JP4916306B2 - 安全性が改善された高電力埋め込み可能電池及び製造方法 - Google Patents

Description

本発明は、包括的には、埋め込み可能医療デバイス用電源に関する。特に、本発明は、埋め込み可能医療デバイス性能を最適化するためのデュアルセル電源に関する。

心臓の治療的刺激のためのさまざまな異なる埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）が利用可能であり、当技術分野で既知である。例えば、埋め込み可能カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＩＣＤ）が、心室細動を患っている患者を処置するために使用される。心室細動とは、もし修正されなければ急速に死に至る可能性のある無秩序な心調律である。動作において、ＩＣＤは、患者の心臓の電気的活動を連続的に監視し、心室細動を検出し、その検出結果に応答して、正常心調律を復元するための適切なショックを送出する。同様に、自動埋め込み可能ディフィブリレータ（ＡＩＤ）が、心臓の治療的刺激のために利用可能である。動作時、ＡＩＤデバイスは、心室細動を検出し、心臓の外側に大きい間隔を隔てて配置された電極を通じて心臓に非同期の高電圧パルスを送出することにより、経胸腔的ディフィブリレーションを模擬する。従来技術のカーディオバータのさらにもう１つの例として、例えばEngle他の米国特許第４，３７５，８１７号に開示されているペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＰＣＤ）がある。このデバイスは頻脈性不整脈の開始を検出する。このデバイスは、頻脈性不整脈の進行の監視又は検出を行う手段を含み、それにより、心室性頻脈又は心室細動を中断させるように、次第に大きくなるエネルギーレベルを心臓に印加することができる。例えばプログラム可能ペースメーカのような、他の数多くの類似の埋め込み可能医療デバイスも利用可能である。

正確な構成及び使用法の如何を問わず、上記のＩＭＤのそれぞれは一般的に、低電力制御回路、高電力出力回路、及び電源という３つの主要なコンポーネントを含む。制御回路は、例えば心臓刺激パルスのレート、同期、パルス幅及び出力電圧等の種々の動作特性の監視及び決定を行うとともに、心臓の監視等の診断機能を有する。これに対して、高電力出力回路は、制御回路からの信号に応答して１つ又は複数のリード線経由で心臓に印加されるべき電気刺激パルスを生成する。

電源は、低電力制御回路及び高電力出力回路の両方に電力を供給する。参考までに、電源は通常、制御回路に１０〜２０マイクロアンペアを供給し、出力回路にはより大きい電流を供給することを必要とされる。個々のＩＭＤアプリケーションに応じて、高電力出力回路が必要とし得る刺激エネルギーは、ペースメーカの場合には、０．１ジュールと低く、埋め込み可能ディフィブリレータの場合には、４０ジュールと高い。

ＩＭＤ用の好適な電源又は電池は、実質上常に、本質的に電気化学的であり、一般に電気化学セルと呼ばれる。ＩＭＤ用の許容できる電気化学セルは通常、ケースと、それを囲むアノード、セパレータ、カソード及び電解質を含む。アノード材料は通常、金属リチウムであるか、又は、充電式セルの場合には、リチウムイオン含有体である。リチウム電池は一般的に、他のタイプの電池に比べて高いエネルギー密度及び低い自己放電特性に部分的に起因して、許容できる電源とみなされている。カソード材料は通常、酸化バナジウム銀（ＳＶＯ）、二酸化マンガン等の金属系である。

ＩＭＤは、いくつかの独特の電源要件を有する。ＩＭＤは、以下の一般的な特性、すなわち、非常に高い信頼性、可能な最高のエネルギー密度（すなわち、小型）、著しく低い自己放電率（すなわち、長い貯蔵寿命）、非常に高い電流能力、高い動作電圧、及び密閉性があること（すなわち、気体又は液体を吐き出さない）のほとんどを有する電源を要求する。

これらの独特の電源要件は、いろいろな電池設計問題を有する。たとえば、ＡＩＤの心臓監視機能の場合、エネルギーを保存するように回路が確実に動作することができる、可能な最低電圧を使用することが望ましい。これは、通常、１．５〜３．０Ｖ程度である。一方、出力回路は、約７５０Ｖまでの点火電圧を生成するために、可能な最大電池電圧によって最も効率的に働く。従来から、全ての製造された埋め込み可能なカーディオバータ／ディフィブリレータは、埋め込み可能デバイスを駆動するために、直列の２つのセルから成る電池システムを使用していた。約６ボルトのこの電源は、監視回路のエネルギー効率を犠牲にして出力回路のエネルギー効率の改善を可能にした。しかしながら、２セル電池は、パッケージング、コスト、及び容積効率の観点から望ましくなかった。

結局、出力回路設計の改良が、良好なエネルギー効率を依然として維持しながら、３ボルトの単一セルの使用を可能にした。ほとんどのＩＣＤは、現在、直列に接続された２重セルの代わりに単一セル電池で設計される。容積効率を改善するためにこの手法がとられた。２重セル手法と同じ電力能力を達成するために、単一セルの電極表面積は、２重セル電池の全電極表面積に少なくとも等しくなければならない。しかしながら、単一セルの電極表面積の増加は、電池セル内で内部短絡が生ずる場合に、ＩＭＤに対する危険が発生する可能性を示す。電極表面積が大き過ぎ（Ｌｉ／ＳＶＯ電池の場合、ほぼ９０ｃｍ^２を超える）、且つ、内部短絡が生じる場合、電池は、おそらくＩＭＤの電子部品を破壊し、場合によっては患者に熱傷を負わせるのに十分に熱くなる可能性がある。結果として、ＩＭＤ及びＩＭＤ電池のほとんどの製造業者は、単一セルの表面積を、約９０ｃｍ^２に制限する設計ルールを採用した。これは、表面積が約１３０ｃｍ^２であった典型的な２重セル設計より大幅に小さい表面積である。そのため、これらの単一セルＩＣＤ電池は、より少ない電力を生成し、結果として、コンデンサ充電時間が長くなった。多くの研究により提案されたことは、ディフィブリレーション及びカーディオバージョンショックは、不整脈の検出に続いて可能な限り速く送出されると、最も効率的であることである。患者の不整脈を終了させる機会は、治療が患者に送出されるのにかかる時間長が増加するにつれて減る。したがって、コンデンサの充電時間が短かければ短いほど、ディフィブリレーション治療が効果的になる。通常、電池電極サイズは、充電時間に反比例する。したがって、所望の充電時間が速ければ速いほど電池が大きい。

単一電池システムは、埋め込み可能なカーディオバータ／ディフィブリレータに使用可能であることがわかったが、単一電池システムの使用は、理想的な電力供給と大きな表面積の電極に関連する危険との間の兼ね合いを必然的に伴う。したがって、２重電池システムにおける初期の試みの問題を解決する、埋め込み可能なカーディオバータ／ディフィブリレータのための、改良型２重電池電力システムを提供することが望ましいであろう。

本発明の実施形態における埋め込み可能医療デバイスは、以下の特徴、すなわち、（ａ）密閉格納容器と、（ｂ）格納容器内に配置される低電力制御回路と、（ｃ）電気パルス治療を送出するための、格納容器内に配置される高電力出力回路と、（ｄ）低電力制御回路及び高電力出力回路を駆動するための、格納容器内に配置される電源及び回路要素であって、（ｅ）第１の高レートセルと、（ｆ）第２の高レートセルとをさらに備え、第１の高レートセル及び第２の高レートセルは、低電力制御回路及び高電力出力回路に並列に電気的に接続される、電源及び回路要素と、（ｇ）第１の高レートセルと第２の高レートセルの間で電気的に接続される少なくとも１つの抵抗負荷であって、高レートセルのうちの一方が内部短絡する場合に、短絡した高レートセルが他方の高レートセルに実質的に流れ込むのを防止するための抵抗値を有し、いずれの高レートセルも、他方の高レートセルが短絡する場合に、低電力制御回路と高電力出力回路の両方に電力を供給することができる、少なくとも１つの抵抗負荷と、（ｈ）高電力出力回路の作動によって、第１の高レートセルを第２の高レートセルに選択的に結合するための、第１の高レートセルと第２の高レートセルの間で電気的に接続される切り換え回路と、のうちの１つ又は複数を含んでもよい。

本発明の電気化学電池は、以下の特徴、すなわち、ａ）第１の高レート電気化学セルであって、第１アノード集電体を有する第１アノードと、第１アノード集電体を第１外部リード線に接続する第１端子と、第１アノードと動作可能に連結する第１電解質とを備える、第１の高レート電気化学セルと、（ｂ）第２の高レート電気化学セルであって、第２アノード集電体を有する第２アノードと、第２アノード集電体を有する第２アノードを第２外部リード線に接続する第２端子と、第２アノードと動作可能に連結する第２電解質とを備える、第２の高レート電気化学セルと、ｃ）第１電解質及び第２電解質と電気的に連結するカソードであって、第１のセルは第２のセルに並列に接続される、カソードと、（ｄ）第１外部リード線と第２外部リード線の間で電気的に接続される少なくとも１つの抵抗負荷と、のうちの１つ又は複数を含んでもよい。もちろん、カソードが外部リード線であってもよく、又はアノード及びカソードの両方が外部リード線に接続されてもよい。

本発明による電気化学電池を製造する方法は、以下のステップ、すなわち、ａ）第１の高レート電気化学セルを設けるステップであって、第１カソード集電体を有する第１カソードを設けるステップと、第１外部リード線を第１カソード集電体に接続するステップと、第１カソードと動作可能に連結する電解質溶液によって、第１の高レートセルを活性化するステップとを含む、第１の高レート電気化学セルを設けるステップと、（ｂ）
第２の高レート電気化学セルを設けるステップであって、第２カソード集電体を有する第２カソードを設けるステップと、第２外部リード線を第２カソード集電体に接続するステップと、第２カソードと動作可能に連結する電解質溶液によって、第２電気化学セルを活性化するステップとを含む、第２の高レート電気化学セルを設けるステップと、（ｃ）アノードを、第１の高レートセル及び第２の高レートセル内の電解質と電気的に連結させるステップであって、第１のセルは第２のセルに並列に接続される、連結させるステップと、ｄ）第１外部リード線と第２外部リード線の間で少なくとも１つの抵抗負荷を電気的に接続するステップと、（ｅ）アノードを電池ケーシングに接続するステップであって、それによって、ケーシング上に負電荷を生成する、接続するステップと、のうちの１つ又は複数を含んでもよい。

本発明による埋め込み可能医療デバイスを製造する方法は、以下のステップ、すなわち、（ａ）密閉格納容器を設けるステップと、（ｂ）格納容器内に低電力制御回路を設けるステップと、（ｃ）電気パルス治療を送出するために、格納容器内に高電力出力回路を設けるステップと、（ｄ）低電力制御回路及び高電力出力回路を駆動するために、格納容器内に電源及び回路要素を設けるステップと、（ｅ）第１の高レートセルを設けるステップと、（ｆ）第２の高レートセルを設けるステップと、（ｇ）第１のセル及び第２のセルを、低電力制御回路及び高電力出力回路に並列に接続するステップと、（ｈ）第１の高レートセルと第２の高レートセルの間に少なくとも１つの抵抗負荷を電気的に接続するステップと、（ｉ）高電力出力回路の作動によって、第１の高レートセルを第２の高レートセルに選択的に結合するために、第１の高レートセルと第２の高レートセルの間で切り換え回路を電気的に接続するステップのうちの１つ又は複数を含んでもよい。

以下の詳細な説明は、図を参照して読まれるべきであり、図において、異なる図の同じ要素は同じ参照数字を有する。必ずしも一定比例尺でない図は、選択された実施形態を示し、本発明の範囲を限定することを意図しない。本明細書で提供される例が、本発明の範囲内に入る多くの有益な代替を有することを、当業者は認識するであろう。

図１は、本発明による埋め込み可能医療デバイス（「ＩＭＤ」）２０の一実施形態、及びそれと人間の心臓２２との関係の概略図である。ＩＭＤ２０は、図１において、好ましくはペースメーカ／カーディオバータ／ディフィブリレータ（ＰＣＤ）であるように示されているが、別法として、ＩＭＤは、薬剤送出デバイス、神経刺激器、又は当技術分野で既知の他のいかなるタイプの埋め込み可能デバイスであってもよい。ＩＭＤは、ケース又は密閉格納容器２３、並びに関連する電気リード線２４、２６及び２８を含む。以下でさらに詳細に説明するように、密閉格納容器２３は、種々の回路及び電源を収容する。リード線２４、２６及び２８は、マルチポートコネクタブロック３０によってＩＭＤ２０に接続される。マルチポートコネクタブロック３０は、図示されている３本のリード線２４、２６、及び２８のそれぞれに対する別々のポートを含む。

一実施形態では、リード線２４は皮下電極４０に接続される。皮下電極４０は、左胸郭領域に皮下的に取り付けるためのものである。別法として、能動「筐体(can)」を使用することにより、埋め込まれた電極と密閉格納容器２３の間に刺激を供給することができる。さらにもう１つの実施形態では、単一多極リード線上に保持された２つの電極間に刺激が供給される。

リード線２６は、心臓２２の冠状静脈洞及び大静脈領域に位置する細長いコイル電極を用いた冠状静脈洞リード線である。電極の位置は、４２に破線形式で図示され、冠状静脈洞の開口部内の点から左心耳付近の点まで心臓２２の周りに延びる。

リード線２８には、心臓２２の右心室に位置する細長い電極コイル３８が設けられる。また、リード線２８は螺旋状刺激電極４４も含む。この電極４４は、右心室の心筋組織にねじ込まれる伸縮可能な螺旋状コイルの形態をとる。また、リード線２８は、近接及び遠隔電場電気図検知のための１つ又は複数の追加的電極を含んでもよい。

図示のシステムでは、心臓ペーシングパルスが、螺旋状電極４４とコイル電極３８の間に送出される。電極３８及び４４は、心室収縮を示す電気信号を検知するためにも使用される。さらに、カーディオバータ／ディフィブリレーションショックが、コイル電極３８と電極４０の間、及びコイル電極３８と電極４２の間に送出されてもよい。順次パルスディフィブリレーション中に、パルスは、皮下電極４０とコイル電極３８の間、及び冠状静脈洞電極４２とコイル電極３８の間に順次送出されると考えられる。単一パルス２電極ディフィブリレーションパルス療法もまた、通常はコイル電極３８と冠状静脈洞電極４２の間に提供されることができる。別法として、単一パルスが電極３８と４０の間に送出されてもよい。電極とＩＭＤ２０との具体的な相互接続は、どの特定の単一電極対ディフィブリレーションパルス療法が使用される可能性が高いと考えられるかによって多少左右される。

ＩＭＤ２０の正確な構成及び動作の如何を問わず、ＩＭＤ２０は、図２にブロック形式で示されているいくつかの基本的コンポーネントを含む。ＩＭＤ２０は、高電力出力回路５０、低電力制御回路５２、電源５４（破線で示す）、及び回路部５６を含む。以下でさらに詳細に説明するように、電源５４は好ましくはデュアルセル構成であり、さまざまな形態をとることができる。同様に、回路部５６は、アナログ及び／又はディジタル回路を含むことができ、さまざまな構成をとることができ、電源５４を高電力出力回路５０及び低電力制御回路５２に電気的に接続する。

高電力出力回路５０及び低電力制御回路５２は通常、ＩＭＤ２０に関連する電子デバイスモジュールの一部として設けられる。一般的に、高電力出力回路５０は、ディフィブリレーション又はカーディオバージョン／ディフィブリレーションパルスのような電気パルス治療を送出するように構成される。つまり、高電力出力回路５０は、ＩＭＤ２０の種々の電極３８〜４４（図１）間に刺激パルスエネルギーを印加する働きをする。当技術分野で既知のように、高電力出力回路５０は、適切な出力エネルギー（例えば、０．１〜４０ジュールの範囲の）を生成するコンデンサバンク（図示せず）に連動されてもよい。

低電力制御回路５２も同様に当技術分野で既知である。一般的に、低電力制御回路５２は、適切な刺激治療の送出のために、心臓活動及び高電力出力回路５０の信号作動を監視する。また、当技術分野で既知のように、低電力制御回路５２は、全体的治療の一部として、高電力出力回路５０から好ましいパルス列を生成してもよい。

電源５４及び関連回路要素（回路部）５６は、以下の種々の実施形態において述べるいろいろな構成をとる可能性がある。しかしながら、好ましくは、電源５４は、第１の高レートセル６０及び第２の高レートセル６２を含む。しかしながら、電源５４は、ＩＭＤ２０が埋め込みにとって大き過ぎないように、又は、患者にとって不快にならないように、容積的に妥当な範囲内で、複数の高レートセルを収容する可能性があることが十分に考えられる。特に、第１及び第２のセル６０、６２は、互いに分離して形成されるか、又は、単一格納容器内に収容される可能性がある。しかしながら、以下で説明するように、好ましくは、セル６０、６２は単一格納容器内に収容される。第１及び第２のセル６０、６２は、適切な量の表面エネルギーを送出するのに妥当な範囲内で、任意の大きさの電極表面積を有する可能性がある。しかしながら、好ましくは、セル６０、６２は、高電力出力を提供するために、それぞれ、４５Ｃｃｍ^２〜９０ｃｍ^２の電極表面積を有する。特定の用途に応じて、高レートセル６０、６２は、ペースメーカ用の０．１ジュールという少量から、埋め込み可能ディフィブリレータ用の４０ジュールという大きさまでの刺激エネルギーを提供する。特定の実施形態を参照して以下に述べるように、高レートセル６０、６２は、当技術分野で知られているようにいろいろな形態をとる可能性がある。好ましくは、高レートセル６０、６２は、アノード、カソード、及び電解質を含む。アノードは、好ましくは、充電可能な用途のために、金属形態かイオン形態のいずれかのリチウムを含むように形成される。それを考慮して、高レートセル６０、６２は、最も好ましくは、たとえば、Howard他の「High Reliability Electrochemical Cell and Electrode Assembly Therefor」に対する米国特許第５，４３９，７６０号及びBerkowitz他の「High Reliability Electrochemical Cell and Assembly Therefor」に対する米国特許第５，４３４，０１７号に記載のタイプの螺旋状に巻いた電池であり、その開示は、参照により本明細書に援用される。高レートセル６０、６２は、あまり好ましくはないが、たとえば、Muffuletto他の「Internal Electrode and Assembly Method for Electrochemical Cells」に対する米国特許第５，３２１，４５８号及び第５，２５０，３７３号、Takeuchi他の「Method of Making Prismatic Cell」に対する米国特許第５，５４９，７１７号、Kiester他の「Non-aqueous Lithium Battery」に対する米国特許第４，９６４，８７７号、及びPost他の「Electrochemical Cell With Improved Efficiency Serpentine Electrode」に対する米国特許第５，１４７，７３７号に記載のタイプの、螺旋状に巻かれた、積層板又は螺旋電極であってもよい。

高レートセル６０、６２のカソードの材料は、最も好ましくは固体であり、当技術分野で既知のように、その活性成分として酸化バナジウム、酸化バナジウム銀（ＳＶＯ）又は二酸化マンガン等の金属酸化物を含む。別法として、高レートセル６０、６２のカソードは、カーボンモノフルオリド（carbon monoflouride:一フッ化炭素）及びその混成物又は任意の他の活性電解成分及びそれらの組合せを含んでもよい。ＳＶＯがカソードに使用される場合、ＳＶＯは、最も好ましくは、Crespi他の米国特許第５，２２１，４５３号、第５，４３９，７６０号、及び第５，３０６，５８１号に開示されているような「複合酸化バナジウム銀(combination silver vanadium oxide)」（すなわち「ＣＳＶＯ」）として知られているタイプのものであるが、他のタイプのＳＶＯも使用可能である。

上記に明示的に記載した以外の電気化学システムもまた高レートセル６０、６２として利用可能であることが理解される。そのようなシステムとしては、以下のものに限定されないが、ほんの少し例を挙げれば、リチウム／酸化銀、リチウム／酸化マンガン、リチウム／Ｖ_２Ｏ_５、リチウム／酸化バナジウム銀銅、リチウム／酸化銅、リチウム／酸化鉛、リチウム／一フッ化炭素、リチウム／酸化クロム、リチウム／ビスマス含有酸化物、リチウム／硫酸銅、以上列挙した種々のカソード材料の混合物（例えば、酸化バナジウム銀と一フッ化炭素の混合物）、及びリチウムイオン充電式電池のようなアノード／カソードシステムがある。

高レートセル６０及び高レートセル６２の上述したパラメータを考慮して、電源５４Ａ及び回路要素５６Ａの１つの好ましい組合せが、図３に概略的に示される。電源５４Ａは、上述したように、高レートセル６０Ａ及び高レートセル６２Ａを含む。選択的に並列に接続される高レートセル及び低レートセルを含む、その全体が参照により本明細書に援用される米国公報第２００２／０１８３８０１ Ａ１と異なり、回路要素５６Ａは、高レートセル６０Ａ及び高レートセル６２Ａを、高電力出力回路５０及び低電力制御回路５２に並列に接続する。特に、回路要素５６Ａは、高レートセル６０Ａ及び６２Ａを高電力出力回路５０に選択的に結合するように構成されたスイッチ７０を含む。この点で、回路要素５６Ａは、スイッチ７０を以下に述べる動作条件に応答して作動及び停止するための、付加的な部品／接続部（図示せず）を含む可能性がある。回路要素５６Ａはさらに、セル６０Ａ又は６２Ａのうちの一方の内部短絡の場合に、未短絡セルから短絡セルへ送出される電流を制限するための抵抗負荷６４を含む。

この電池回路設計は、２つの高レートセルが、並列に接続されることを可能にして、２つのセルが直列に接続されるのと同じ電力容量を達成する。抵抗器６４は、Ｒ≧１０Ｒ_Ｃｅｌｌであるように選択され、Ｒは抵抗負荷６４の抵抗であり、Ｒ_Ｃｅｌｌは高レートセル６０又は６２の抵抗である。しかしながら、好ましくは、Ｒ≧１００Ｒ_Ｃｅｌｌで且つＲ≪１０Ｒ_{Ｃｉｒｃｕｉｔ}であり、Ｒ_{Ｃｉｒｃｕｉｔ}は低電力回路要素５２の入力インピーダンスである。一般に、Ｒは、上記明細書内の任意の常識的な値であり得るが、好ましくは、Ｒは、１０〜１００オームであり、Ｒ_Ｃｅｌｌは約０．５オームである。この抵抗の関係によって、以下でより詳細に述べられる、ペーシング及び検知条件下で、セル６０Ａと６２Ａは共に一様に放電することが可能である。

通常動作では、スイッチ７０は、ディフィブリレーションパルスを送出することが必要になるまで開き、その時にスイッチが閉じる。スイッチ７０は、Ｒ_{Ｓｗｉｔｃｈ}≪Ｒ≪１０Ｒ_{Ｃｈａｒｇｅ}であるように選択され、Ｒ_{Ｃｈａｒｇｅ}は高電力回路要素５０の入力インピーダンスである。スイッチ７０は、ディフィブリレーションコンデンサ（図示せず）を充電する時にのみ閉じ、負荷６４の両端の電圧が、セル６０Ａも６２Ａも内部短絡していないことを示す、約２０ミリボルトの所定の値未満である時にのみ使用可能にされるであろう。スイッチ７０が、セル６０Ａか６２Ａのいずれかが内部短絡した時に使用可能にされた場合、未短絡セルからの電流は、短絡した電池内に消え(dissipate)、両方のセルを急速に消耗させることになり、回路要素に損傷を与えるのに十分な熱が生成され、おそらく、患者に不快感を引き起こす。代替の実施形態では、負荷６４は、ヒューズと置き換えられてもよい。

この電源／回路要素構成は、従来技術の単一セル及び直列の２重セル設計に対して、はっきりとした利点を提供する。主要な利点は、２つの高レートセルを、同じ格納容器内で並列に組み立てることができることである。これは、一般に、直列の２つのセルに比べて２０％容積効率がよい。さらに、ＩＭＤに対する損傷及び患者に対する危害のリスクが実質的に減る。本発明の別の利点は、単一セル電子回路が、実質的に最小の回路設計変更によって、並列２セル設計に改造されることを可能にすることである。ＩＭＤ２０（図１）の動作中に、電源５４Ａは、低電力制御回路５２を連続して駆動するのに十分に高い電圧を維持しながら、高電力出力回路５０に大電流パルス又は電荷を送出することを時々要求される。供給電圧が一定の値未満に低下する場合、ＩＭＤ２０は動作を停止するであろう。この電源／回路要素構成は、低電力制御回路５２と、必要な時には高電力回路５０との両方を駆動するために、高レートセル６０Ａ及び６２Ａを並列に設置する。ディフィブリレーションパルス等の過渡的な高電力パルス中に、スイッチ７０は、最小の抵抗によって、高レートセル６０Ａを高レートセル６２Ａと結合させるように動作し、したがって、セル６０Ａ及び６２Ａからのほぼ全ての電力が、高電力回路５０へ伝達される。セル６０Ａ及び６２Ａの並列の組合せによって提供される低電池抵抗は、過渡的な高電力パルス中の過剰な電圧降下を防止し、低電力回路５０の連続動作を確実にする。さらに、所望される場合、セル６０Ａ及び／又は６２Ａは、ＩＭＤ２０（図１）によって提示される一定の容積的又は形状の制約を満たすような大きさ及び形に作られる可能性がある。

再び図３を参照すると、内部短絡が、セル６０Ａか６２Ａのいずれかの中で起こり、抵抗負荷６４が回路５６Ａ内にない場合、セル６２Ａは、セル６２Ａの有用性がなくなるほど消耗するまで、セル６０Ａ内に放電し始めるであろう。これによって、ＩＭＤ２０が、治療刺激を提供することができなくなり、したがって、ＩＭＤ２０が取り外され、別のＩＭＤが埋め込まれなければならないことになる。さらに、短絡は、大量の熱を生成することになり、ＩＭＤの電子部品を破壊し、おそらく、患者に大きな不快感を引き起こす可能性がある。しかしながら、回路５６Ａ内のセル６０Ａと６２Ａの間に抵抗負荷６４がある場合、セル６２Ａは、並列構成のために、短絡したセル６０Ａへ送出される可能性がある電力量が制限される。

本発明の並列電池構成は、セル６０Ａ及び６２Ａが、ＩＭＤ２０の寿命にわたって同じレートで消耗することを可能にする。たとえば、ディフィブリレーションパルスが必要とされる時、セル６０Ａ又は６２Ａに内部短絡が存在しないと判定された後、スイッチ７０が閉じ、セル６０Ａ及び６２Ａは、高電力回路５０内に放電し始める。セル６０Ａと６２Ａの間の電流経路の唯一の差は、セル６２Ａについての電流経路がスイッチ７０の抵抗を通らなければならないことである。電流経路は、一般に、電流が最小の抵抗の経路をとることになるため、抵抗器６４ではなく、スイッチ７０を通ることに留意すべきである。したがって、Ｒ_{Ｓｗｉｔｃｈ}が負荷６４より小さい値を有するため、セル６２Ａからの電流経路はスイッチ７０を通る。スイッチ７０が小さい抵抗を有するため、スイッチ７０において最小の電圧降下が存在するために、セル６０Ａ及び６２Ａは、ディフィブリレーションパルス中にほぼ同じレートで消耗するであろう。

同様な方法で、セル６０Ａ及び６２Ａが低電力回路５２を駆動している時、セル６０Ａと６２Ａの間の電流経路の唯一の差は、セル６０Ａについての電流経路が負荷６４を通らなければならないことである。負荷６４が比較的小さい抵抗を有し、負荷６４を通る電流が１０〜２０マイクロアンペアであるため、負荷６４における電圧降下は、著しく低く、約０．１ミリボルト〜２ミリボルトであり、したがって、セル６０Ａ及び６２Ａは、低電力回路５２に供給しながら、ほぼ等しいレートで消耗するであろう。

図４を参照すると、電源の別の実施形態が示される。回路は、スイッチ６８及び６６が回路５６Ｂに付加されたことを除いて、図３の回路とほぼ同じである。図４の回路は、万一、セル６０Ｂ及び６２Ｂのうちの一方が内部短絡を受けると、他方がバックアップになることを可能にする。たとえば、通常、スイッチ６８及び６６は、回路及びＩＭＤ２０の通常動作を提供するために閉じられる。しかしながら、万一、短絡が負荷６４上で検出されると、スイッチ６６が開く。電流が負荷６４を流れなくなる場合、高レートセル６０Ｂにおいて内部短絡が起こったと判定され、スイッチ６８が開き、ＩＭＤ２０に電力を提供するために、スイッチ６６は再び閉じる。電流が負荷６４を流れ続ける場合、高レートセル６２Ｂにおいて内部短絡が起こったと判定され、スイッチ６６は閉じられたままになる。それぞれのセル６０Ｂ及び６２Ｂは高レートセルであるため、ＩＭＤ２０は、ディフィブリレーションコンデンサ充電時間がより長いこと以外は、セル５０Ｂが十分に消耗し、取り外しが必要となるまで通常通りに機能することができる。図４に関連する１つのさらなる実施形態では、まれに、回路部品の故障が、実際に電池を短絡する可能性がある。この故障モード中に発生する熱は、患者にかなりの不快感を引き起こす可能性がある。図４に示す設計の場合、外部短絡もまた、リード線６４の両端の電圧降下として現れることになる。説明した同じアルゴリズムによって、１つのセルが事実上外され、それによって、短絡によるエネルギー消耗レートが大幅に減る。

図５を参照すると、電源の別の実施形態が示される。回路は、スイッチ７０が取り除かれたこと以外は図３の回路と同じである。この実施形態はやはり、ＩＭＤ２０を内部短絡から保護する。しかしながら、この実施形態は、ディフィブリレーションモードで動作する時に非効率的である。それは、セル６０Ｃからの電流が、負荷６４を通らなければならないためである。これは、負荷６４において大きな電圧降下を生成し、したがって、ディフィブリレーションコンデンサを完全に充電するのに長い時間がかかる。

図６を参照すると、高レート２重セル電池の概略図が示される。この実施形態では、電源５４は、電池ケース７２、アノード７４、カソード７６、セパレータ８６、フィードスルー８４、フィードスルー８２、端子７８、及び端子８０を有するように示される。電池ケース７２は、ケーシングの形状及び構成が可変であるものとして、点線で示される。電池ケース７２は、参照によりその全体が本明細書に援用される、米国特許第６，０４０，０８２号（Haas他）に記載されるように深絞り加工したケースであるか、又は、参照によりその全体が本明細書に援用される、「Contoured Battery for Implantable Medical Devices and Method of Manufacture」という名称の、２００２年９月３０日に出願された米国特許出願第１０／２６０，６２９号代理人書類番号Ｐ−１０７６５．００に記載される浅絞り加工したケースである可能性がある。電池ケース７２は、好ましくは、医療グレードチタンでできている。しかしながら、腐食を防止するために、材料が電池の化学的性質に適合している限りにおいて、電池ケース７２は、アルミニウム及びステンレス鋼等のほとんどいかなるタイプの材料でできていてもよいことが考えられる。さらに、電池ケース７２は、機械加工、鋳造、熱成形、又は射出成形を含むが、それに限定しないほとんどいかなるプロセスから製造されてもよいことが考えられる。

図６の実施形態では、１つの電極７４は、連続しており、ケース７２に接続される。代替の電極は、２つの別個の部分７６及び７７にある。各部分７６及び７７は、ケース７２から電気的に絶縁される、それぞれ、フィードスルー８４及び８２を通る別個の電気リード線７８及び８０を有する。電池５４は、ケースが負である（アノードがケースに接続される）か、又は、ケースが正である（カソードがケースに接続される）可能性があることが考えられる。図示するように、２重セル電池５４は、セパレータ８６によって分離される、第１セル室８８及び第２セル室９０によって利用される、１つのアノード７４を有する。セル８８と９０間の気密封止は必要ない。部品はこうして設計される可能性があるが、不必要に複雑になり、容積効率の低下がもたらされるであろう。セパレータ８６は、アノード７４と、カソード７６／７７との間の直接の電気接触を防止するのに使用される。電解質イオンの輸送を可能にするのは多孔性材料である。Ｌｉ／ＳＶＯ電池は、通常、多孔性ポリプロピレン又はポリエチレンから成るセパレータを使用するが、他の電池化学物質のために使用される多くの他の材料が存在する。それでも、セパレータ８６は、本発明には必要なく、電源５４は、セパレータ無しで動作する可能性がある。さらに、アノード／カソードの関係は逆であってもよいことが留意される。たとえば、アノード７４は、カソード７６及び７７がアノードに切り換わる限りにおいて、カソードと置き換えられる可能性がある。アノード及びカソードの向きは、本発明の重要な局面ではないことが理解される。本実施形態について、ヘキサフルオロひ酸リチウムは、好ましくは、セル８８と９０の両方において使用されるが、セル室８８又は９０のいずれについても、本発明の精神から逸脱することなく、ほとんどいかなる化学電解質が使用されてもよいことが考えられる。カソード７６及び７７は、それぞれ、セル８８及び９０内に配置され、それぞれ、外部リード線７８及び８０に接続され、外部リード線７８及び８０は、フィードスルー８４及び８２を通って電池ケース７２から出る。電源５４は、２つのフィードスルーを有するように示されるが、両方のリード線７８及び８０を収容するのに、電池ケース７２が１つのフィードスルーを有する可能性があることが十分に考えられる。最後に、抵抗負荷９２は、リード線７８と８０の間で接続されるように示される。先に説明したように、負荷９２は、未短絡セルから短絡セルへ送出される電力量を制限するように機能する。図７を参照すると、別の高レート２重セル電池の概略図が示される。図６の２重セルの実施形態と対照的に、連続した電極７４はケース７２に接続されない。代わりに、電気リード線７９が、ケース７２を中性にするために、フィードスルー８９を通して延びる。

図８を参照すると、別の高レート２重セル電池の概略図が示される。図６の２重セルの実施形態と対照的に、アノードは連続しておらず、各部分７４及び７５がケース７２に接続される。これは、２つの完全に別個のセルを使用し、それらを同じ電池ケース内に設置することと等価であることになる。

図９を参照すると、別の高レート２重セル電池の概略図が示される。この設計は、電気リード線９６及び９８が、ケースを中性の設計にするために、フィードスルー９２及び９４を通して横切ることを除いて、図８の実施形態と同じである。電池が電解質を共有する（すなわち、共通電極である）場合、セルは、セルのうちの一方が内部短絡してもただちには短絡しない。その理由は、こうした内部短絡が起こるには、２つの条件が必要とされるためである。第１に、アノードとカソードとが直接の電気的に接続されなければならない。第２に、完全な回路となるために、電気的に接続されたアノートとカソード間にイオン経路が存在しなければならない。本発明の例では、第２の条件は存在するが、第１の条件は存在しない。２つの全く別個のセルを直列に接続する従来の方法の場合、本発明は、第１の条件を有するが、第２の条件は有さない。したがって、両方の条件が合わず、セルが短絡することになるため、２つのセルを（共通電解質によって）同じ格納容器内に直列に設置することが不可能であることになる。しかしながら、並列構成では、アノードとカソードの間に電気経路が存在しないため、２つのセルを同じ電解質で閉囲することが可能である。

本発明が、多くの形態及び実施形態をとる可能性があることが理解されるであろう。本発明の真の本質及び精神は、添付の特許請求の範囲に規定され、本明細書で提示された本発明の実施形態が特許請求の範囲を制限すべきであることは意図されない。

本発明による電源を組み込んだ埋め込み可能医療デバイス（ＩＭＤ）の一実施形態の概略図である。 図１のＩＭＤとともに使用するための本発明による電源の概略回路図である。 本発明による第１実施形態の電源の概略図である。 本発明による別の実施形態の電源の概略図である。 本発明による別の実施形態の電源の概略図である。 本発明による高レート２重セル電池の実施形態の概略図である。 本発明による別の高レート２重セル電池の実施形態の概略図である。 本発明による別の高レート２重セル電池の実施形態の概略図である。 本発明による別の高レート２重セル電池の実施形態の概略図である。

Claims (4)

1. 埋め込み可能医療デバイスであって、
   密閉格納容器と、
   該格納容器内に配置される低電力制御回路と、
   電気パルス治療を送出するための、前記格納容器内に配置される高電力出力回路と、
   前記低電力制御回路及び前記高電力出力回路を駆動するための、前記格納容器内に配置される電源及び回路要素であって、第１の高レートセルと、第２の高レートセルとをさらに備え、前記第１の高レートセル及び前記第２の高レートセルは、前記低電力制御回路及び前記高電力出力回路に並列に電気的に接続される、前記電源及び回路要素と、
   前記第１の高レートセルと前記第２の高レートセルの間で電気的に接続される少なくとも１つの抵抗負荷であって、前記第１の高レートセルが内部短絡する場合に、前記内部短絡した第１の高レートセルが前記第２の高レートセルに流れ込むレートを制限するための抵抗値を有する、少なくとも１つの抵抗負荷と、
   を備え、
   前記少なくとも１つの抵抗負荷値は１０オーム〜１００オームであり、
   高レートセルが、０．１ジュールから４０ジュールのエネルギーを提供する能力を持つセルである埋め込み可能医療デバイス。
2. 電気化学電池であって、
   ａ）第１の高レート電気化学セルであって、
   ｉ）第１アノードと、
   ｉｉ）該第１アノードを第１外部リード線に接続する第１端子と、
   ｉｉｉ）前記第１アノードと動作可能に連結する第１電解質と、
   を備える、第１の高レート電気化学セルと、
   ｂ）第２の高レート電気化学セルであって、
   ｉ）第２アノードと、
   ｉｉ）該第２アノードを第２外部リード線に接続する第２端子と、
   ｉｉｉ）前記第２アノードと動作可能に連結する第２電解質と、
   を備える、第２の高レート電気化学セルと、
   ｃ）前記第１電解質及び前記第２電解質と電気的に連結するカソードであって、前記第１の高レート電気化学セルは前記第２の高レート電気化学セルに並列に接続される、カソードと、
   ｄ）前記第１外部リード線と前記第２外部リード線の間で電気的に接続される少なくとも１つの抵抗負荷とを備え、
   前記少なくとも１つの抵抗負荷値は１０オーム〜１００オームであり、
   高レートセルが、０．１ジュールから４０ジュールのエネルギーを提供する能力を持つセルである電気化学電池。
3. 電気化学電池を製造する方法であって、
   ａ）第１の高レート電気化学セルを設けるステップであって、
   ｉ）第１カソードを設けるステップと、
   ｉｉ）第１外部リード線を前記第１カソードに接続するステップと、
   ｉｉｉ）前記第１カソードと動作可能に連結する電解質溶液によって、前記第１の高レート電気化学セルを活性化するステップと、
   を含む、第１の高レート電気化学セルを設けるステップと、
   ｂ）第２の高レート電気化学セルを設けるステップであって、
   ｉ）第２カソードを設けるステップと、
   ｉｉ）第２外部リード線を前記第２カソードに接続するステップと、
   ｉｉｉ）前記第２カソードと動作可能に連結する電解質溶液によって、前記第２電気化学セルを活性化するステップと、
   を含む、第２の高レート電気化学セルを設けるステップと、
   ｃ）アノードを、前記第１の高レート電気化学セル及び前記第２の高レート電気化学セル内の前記電解質と電気的に連結させるステップであって、前記第１の高レート電気化学セルは、前記第２の高レート電気化学セルに並列に接続される、連結させるステップと、
   ｄ）前記第１外部リード線と前記第２外部リード線の間で少なくとも１つの抵抗負荷を電気的に接続するステップとを含み、
   前記少なくとも１つの抵抗負荷値は１０オーム〜１００オームであり、
   高レートセルが、０．１ジュールから４０ジュールのエネルギーを提供する能力を持つセルである、電気化学電池を製造する方法。
4. 埋め込み可能医療デバイスを製造する方法であって、
   ａ）密閉格納容器を設けるステップと、
   ｂ）該格納容器内に低電力制御回路を設けるステップと、
   ｃ）電気パルス治療を送出するために、前記格納容器内に高電力出力回路を設けるステップと、
   ｄ）前記低電力制御回路及び前記高電力出力回路を駆動するために、前記格納容器内に電源及び回路要素を設けるステップであって、
   ｉ）第１の高レートセルを設けるステップと、
   ｉｉ）第２の高レートセルを設けるステップと、
   ｉｉｉ）前記第１の高レートセル及び前記第２の高レートセルを、前記低電力制御回路及び前記高電力出力回路に並列に接続するステップと、
   ｉｖ）前記第１の高レートセルと前記第２の高レートセルの間に少なくとも１つの抵抗負荷を電気的に接続するステップと、
   を含む、電源及び回路要素を設けるステップと、
   を含み、
   前記少なくとも１つの抵抗負荷値は１０オーム〜１００オームであり、
   高レートセルが、０．１ジュールから４０ジュールのエネルギーを提供する能力を持つセルである、埋め込み可能医療デバイスを製造する方法。

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