン上の電力信号が、第1の閾値を越える正の振幅を有する時のみ、第1P−MOS FETスイッチ(M1)をオンにする第1検出回路(128);
    第1入力ラインに対する第2入力ライン上の電力信号が、第1の閾値を越える正の振幅を有する時のみ、第2P−MOS FETスイッチ(M2)をオンにする第2検出回路(130);
    第2入力ラインに対する第1入力ライン上の電力信号が、第2の閾値を越える負の振幅を有する時のみ、第1N−MOS FETスイッチ(M3)をオンにする第3検出回路(132);
    第1入力ラインに対する第2入力ライン上の電力信号が、第2の閾値を越える負の振幅を有する時のみ、第2N−MOS FETスイッチ(M4)をオンにする第4検出回路(134);を含む請求項22記載の埋設可能な装置。
  24. 前記第1(128)、第2(130)、第3(132)、及び第4(134)の検出回路の各々が、バイアス基準電圧よりも大きい電力信号が前記一対の入力ライン(LINE1,LINE2)上に存在する時のみバイアスされる検出回路として接続された相補型N−MOS及びP−MOSトランジスタ対(M13−M20)を含む請求項23記載の埋設可能な装置。
  25. 前記検出回路(128,130,132,134)の各々の相補型N−MOS及びP−MOSトランジスタ対が、P−MOSトランジスタ(M14,M16,M18,M20)のゲート端子に接続された第1バイアス基準電圧(BIAS−P)、及びN−MOSトランジスタ(M13,M15,M17,M19)のゲート端子に接続された第2バイアス基準電圧(BIAS−N)を有する請求項24記載の埋設可能な装置。
  26. 前記第1及び第2基準電圧(BIAS−P,BIAS−N)を発生するバイアス発生回路(136)を更に備え、前記バイアス発生回路が、前記第1及び第2基準電圧を、電力信号が前記一対の入力ライン(LINE1,LINE2)に存在する時に、動作レベルに、そして電力信号が前記一対の入力ライン上に存在しない時に、低電力スタンバイレベルに動的に設定するための手段(M21−M27)を含む請求項25記載の埋設可能な装置。
  27. 前記検出回路(128,130,132,134)の各々と検出回路によって制御される対応する第1及び第2P−MOS及び第1及び第2N−MOS FETスイッチ(M1−M4)との間に介在された相補型N−MOS及びP−MOSインバータ回路(M5+M9,M6+M10,M7+M11,M8+M12)を含む請求項24記載の埋設可能な装置。
  28. 動作電圧が前記フィルタコンデンサに存在しない或る時に、前記一対の出力ライン(V+,V−)の間に接続された前記フィルタコンデンサ(C1)に電圧を供給するためのスタートアップ手段を更に含む請求項22記載の埋設可能な装置。
  29. 前記スタートアップ手段が、N−MOS FETスイッチ(M3−M4)内の寄生ダイオード(D1,D2)、及びP−MOS FETスイッチ(M1,M2)内の寄生PNPバイポーラトランジスタ(Q1,Q2)を含み、これら寄生ダイオード及びトランジスタが、一対の入力ライン(LINE1,LINE2)上の初期電力信号によって十分に順方向にバイアスされ、初期電力信号から導かれる初期動作電圧によって前記フィルタコンデンサ(C1)が蓄電される請求項28記載の埋設可能な装置。
  30. 前記電気回路が、
    外部入力ラインの対(LINE1,LINE2)上のデータを受け取り且つ該対上にデータを送信するように適合されたセンサー回路(52)を更に備え、前記データが前記電力信号でもある請求項22乃至29何れか記載の埋設可能な装置。
  31. 前記センサー回路(52)が、二相パルスでデータの送受信を行うように適合されている請求項30記載の埋設可能な装置。
JP2000511236A 1997-09-12 1998-09-11 低電力整流回路 Expired - Lifetime JP4153163B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US08/928,871 US5999849A (en) 1997-09-12 1997-09-12 Low power rectifier circuit for implantable medical device
US08/928,871 1997-09-12
PCT/US1998/019068 WO1999013561A1 (en) 1997-09-12 1998-09-11 Low power rectifier circuit

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2001517056A JP2001517056A (ja) 2001-10-02
JP4153163B2 true JP4153163B2 (ja) 2008-09-17

Family

ID=25456912

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2000511236A Expired - Lifetime JP4153163B2 (ja) 1997-09-12 1998-09-11 低電力整流回路

Country Status (7)

Country Link
US (1) US5999849A (ja)
EP (1) EP1012956B1 (ja)
JP (1) JP4153163B2 (ja)
AU (1) AU9568798A (ja)
CA (1) CA2303017C (ja)
DE (1) DE69827957T2 (ja)
WO (1) WO1999013561A1 (ja)

Families Citing this family (219)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6558321B1 (en) 1997-03-04 2003-05-06 Dexcom, Inc. Systems and methods for remote monitoring and modulation of medical devices
US5999849A (en) * 1997-09-12 1999-12-07 Alfred E. Mann Foundation Low power rectifier circuit for implantable medical device
US6088608A (en) * 1997-10-20 2000-07-11 Alfred E. Mann Foundation Electrochemical sensor and integrity tests therefor
FR2777716B1 (fr) * 1998-04-20 2000-06-23 Sgs Thomson Microelectronics Transmission d'une consigne de fonctionnement par une ligne d'alimentation alternative
US8480580B2 (en) 1998-04-30 2013-07-09 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8465425B2 (en) 1998-04-30 2013-06-18 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6175752B1 (en) 1998-04-30 2001-01-16 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8346337B2 (en) 1998-04-30 2013-01-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US8688188B2 (en) 1998-04-30 2014-04-01 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US6949816B2 (en) 2003-04-21 2005-09-27 Motorola, Inc. Semiconductor component having first surface area for electrically coupling to a semiconductor chip and second surface area for electrically coupling to a substrate, and method of manufacturing same
US8974386B2 (en) 1998-04-30 2015-03-10 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
US9066695B2 (en) 1998-04-30 2015-06-30 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods of use
EP1413245B1 (en) 1998-10-08 2011-06-29 Medtronic MiniMed, Inc. Telemetered characteristic monitor system
US6438422B1 (en) 1998-10-28 2002-08-20 Medtronic, Inc. Power dissipation reduction in medical devices using adiabatic logic
US7621893B2 (en) 1998-10-29 2009-11-24 Medtronic Minimed, Inc. Methods and apparatuses for detecting occlusions in an ambulatory infusion pump
US7766873B2 (en) 1998-10-29 2010-08-03 Medtronic Minimed, Inc. Method and apparatus for detecting occlusions in an ambulatory infusion pump
US7806886B2 (en) 1999-06-03 2010-10-05 Medtronic Minimed, Inc. Apparatus and method for controlling insulin infusion with state variable feedback
US6659948B2 (en) 2000-01-21 2003-12-09 Medtronic Minimed, Inc. Ambulatory medical apparatus and method using a telemetry system with predefined reception listening periods
US6415181B1 (en) 2000-02-25 2002-07-02 Medtronic, Inc. Implantable medical device incorporating adiabatic clock-powered logic
US7130682B2 (en) 2000-12-26 2006-10-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Pacing and sensing vectors
DE10065838C2 (de) * 2000-12-29 2003-06-26 Infineon Technologies Ag Elektronische Treiberschaltung für einen direkt modulierten Halbleiterlaser
US6560471B1 (en) 2001-01-02 2003-05-06 Therasense, Inc. Analyte monitoring device and methods of use
AU2002309528A1 (en) 2001-04-02 2002-10-15 Therasense, Inc. Blood glucose tracking apparatus and methods
US6792314B2 (en) * 2001-06-18 2004-09-14 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Miniature implantable array and stimulation system suitable for eyelid stimulation
US6827702B2 (en) 2001-09-07 2004-12-07 Medtronic Minimed, Inc. Safety limits for closed-loop infusion pump control
US6809507B2 (en) * 2001-10-23 2004-10-26 Medtronic Minimed, Inc. Implantable sensor electrodes and electronic circuitry
US7110815B2 (en) 2002-05-06 2006-09-19 Cardiac Pacemakers, Inc. System and method for providing temporary stimulation therapy to optimize chronic electrical performance for electrodes used in conjunction with a cardiac rhythm management system
US8512276B2 (en) 2002-07-24 2013-08-20 Medtronic Minimed, Inc. System for providing blood glucose measurements to an infusion device
US7278983B2 (en) 2002-07-24 2007-10-09 Medtronic Minimed, Inc. Physiological monitoring device for controlling a medication infusion device
US20040068230A1 (en) 2002-07-24 2004-04-08 Medtronic Minimed, Inc. System for providing blood glucose measurements to an infusion device
AU2003296956A1 (en) 2002-12-11 2004-06-30 Proteus Biomedical, Inc. Monitoring and treating hemodynamic parameters
US20040122353A1 (en) 2002-12-19 2004-06-24 Medtronic Minimed, Inc. Relay device for transferring information between a sensor system and a fluid delivery system
AU2003303597A1 (en) 2002-12-31 2004-07-29 Therasense, Inc. Continuous glucose monitoring system and methods of use
US8771183B2 (en) 2004-02-17 2014-07-08 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system
US20040164783A1 (en) * 2003-02-24 2004-08-26 Neurostream Technologies, Inc. Precision full-wave rectifier circuit for high-density, low-power implantable medical device
US8066639B2 (en) 2003-06-10 2011-11-29 Abbott Diabetes Care Inc. Glucose measuring device for use in personal area network
US7920906B2 (en) 2005-03-10 2011-04-05 Dexcom, Inc. System and methods for processing analyte sensor data for sensor calibration
WO2005041767A2 (en) 2003-11-03 2005-05-12 Microchips, Inc. Medical device for sensing glucose
US9247900B2 (en) 2004-07-13 2016-02-02 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US8792955B2 (en) 2004-05-03 2014-07-29 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
WO2006127694A2 (en) 2004-07-13 2006-11-30 Dexcom, Inc. Analyte sensor
US20060020192A1 (en) 2004-07-13 2006-01-26 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US8565848B2 (en) 2004-07-13 2013-10-22 Dexcom, Inc. Transcutaneous analyte sensor
US7344500B2 (en) 2004-07-27 2008-03-18 Medtronic Minimed, Inc. Sensing system with auxiliary display
JP4546184B2 (ja) 2004-08-04 2010-09-15 株式会社ニデック 整流回路及びこれを備えた視覚再生補助装置
WO2006029090A2 (en) * 2004-09-02 2006-03-16 Proteus Biomedical, Inc. Methods and apparatus for tissue activation and monitoring
WO2006105474A2 (en) 2005-03-31 2006-10-05 Proteus Biomedical, Inc. Automated optimization of multi-electrode pacing for cardiac resynchronization
US7437644B2 (en) * 2004-10-29 2008-10-14 Codman Neuro Sciences Sárl Automatic self-testing of an internal device in a closed system
US7303543B1 (en) 2004-12-03 2007-12-04 Medtronic Minimed, Inc. Medication infusion set
US7704229B2 (en) 2005-02-03 2010-04-27 Medtronic Minimed, Inc. Insertion device
US7545272B2 (en) 2005-02-08 2009-06-09 Therasense, Inc. RF tag on test strips, test strip vials and boxes
US7439821B2 (en) 2005-03-14 2008-10-21 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research DC to DC transmission system
US8112240B2 (en) 2005-04-29 2012-02-07 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing leak detection in data monitoring and management systems
WO2007021804A2 (en) 2005-08-12 2007-02-22 Proteus Biomedical, Inc. Evaluation of depolarization wave conduction velocity
US7737581B2 (en) 2005-08-16 2010-06-15 Medtronic Minimed, Inc. Method and apparatus for predicting end of battery life
US20090227855A1 (en) 2005-08-16 2009-09-10 Medtronic Minimed, Inc. Controller device for an infusion pump
US7713240B2 (en) 2005-09-13 2010-05-11 Medtronic Minimed, Inc. Modular external infusion device
US9072476B2 (en) 2005-09-23 2015-07-07 Medtronic Minimed, Inc. Flexible sensor apparatus
US7725148B2 (en) 2005-09-23 2010-05-25 Medtronic Minimed, Inc. Sensor with layered electrodes
US7766829B2 (en) 2005-11-04 2010-08-03 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems
EP1968693A4 (en) * 2005-12-22 2011-04-27 Proteus Biomedical Inc IMPLANTABLE INTEGRATED CIRCUIT
US20070173712A1 (en) 2005-12-30 2007-07-26 Medtronic Minimed, Inc. Method of and system for stabilization of sensors
US7985330B2 (en) * 2005-12-30 2011-07-26 Medtronic Minimed, Inc. Method and system for detecting age, hydration, and functional states of sensors using electrochemical impedance spectroscopy
US7774038B2 (en) 2005-12-30 2010-08-10 Medtronic Minimed, Inc. Real-time self-calibrating sensor system and method
US8114269B2 (en) 2005-12-30 2012-02-14 Medtronic Minimed, Inc. System and method for determining the point of hydration and proper time to apply potential to a glucose sensor
US8114268B2 (en) 2005-12-30 2012-02-14 Medtronic Minimed, Inc. Method and system for remedying sensor malfunctions detected by electrochemical impedance spectroscopy
US20070169533A1 (en) 2005-12-30 2007-07-26 Medtronic Minimed, Inc. Methods and systems for detecting the hydration of sensors
US8226891B2 (en) 2006-03-31 2012-07-24 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring devices and methods therefor
US7620438B2 (en) 2006-03-31 2009-11-17 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for powering an electronic device
US20070255125A1 (en) 2006-04-28 2007-11-01 Moberg Sheldon B Monitor devices for networked fluid infusion systems
US8073008B2 (en) 2006-04-28 2011-12-06 Medtronic Minimed, Inc. Subnetwork synchronization and variable transmit synchronization techniques for a wireless medical device network
US7920907B2 (en) 2006-06-07 2011-04-05 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and method
US9238140B2 (en) * 2006-08-25 2016-01-19 Cochlear Limited Current leakage detection
US10154804B2 (en) 2007-01-31 2018-12-18 Medtronic Minimed, Inc. Model predictive method and system for controlling and supervising insulin infusion
US8930203B2 (en) 2007-02-18 2015-01-06 Abbott Diabetes Care Inc. Multi-function analyte test device and methods therefor
US8732188B2 (en) 2007-02-18 2014-05-20 Abbott Diabetes Care Inc. Method and system for providing contextual based medication dosage determination
US8123686B2 (en) 2007-03-01 2012-02-28 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing rolling data in communication systems
US20080269723A1 (en) * 2007-04-25 2008-10-30 Medtronic Minimed, Inc. Closed loop/semi-closed loop therapy modification system
US20080269714A1 (en) 2007-04-25 2008-10-30 Medtronic Minimed, Inc. Closed loop/semi-closed loop therapy modification system
US8461985B2 (en) 2007-05-08 2013-06-11 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US7928850B2 (en) 2007-05-08 2011-04-19 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8456301B2 (en) 2007-05-08 2013-06-04 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring system and methods
US8665091B2 (en) 2007-05-08 2014-03-04 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for determining elapsed sensor life
US8055345B2 (en) * 2007-08-31 2011-11-08 Proteus Biomedical, Inc. Self-referencing communication in implantable devices
JP2010540073A (ja) * 2007-09-27 2010-12-24 カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド 電気刺激コンデンサを伴う埋込型リード線
US8313467B2 (en) 2007-12-27 2012-11-20 Medtronic Minimed, Inc. Reservoir pressure equalization systems and methods
US8473069B2 (en) 2008-02-28 2013-06-25 Proteus Digital Health, Inc. Integrated circuit implementation and fault control system, device, and method
US20090240099A1 (en) * 2008-02-29 2009-09-24 Otologics, Llc Bi-modal cochlea stimulation
US20090287266A1 (en) * 2008-05-13 2009-11-19 Mark Zdeblick High-voltage tolerant multiplex multi-electrode stimulation systems and methods for using the same
US9295786B2 (en) 2008-05-28 2016-03-29 Medtronic Minimed, Inc. Needle protective device for subcutaneous sensors
US8208973B2 (en) 2008-11-05 2012-06-26 Medtronic Minimed, Inc. System and method for variable beacon timing with wireless devices
US20100160740A1 (en) * 2008-12-24 2010-06-24 Gary Cohen Use of Patterns in a Therapy Management System
US9330237B2 (en) * 2008-12-24 2016-05-03 Medtronic Minimed, Inc. Pattern recognition and filtering in a therapy management system
US8103456B2 (en) 2009-01-29 2012-01-24 Abbott Diabetes Care Inc. Method and device for early signal attenuation detection using blood glucose measurements
US9044588B2 (en) 2009-04-16 2015-06-02 Cochlear Limited Reference electrode apparatus and method for neurostimulation implants
US9226701B2 (en) 2009-04-28 2016-01-05 Abbott Diabetes Care Inc. Error detection in critical repeating data in a wireless sensor system
US20100274319A1 (en) * 2009-04-28 2010-10-28 Cochlear Limited Current leakage detection for a medical implant
US8412347B2 (en) * 2009-04-29 2013-04-02 Proteus Digital Health, Inc. Methods and apparatus for leads for implantable devices
WO2010138856A1 (en) 2009-05-29 2010-12-02 Abbott Diabetes Care Inc. Medical device antenna systems having external antenna configurations
US8344847B2 (en) 2009-07-09 2013-01-01 Medtronic Minimed, Inc. Coordination of control commands in a medical device system having at least one therapy delivery device and at least one wireless controller device
WO2011011327A1 (en) * 2009-07-20 2011-01-27 National Ict Australia Limited Neuro-stimulation
EP2457241A2 (en) 2009-07-23 2012-05-30 Proteus Biomedical, Inc. Solid-state thin film capacitor
EP2473098A4 (en) 2009-08-31 2014-04-09 Abbott Diabetes Care Inc ANALYTICAL SIGNAL PROCESSING APPARATUS AND METHOD
EP2473099A4 (en) 2009-08-31 2015-01-14 Abbott Diabetes Care Inc ANALYTICAL SUBSTANCE MONITORING SYSTEM AND METHODS OF MANAGING ENERGY AND NOISE
US8487758B2 (en) 2009-09-02 2013-07-16 Medtronic Minimed, Inc. Medical device having an intelligent alerting scheme, and related operating methods
US9320461B2 (en) 2009-09-29 2016-04-26 Abbott Diabetes Care Inc. Method and apparatus for providing notification function in analyte monitoring systems
US8386042B2 (en) 2009-11-03 2013-02-26 Medtronic Minimed, Inc. Omnidirectional accelerometer device and medical device incorporating same
US8574201B2 (en) 2009-12-22 2013-11-05 Medtronic Minimed, Inc. Syringe piston with check valve seal
US8755269B2 (en) 2009-12-23 2014-06-17 Medtronic Minimed, Inc. Ranking and switching of wireless channels in a body area network of medical devices
CN101931331A (zh) * 2010-04-29 2010-12-29 苏州同心医疗器械有限公司 人工器官体内植入组件及其供电方法
JP5720168B2 (ja) * 2010-10-14 2015-05-20 サンケン電気株式会社 スイッチング電源装置
US8603032B2 (en) 2010-10-15 2013-12-10 Medtronic Minimed, Inc. Medical device with membrane keypad sealing element, and related manufacturing method
US8603033B2 (en) 2010-10-15 2013-12-10 Medtronic Minimed, Inc. Medical device and related assembly having an offset element for a piezoelectric speaker
US8562565B2 (en) 2010-10-15 2013-10-22 Medtronic Minimed, Inc. Battery shock absorber for a portable medical device
US8474332B2 (en) 2010-10-20 2013-07-02 Medtronic Minimed, Inc. Sensor assembly and medical device incorporating same
US8479595B2 (en) 2010-10-20 2013-07-09 Medtronic Minimed, Inc. Sensor assembly and medical device incorporating same
US8495918B2 (en) 2010-10-20 2013-07-30 Medtronic Minimed, Inc. Sensor assembly and medical device incorporating same
US8469942B2 (en) 2010-12-22 2013-06-25 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection for a fluid infusion device
US8197444B1 (en) 2010-12-22 2012-06-12 Medtronic Minimed, Inc. Monitoring the seating status of a fluid reservoir in a fluid infusion device
US8690855B2 (en) 2010-12-22 2014-04-08 Medtronic Minimed, Inc. Fluid reservoir seating procedure for a fluid infusion device
US8628510B2 (en) 2010-12-22 2014-01-14 Medtronic Minimed, Inc. Monitoring the operating health of a force sensor in a fluid infusion device
US20120215308A1 (en) * 2011-02-17 2012-08-23 Mathew Ross Markey Power transfer in a medical implant
US9283318B2 (en) 2011-02-22 2016-03-15 Medtronic Minimed, Inc. Flanged sealing element and needle guide pin assembly for a fluid infusion device having a needled fluid reservoir
US9463309B2 (en) 2011-02-22 2016-10-11 Medtronic Minimed, Inc. Sealing assembly and structure for a fluid infusion device having a needled fluid reservoir
US8945068B2 (en) 2011-02-22 2015-02-03 Medtronic Minimed, Inc. Fluid reservoir having a fluid delivery needle for a fluid infusion device
US9393399B2 (en) 2011-02-22 2016-07-19 Medtronic Minimed, Inc. Sealing assembly for a fluid reservoir of a fluid infusion device
US8614596B2 (en) 2011-02-28 2013-12-24 Medtronic Minimed, Inc. Systems and methods for initializing a voltage bus and medical devices incorporating same
US9101305B2 (en) 2011-03-09 2015-08-11 Medtronic Minimed, Inc. Glucose sensor product and related manufacturing and packaging methods
US8564447B2 (en) 2011-03-18 2013-10-22 Medtronic Minimed, Inc. Battery life indication techniques for an electronic device
US9018893B2 (en) 2011-03-18 2015-04-28 Medtronic Minimed, Inc. Power control techniques for an electronic device
US8588911B2 (en) 2011-09-21 2013-11-19 Cochlear Limited Medical implant with current leakage circuitry
EP2775918B1 (en) 2011-11-07 2020-02-12 Abbott Diabetes Care Inc. Analyte monitoring device and methods
US9610401B2 (en) 2012-01-13 2017-04-04 Medtronic Minimed, Inc. Infusion set component with modular fluid channel element
US8603026B2 (en) 2012-03-20 2013-12-10 Medtronic Minimed, Inc. Dynamic pulse-width modulation motor control and medical device incorporating same
US8603027B2 (en) 2012-03-20 2013-12-10 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection using pulse-width modulation and medical device incorporating same
US8523803B1 (en) 2012-03-20 2013-09-03 Medtronic Minimed, Inc. Motor health monitoring and medical device incorporating same
US20130338629A1 (en) 2012-06-07 2013-12-19 Medtronic Minimed, Inc. Diabetes therapy management system for recommending basal pattern adjustments
US9333292B2 (en) 2012-06-26 2016-05-10 Medtronic Minimed, Inc. Mechanically actuated fluid infusion device
US8808269B2 (en) 2012-08-21 2014-08-19 Medtronic Minimed, Inc. Reservoir plunger position monitoring and medical device incorporating same
US10130767B2 (en) 2012-08-30 2018-11-20 Medtronic Minimed, Inc. Sensor model supervisor for a closed-loop insulin infusion system
US9623179B2 (en) 2012-08-30 2017-04-18 Medtronic Minimed, Inc. Safeguarding techniques for a closed-loop insulin infusion system
US9849239B2 (en) 2012-08-30 2017-12-26 Medtronic Minimed, Inc. Generation and application of an insulin limit for a closed-loop operating mode of an insulin infusion system
US9662445B2 (en) 2012-08-30 2017-05-30 Medtronic Minimed, Inc. Regulating entry into a closed-loop operating mode of an insulin infusion system
US10496797B2 (en) 2012-08-30 2019-12-03 Medtronic Minimed, Inc. Blood glucose validation for a closed-loop operating mode of an insulin infusion system
US9364609B2 (en) 2012-08-30 2016-06-14 Medtronic Minimed, Inc. Insulin on board compensation for a closed-loop insulin infusion system
US9878096B2 (en) 2012-08-30 2018-01-30 Medtronic Minimed, Inc. Generation of target glucose values for a closed-loop operating mode of an insulin infusion system
US9968306B2 (en) 2012-09-17 2018-05-15 Abbott Diabetes Care Inc. Methods and apparatuses for providing adverse condition notification with enhanced wireless communication range in analyte monitoring systems
US8870818B2 (en) 2012-11-15 2014-10-28 Medtronic Minimed, Inc. Systems and methods for alignment and detection of a consumable component
US10376146B2 (en) 2013-02-06 2019-08-13 California Institute Of Technology Miniaturized implantable electrochemical sensor devices
JP6433430B2 (ja) 2012-12-13 2018-12-05 カリフォルニア インスティチュート オブ テクノロジー 三次元高表面領域電極の製造
US9107994B2 (en) 2013-01-18 2015-08-18 Medtronic Minimed, Inc. Systems for fluid reservoir retention
US9033924B2 (en) 2013-01-18 2015-05-19 Medtronic Minimed, Inc. Systems for fluid reservoir retention
US9522223B2 (en) 2013-01-18 2016-12-20 Medtronic Minimed, Inc. Systems for fluid reservoir retention
US9308321B2 (en) 2013-02-18 2016-04-12 Medtronic Minimed, Inc. Infusion device having gear assembly initialization
US8920381B2 (en) 2013-04-12 2014-12-30 Medtronic Minimed, Inc. Infusion set with improved bore configuration
US9433731B2 (en) 2013-07-19 2016-09-06 Medtronic Minimed, Inc. Detecting unintentional motor motion and infusion device incorporating same
US9402949B2 (en) 2013-08-13 2016-08-02 Medtronic Minimed, Inc. Detecting conditions associated with medical device operations using matched filters
US9880528B2 (en) 2013-08-21 2018-01-30 Medtronic Minimed, Inc. Medical devices and related updating methods and systems
US9889257B2 (en) 2013-08-21 2018-02-13 Medtronic Minimed, Inc. Systems and methods for updating medical devices
US9259528B2 (en) 2013-08-22 2016-02-16 Medtronic Minimed, Inc. Fluid infusion device with safety coupling
US9750877B2 (en) 2013-12-11 2017-09-05 Medtronic Minimed, Inc. Predicted time to assess and/or control a glycemic state
US9750878B2 (en) 2013-12-11 2017-09-05 Medtronic Minimed, Inc. Closed-loop control of glucose according to a predicted blood glucose trajectory
US10105488B2 (en) 2013-12-12 2018-10-23 Medtronic Minimed, Inc. Predictive infusion device operations and related methods and systems
US9849240B2 (en) 2013-12-12 2017-12-26 Medtronic Minimed, Inc. Data modification for predictive operations and devices incorporating same
US9694132B2 (en) 2013-12-19 2017-07-04 Medtronic Minimed, Inc. Insertion device for insertion set
US9861748B2 (en) 2014-02-06 2018-01-09 Medtronic Minimed, Inc. User-configurable closed-loop notifications and infusion systems incorporating same
US9399096B2 (en) 2014-02-06 2016-07-26 Medtronic Minimed, Inc. Automatic closed-loop control adjustments and infusion systems incorporating same
US10034976B2 (en) 2014-03-24 2018-07-31 Medtronic Minimed, Inc. Fluid infusion patch pump device with automatic fluid system priming feature
US10001450B2 (en) * 2014-04-18 2018-06-19 Medtronic Minimed, Inc. Nonlinear mapping technique for a physiological characteristic sensor
US10232113B2 (en) 2014-04-24 2019-03-19 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and related methods and systems for regulating insulin on board
US9681828B2 (en) 2014-05-01 2017-06-20 Medtronic Minimed, Inc. Physiological characteristic sensors and methods for forming such sensors
US10275572B2 (en) 2014-05-01 2019-04-30 Medtronic Minimed, Inc. Detecting blockage of a reservoir cavity during a seating operation of a fluid infusion device
US10152049B2 (en) 2014-05-19 2018-12-11 Medtronic Minimed, Inc. Glucose sensor health monitoring and related methods and systems
US10274349B2 (en) 2014-05-19 2019-04-30 Medtronic Minimed, Inc. Calibration factor adjustments for infusion devices and related methods and systems
US10007765B2 (en) 2014-05-19 2018-06-26 Medtronic Minimed, Inc. Adaptive signal processing for infusion devices and related methods and systems
US20190117963A1 (en) * 2014-07-25 2019-04-25 Loyalty Based Innovations, LLC Apparatus and method for treating multiple tumors in patients with metastatic disease by electric fields
US9839753B2 (en) 2014-09-26 2017-12-12 Medtronic Minimed, Inc. Systems for managing reservoir chamber pressure
US9833563B2 (en) 2014-09-26 2017-12-05 Medtronic Minimed, Inc. Systems for managing reservoir chamber pressure
US10279126B2 (en) 2014-10-07 2019-05-07 Medtronic Minimed, Inc. Fluid conduit assembly with gas trapping filter in the fluid flow path
US9833564B2 (en) 2014-11-25 2017-12-05 Medtronic Minimed, Inc. Fluid conduit assembly with air venting features
US10195341B2 (en) 2014-11-26 2019-02-05 Medtronic Minimed, Inc. Systems and methods for fluid infusion device with automatic reservoir fill
US9987420B2 (en) 2014-11-26 2018-06-05 Medtronic Minimed, Inc. Systems and methods for fluid infusion device with automatic reservoir fill
US9943645B2 (en) 2014-12-04 2018-04-17 Medtronic Minimed, Inc. Methods for operating mode transitions and related infusion devices and systems
US9636453B2 (en) 2014-12-04 2017-05-02 Medtronic Minimed, Inc. Advance diagnosis of infusion device operating mode viability
US9937292B2 (en) 2014-12-09 2018-04-10 Medtronic Minimed, Inc. Systems for filling a fluid infusion device reservoir
US10265031B2 (en) 2014-12-19 2019-04-23 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and related methods and systems for automatic alert clearing
US10307535B2 (en) 2014-12-19 2019-06-04 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and related methods and systems for preemptive alerting
US10307528B2 (en) 2015-03-09 2019-06-04 Medtronic Minimed, Inc. Extensible infusion devices and related methods
US10449298B2 (en) 2015-03-26 2019-10-22 Medtronic Minimed, Inc. Fluid injection devices and related methods
US9999721B2 (en) 2015-05-26 2018-06-19 Medtronic Minimed, Inc. Error handling in infusion devices with distributed motor control and related operating methods
US10137243B2 (en) 2015-05-26 2018-11-27 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices with distributed motor control and related operating methods
US10575767B2 (en) 2015-05-29 2020-03-03 Medtronic Minimed, Inc. Method for monitoring an analyte, analyte sensor and analyte monitoring apparatus
US9879668B2 (en) 2015-06-22 2018-01-30 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection techniques for a fluid infusion device having a rotary pump mechanism and an optical sensor
US10010668B2 (en) 2015-06-22 2018-07-03 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection techniques for a fluid infusion device having a rotary pump mechanism and a force sensor
US9987425B2 (en) 2015-06-22 2018-06-05 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection techniques for a fluid infusion device having a rotary pump mechanism and sensor contact elements
US9878095B2 (en) 2015-06-22 2018-01-30 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection techniques for a fluid infusion device having a rotary pump mechanism and multiple sensor contact elements
US9993594B2 (en) 2015-06-22 2018-06-12 Medtronic Minimed, Inc. Occlusion detection techniques for a fluid infusion device having a rotary pump mechanism and rotor position sensors
US10368788B2 (en) 2015-07-23 2019-08-06 California Institute Of Technology System and methods for wireless drug delivery on command
US10293108B2 (en) 2015-08-21 2019-05-21 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and related patient ratio adjustment methods
US10543314B2 (en) 2015-08-21 2020-01-28 Medtronic Minimed, Inc. Personalized parameter modeling with signal calibration based on historical data
US10463297B2 (en) 2015-08-21 2019-11-05 Medtronic Minimed, Inc. Personalized event detection methods and related devices and systems
US10201657B2 (en) 2015-08-21 2019-02-12 Medtronic Minimed, Inc. Methods for providing sensor site rotation feedback and related infusion devices and systems
US20170053552A1 (en) 2015-08-21 2017-02-23 Medtronic Minimed, Inc. Management and prioritization of the delivery of glycemic insight messages
US10117992B2 (en) 2015-09-29 2018-11-06 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and related rescue detection methods
US11666702B2 (en) 2015-10-19 2023-06-06 Medtronic Minimed, Inc. Medical devices and related event pattern treatment recommendation methods
US11501867B2 (en) 2015-10-19 2022-11-15 Medtronic Minimed, Inc. Medical devices and related event pattern presentation methods
US10146911B2 (en) 2015-10-23 2018-12-04 Medtronic Minimed, Inc. Medical devices and related methods and systems for data transfer
US10037722B2 (en) 2015-11-03 2018-07-31 Medtronic Minimed, Inc. Detecting breakage in a display element
US10449306B2 (en) 2015-11-25 2019-10-22 Medtronics Minimed, Inc. Systems for fluid delivery with wicking membrane
US10589038B2 (en) 2016-04-27 2020-03-17 Medtronic Minimed, Inc. Set connector systems for venting a fluid reservoir
US11097051B2 (en) 2016-11-04 2021-08-24 Medtronic Minimed, Inc. Methods and apparatus for detecting and reacting to insufficient hypoglycemia response
US10238030B2 (en) 2016-12-06 2019-03-26 Medtronic Minimed, Inc. Wireless medical device with a complementary split ring resonator arrangement for suppression of electromagnetic interference
US10272201B2 (en) 2016-12-22 2019-04-30 Medtronic Minimed, Inc. Insertion site monitoring methods and related infusion devices and systems
US10500135B2 (en) 2017-01-30 2019-12-10 Medtronic Minimed, Inc. Fluid reservoir and systems for filling a fluid reservoir of a fluid infusion device
US10532165B2 (en) 2017-01-30 2020-01-14 Medtronic Minimed, Inc. Fluid reservoir and systems for filling a fluid reservoir of a fluid infusion device
US10552580B2 (en) 2017-02-07 2020-02-04 Medtronic Minimed, Inc. Infusion system consumables and related calibration methods
US10363365B2 (en) 2017-02-07 2019-07-30 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and related consumable calibration methods
US11207463B2 (en) 2017-02-21 2021-12-28 Medtronic Minimed, Inc. Apparatuses, systems, and methods for identifying an infusate in a reservoir of an infusion device
US10646649B2 (en) 2017-02-21 2020-05-12 Medtronic Minimed, Inc. Infusion devices and fluid identification apparatuses and methods

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3434034A (en) * 1967-03-14 1969-03-18 Hewlett Packard Co Universal ac or dc to dc converter
US4086624A (en) * 1977-06-15 1978-04-25 Bell Telephone Laboratories Incorporated Current to voltage converter
IT1212518B (it) * 1982-01-29 1989-11-22 Ates Componenti Elettron Circuito raddrizzatore a ponte di transistori, con protezione controle sovracorrenti, per uso telefonico.
EP0112119B1 (en) * 1982-12-08 1988-08-24 Siliconix Limited Bridge rectifier circuit
JPS6156501A (ja) * 1984-08-28 1986-03-22 Toshiba Corp 整流回路
US4671288A (en) * 1985-06-13 1987-06-09 The Regents Of The University Of California Electrochemical cell sensor for continuous short-term use in tissues and blood
WO1989005058A1 (en) * 1987-11-19 1989-06-01 Magellan Corporation (Australia) Pty. Ltd. Integratable synchronous rectifier
US5411528A (en) * 1992-11-19 1995-05-02 Pacesetter, Inc. Electrically programmable polarity connector for an implantable body tissue stimulator
US5497772A (en) * 1993-11-19 1996-03-12 Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Glucose monitoring system
US5691658A (en) * 1994-05-24 1997-11-25 Imp, Inc. Current mode amplifier, rectifier and multi-function circuit
US5510972A (en) * 1994-06-29 1996-04-23 Philips Electronics North America Corporation Bridge rectifier circuit having active switches and an active control circuit
US5540729A (en) * 1994-12-19 1996-07-30 Medtronic, Inc. Movement powered medical pulse generator having a full-wave rectifier with dynamic bias
DE19537920C2 (de) * 1995-10-12 1999-08-19 Temic Semiconductor Gmbh Integrierte Schaltungsanordnung mit Diodencharaktaristik
DE69623814T2 (de) * 1995-12-29 2003-08-07 Em Microelectronic Marin Sa Aktiver gleichrichter mit minimalen energieverlusten
EP0791706B1 (en) * 1996-01-31 2004-07-14 Texas Instruments Deutschland Gmbh Improvements in or relating to full-wave rectifiers
US5999849A (en) * 1997-09-12 1999-12-07 Alfred E. Mann Foundation Low power rectifier circuit for implantable medical device

Also Published As

Publication number Publication date
AU9568798A (en) 1999-03-29
CA2303017C (en) 2006-11-14
JP2001517056A (ja) 2001-10-02
WO1999013561A1 (en) 1999-03-18
US5999849A (en) 1999-12-07
EP1012956A1 (en) 2000-06-28
CA2303017A1 (en) 1999-03-18
DE69827957T2 (de) 2005-12-29
DE69827957D1 (de) 2005-01-05
EP1012956B1 (en) 2004-12-01

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP4153163B2 (ja) 低電力整流回路
US5917346A (en) Low power current to frequency converter circuit for use in implantable sensors
EP0843576B1 (en) Movement powered medical pulse generator having a full-wave rectifier with dynamic bias
US8123684B2 (en) Methods for configuring implantable satellite effectors
US4947844A (en) Receiver/stimulator for hearing prosthesis
US5999848A (en) Daisy chainable sensors and stimulators for implantation in living tissue
US4414979A (en) Monitorable bone growth stimulator
AU748219B2 (en) High compliance output stage for a tissue stimulator
US5843135A (en) Pacing system with lead having a single conductor for connecting to pressure sensor and electrode
US4741341A (en) Protection circuit and method for implanted ECG telemetry circuits
JP2002518963A (ja) 多重チャンネルの移植可能な蝸牛刺激装置
US20130073002A1 (en) Medical implant with current leakage circuitry
US9205272B2 (en) Method of power and data transfer in implantable electronic devices
Von Arx A single chip, fully integrated, telemetry powered system for peripheral nerve stimulation
US20120215308A1 (en) Power transfer in a medical implant
CA1180392A (en) Monitorable bone growth stimulator
US8615303B2 (en) Power transfer to a medical implant located adjacent to tissue while preventing short circuits through the tissue

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20050826

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20071203

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20080227

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20080331

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20080515

TRDD Decision of grant or rejection written
A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

Effective date: 20080609

A01 Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20080703

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

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

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110711

Year of fee payment: 3

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

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110711

Year of fee payment: 3

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

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120711

Year of fee payment: 4

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

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120711

Year of fee payment: 4

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

Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130711

Year of fee payment: 5

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

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

R250 Receipt of annual fees

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250

EXPY Cancellation because of completion of term