JP5663026B2 - 埋込型医療機器と共に使用できるプログラム可能な又は時間的に変化する温度設定点を有する外部充電器 - Google Patents

Description

本発明は一般に埋込型医療機器に関し、より具体的にはプログラム可能な温度調節機能を有する埋込型医療機器のための外部充電器に関する。
本出願は、引用により本明細書に組み入れられる２００９年９月１８日出願の米国特許出願第１２／５６２，９６４号に基づく国際出願であり、それに対する優先権を主張するものである。

埋込型刺激機器は、例えば、心不整脈を治療するためのペースメーカー、心細動を治療するための除細動器、難聴を治療するための蝸牛刺激器、失明を治療するための網膜刺激器、協調四肢運動を引き起こすための筋刺激器、慢性疼痛を治療するための脊髄刺激器、運動及び心理的障害を治療するための皮質及び脳深部刺激器、並びに、尿失禁、睡眠時無呼吸、肩関節亜脱臼などを治療するための他の神経刺激器のような、様々な生物学的疾患の治療のために電気的刺激を生成して体神経及び組織に加える機器である。本発明は以上のような全ての用途に適用し得るが、以下の説明は、おおむね、特許文献１に開示されたような脊髄刺激（ＳＣＳ）システムにおける本発明の用途に焦点を合わせることになる。

脊髄刺激は、患者のある特定の人々の痛みを和らげるための広く受け入れられている臨床治療法である。図１Ａ及び図１Ｂに示すように、ＳＣＳシステムは典型的には埋込型パルス発生器（ＩＰＧ）１００を含み、これは生体適合性ケース３０を含む。ケース３０は、通常、ＩＰＧが機能するのに必要な回路並びに電源又はバッテリを保持する。ＩＰＧ１００は、１つ又はそれ以上の電極リード線（２つのそのようなリード線１０２及び１０４を図示する）を介して電極１０６に、電極１０６が電極アレイ１１０を形成するように結合される。電極１０６は可撓性ボディ１０８上に保持され、このボディはまた、各電極に結合された個別の信号線１１２、１１４を収容する。信号線１１２及び１１４はインタフェース１１５を経由してＩＰＧ１００に接続され、このインタフェース１１５はリード線１０２及び１０４（又はリード延長線、図示せず）をＩＰＧ１００に取り外し可能に接続できるようにする任意の適切な器具とすることができる。インタフェース１１５は、例えば、リード線１０２及び１０４の上の対応するコネクタ１１９ａ及び１１９ｂと結合するように構成されたリードコネクタ３８ａ及び３８ｂを含んだ電気機械式コネクタ機構を備えることができる。図１Ａに示すＩＰＧ１００においては、リード線１０２上にＥ１−Ｅ８とラベル付けされた８個の電極、及びリード線１０４上にＥ９−Ｅ１６とラベル付けされた８個の電極が存在するが、リード線及び電極の数は用途特有のものであって変化し得る。電極アレイ１１０は典型的には脊髄硬膜に沿って埋め込まれ、ＩＰＧ１００は電気パルスを発生し、この電気パルスが電極１０６を通して精髄内部の神経線維に加えられる。それゆえにＩＰＧ１００自体は、通常、多少離れて患者の臀部内に埋め込まれる。

図２に示すように、ＩＰＧ１００は典型的には電子基板組立体１４を含み、この組立体１４は、プリント回路基板（ＰＣＢ）１６、並びに、ＰＣＢ１６に取り付けられた種々の電子コンポーネント、例えばマイクロプロセッサ、集積回路及びコンデンサなどを含む。結局、この電子回路が、神経刺激などの治療機能を実行する。貫通接続組立体２４は、電子基板組立体１４からの種々の電極信号をリードコネクタ３８ａ、３８ｂに送り、このリードコネクタ３８ａ、３８ｂが、リード線１０２及び１０４に結合される（図１Ａ及び図１Ｂを参照されたい）。ＩＰＧ１００はさらにヘッダコネクタ３６を備え、これが特にリードコネクタ３８ａ、３８ｂを収容する。ＩＰＧ１００は、手持ち式又は臨床医用のプログラマ（図示せず）のような外部機器からのデータ受け取り及びそれらへのデータ伝送のための、ヘッドコネクタ３６の内部に取り付けることができるテレメトリアンテナ又はコイル（図示せず）をさらに含むことができる。前述のように、ＩＰＧ１００は通常、電源、典型的には充電式バッテリ２６をさらに含む。

図２には、ＩＰＧ１００に電力を供給するのに用いられる外部充電器１２も示し、これは以下でさらに詳しく説明する。外部充電器１２自体は動作するための電力を必要とし、従ってそれ自体のバッテリ７０を含むことができ、このバッテリは、携帯電話に良く似た、プラグインザウォール型ホルスタ（「クレードル」）又は電源コード接続を用いた充電が可能なバッテリとすることができる。代替的に、外部充電器１２はバッテリを有しなくてもよく、その代わりに壁コンセント（図示せず）にプラグを差し込んでその電力を直接取り出すことができる。いずれにしても、充電器１２の主要な機能は、以下で詳述するように、充電コイル１７に通電することである。外部充電器１２は、そのような機能を実施するのに必要な回路７６を含む１つ又はそれ以上の回路基板７２、７４を含むことができる。好ましい実施形態においては、図２に示したように、回路７６の大部分は直交する回路基板７４の上に配置することができ、これにより、充電コイル１７によって生じ得る干渉及び加熱が、特許文献２にさらに説明されるように減少する。

典型的なＩＰＧ及びＩＰＧシステムの構造及び機能のさらなる詳細は、特許文献３に開示されている。

ＩＰＧ１００内のバッテリ２６が充電可能な場合、外部充電器、即ちＩＰＧ１００が埋め込まれた患者の外部の充電器を用いてバッテリ２６を定期的に充電することが必要になる。ＩＰＧ１００は患者体内に既に埋め込まれている場合があるので、電力を使いきったバッテリ２６を外科手術で交換する必要が無いように無線充電が非常に好ましい。

外部充電器１２とＩＰＧ１００との間でエネルギーを無線で伝達するために、そして図２に示すように、充電器１２は通常、電源に接続された交流電流（ＡＣ）コイル１７を含み、これがエネルギー２９をＩＰＧ１００の内部又は上に配置された同様の充電コイル１８に誘導結合を介して供給する。その際、コイル１７は外部充電器１２内において平面５０内で巻き回され、この平面は、図３に概略的に示すように、ＩＰＧ１００内のコイル１８の平面５２に実質的に平行に置かれる。このような誘導エネルギー伝達の方法は、経皮的に、即ち患者の組織２５を通して行うことができる。ＩＰＧ１００のコイル１８によって受け取られたエネルギーは、次に整流され、ＩＰＧ１００内の充電式バッテリ２６内に蓄えることができ、これが次にＩＰＧ１００を動作させる電子回路に電力を供給する。代替的に、受け取られたエネルギー２９を用いて、ＩＰＧ１００の電子回路に直接に電力供給することができ、これによりバッテリを完全になくすことができる。

従来の外部充電器１２には通常、比較的単純なユーザインタフェース９４が使用され、その単純さは、充電機能が比較的単純であること、又は外部充電器１２が使用中に患者の目に触れないようにしたほうがよいという理由で是認されるが、より複雑な視覚的ユーザインタフェースの有用性を制限する。例えば、ＩＰＧ１００が典型的に臀部に埋め込まれるＳＣＳ用途において、外部充電器１２は一般に、充電中、外部充電器１２をＩＰＧ１００と位置合せするために患者の背後に置かれる。さらに、外部充電器１２は使用中衣類で覆われることがあり、これもまた視覚的ユーザインタフェースの有用性を制限する。図２の従来の外部充電器１２のユーザインタフェース９４は、従って、典型的には、充電器１２を活性化するオン／オフスイッチ、オン／オフスイッチの状態を示すためのＬＥＤ、及び、充電器がＩＰＧと適切に位置合せされていないとき又は充電が完了したときのような様々なときに「ビープ音」を出すためのスピーカを備えるだけである。

２つのコイル１７と１８との間の誘導充電は外部充電器１２内に相当な熱を発生する可能性がある。そのような外部充電器の加熱は、チェックしなければ、患者を不快にするか又は害する可能性がある。この傷害の可能性は、充電中に外部充電器１２を患者の組織２５に押し当てることが多いので高くなる。例えば、ＳＣＳシステムにおいて、外部充電器１２は一般に患者の臀部に「ウエストポーチ（ファニーパック）」によって押し付けられる。

従って、従来技術の外部充電器は、外部充電器の温度を検出し、それに応じて充電を制御するための組込みの温度モニタ及び制御回路を有する。例えば、図２に示すように、従来技術の外部充電器１２は、１つ又はそれ以上の温度センサ９２を含むことができ、これは、例えば、熱伝導性エポキシで外部充電器１２の筐体に貼付けられたサーミスタ又は熱電対を含むことができる。回路基板７２内の孔９０は、温度センサ９２を回路基板７２又は７４の上にある温度検出回路（図示せず）に接続することを補助することができる。温度モニタ及び制御回路は一般に、外部充電器の温度Ｔ（ＥＣ）を検出し、特に外部充電器の最高温度Ｔｍａｘ（ＥＣ）を設定する。最高温度Ｔｍａｘ（ＥＣ）は、例えば４１℃（〜１０６°Ｆ）に設定することができ、この温度は外部充電器１２の製造業者によって、健常成人を不快にせず又は害することのない温度として控えめに選択されている。

外部充電器１２内の温度モニタ及び制御回路は、図４に示すように動作することができ、図４は典型的な充電セッション中の外部充電器の温度Ｔ（ＥＣ）を示す。初めに外部充電器１２内の充電回路が有効にされる、即ち、前述のように外部充電器１２内のコイル１７にＡＣ電流が流れる。これが起るとＴ（ＥＣ）が上昇する。やがてＴ（ＥＣ）はＴｍａｘ（ＥＣ）に等しくなる。この時点で温度検出回路が外部充電器１２内のマイクロコントローラに、充電を中断する、即ち、コイル１７を流れる電流を止めるように伝えることになる。ひとたび電流が止まると、Ｔ（ＥＣ）は低下し始めることになる。いずれかの時点で、例えばある時間経過の後、又は図示したように最低のＴ（ＥＣ）（Ｔｍｉｎ（ＥＣ））に達したとき、再度Ｔ（ＥＣ）がＴｍａｘ（ＥＣ）に達するまで充電を有効にすることができる。その結果、充電は有効状態と無効状態の間の負荷サイクルで繰返される。

図４に示した充電機構は、外部充電器１２が所定の最高安全温度Ｔｍａｘ（ＥＣ）を決して超えないことを保証するが、本発明者等は、そのような機構は、患者間の違いを考慮することができず、そして外部充電器１２の加熱特性を制御する方法を何ら与えないので、最適ではないと考える。例えば、患者が特に熱に敏感でない場合、その患者は例えば４２℃のようなより高いＴｍａｘ（ＥＣ）に耐えることができる。しかし、Ｔｍａｘ（ＥＣ）が外部充電器１２の製造業者によって４１℃に限定される場合、充電はその患者が耐えられるほどの積極的なペースでは行われないことになる。即ち、充電コイル１７内の電流が制限されることになるか又は充電が長時間中断されることになる。いずれにしても、その結果、その患者にとって充電の進行が遅過ぎることなる。このことは、患者が一般にできる限り迅速に充電が行われることを好むであろうことから、不都合である。一方、患者が何らかの理由で、多くの場合病状のために、非常に熱に敏感である場合、その患者は、例えば４０℃のようなより低いＴｍａｘ（ＥＣ）の方が快適である可能性がある。この場合、Ｔｍａｘ（ＥＣ）が製造業者によって４１℃に限定されると、患者は充電を不快なほど温かいと感じることになる。

米国特許第６，５１６，２２７号明細書 米国特許出願公開第２００８／００２７５００号明細書 米国特許第７，４４４，１８１号明細書

埋込型医療機器内のバッテリを充電するため、又は埋込型医療機器に電力を供給するための改良された外部充電器が開示される。改良された外部充電器は、外部充電器の患者に押し付けられる部分の温度を検出し、最高温度を超えないように充電を制御するための回路を含む。幾つかの実施形態における外部充電器は、患者が外部充電器の最高温度を設定できるようにするユーザインタフェースを含む。ユーザインタフェースを用いて、いずれかの一定の最高温度を選択することができ、又は、ユーザが多くの充電プログラムから選択できるようにすることができ、このプログラムは、最高温度を時間と共に変化するように制御することができる。代替的に、外部充電器内の充電プログラムは、最高温度設定点を自動的に変化させることができる。このようにして充電中に外部充電器の最高温度を制御することによって、充電に必要な時間を最短にすることができ、同時に患者にとって快適な温度を保証することができる。

従来技術による、埋込型パルス発生器（ＩＰＧ）、及び電極アレイをＩＰＧに結合させる仕方を示す。 従来技術による埋込型パルス発生器（ＩＰＧ）を示す。 従来技術による外部充電器との関連でＩＰＧを示す。 従来技術による、充電中における外部充電器内のコイルとＩＰＧ内のコイルの関係を示す。 従来技術による、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度の調整を示す。 外部充電器の温度設定の調節が可能な改良された外部充電器の実施形態を示す。 外部充電器の温度設定の調節が可能な改良された外部充電器の別の実施形態を示す。 図５Ａ及び図５Ｂの外部充電器の一実施形態のための温度モニタ及び制御回路を示す。 図５Ａ及び図５Ｂの外部充電器の別の実施形態のための温度モニタ及び制御回路を示す。 図６Ａに示す実施形態による、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整を示す。 ストアされた時間変化充電温度プログラムを有する外部充電器の温度モニタ及び制御回路を示す。 図８に示す実施形態による、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整を示す。 図６Ａに示す実施形態による、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整の別の実施例を示す。 患者が複数の充電温度プログラムの間で選択することができる改良された外部充電器の実施形態を示す。 患者が複数の充電温度プログラムの間で選択することができる改良された外部充電器の別の実施形態を示す。 図１１Ａ及び図１１Ｂの外部充電器の温度モニタ及び制御回路の略図を示す。 図１１Ａ及び図１１Ｂに示す実施形態による、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整を示す。 外部充電器の別の実施形態のための温度モニタ及び制御回路の略図を示す。 図１４の実施形態に関する、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整の実施例を示す。 図１４の実施形態に関する、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整の異なる実施例を示す。 図１４の実施形態に関する、ＩＰＧバッテリ充電中の外部充電器の温度調整の異なる実施例を示す。 外部コントローラ又はコンピュータのような異なる機器のユーザインタフェースを用いる、外部充電器の温度設定のプログラミングを示す。

開示される実施形態は埋込型パルス発生器（ＩＰＧ）と共に使用することに限定されず、より一般的に、外部電源からの無線充電の恩恵を受けるか又は必要とする任意の埋込型医療機器システムと共に使用することができる。例えば、開示される実施形態は、ペースメーカー、除細動器、蝸牛刺激器、網膜刺激器、協調四肢運動を引き起こすように構成された刺激器、皮質及び脳深部刺激器、又は、尿失禁、睡眠時無呼吸、肩関節亜脱臼などを治療するように構成されたいずれかの他の神経刺激器システム、を含むシステムの一部として使用することができる。開示される実施形態はまた、埋込型医療機器が、電気刺激に関与しないセンサ又は能動機器（例えば、薬ポンプ）を備えるシステムの一部として使用することもできる。

図５Ａ及び図５Ｂは、外部充電器２００の最高温度設定点（Ｔｍａｘ（ＥＣ））の調節が可能な外部充電器２００の２つの実施形態を示す。図５Ａの実施形態において、スライドスイッチ２１０のユーザインタフェースは、患者が、外部充電器２００を、急速、普通、及び快適の設定（図５Ａにおいては、それぞれＨ、Ｍ、及びＬで示す）の間で切替えることを可能にする。図５Ｂは、ディスプレイ２１５、及び「充電速度」を選択することができるボタンを含んだ異なるユーザインタフェースを与える。ユーザには「速度」設定として示されるが、実際にはこの設定の背後にあるのはＴｍａｘ（ＥＣ）の調節（及び場合によってはＴｍｉｎ（ＥＣ）の調節も）である。勿論、ユーザインタフェースに付随するテキストは、患者にとってそちらの方がより直感的となる場合には「温度」について言及することもでき、さらにはＴｍａｘ（ＥＣ）の実際の設定（例えば、「４２℃」、「４１℃」、「４０℃」）について言及することもできる。図５Ｂには示さないが、ユーザインタフェースは代替的に、患者が絶対設定を選択するようにせずに、患者が充電強度／温度設定をインクリメント又はデクリメント（例えば、０．５℃のインクリメント）できるようにすることができる。図５Ａ及び図５Ｂには３通りの設定を示すが、他の数の設定を設けて任意の所望の仕方で指定するようにすることができる。さらに、最高温度を選択するのに、図示したものの範囲を超えた他のユーザインタフェースを用いることが可能であり、どの特定のユーザインタフェースも実施のために重要ではない。

図６は、図５Ａ及び図５Ｂの外部充電器２００内で用いることができる温度モニタ及び制御回路２５０の一実施形態を示す。概観すれば、温度モニタ及び制御回路２５０は、外部充電器２００の押し付けられる部分の温度Ｔ（ＥＣ）を検出し、この温度を、充電中に充電コイル１７を選択的に有効又は無効にすることによってＴｍａｘ（ＥＣ）とＴｍｉｎ（ＥＣ）の間で制御するように動作する。この実施形態において、２つのサーミスタ６０２、６１２は、抵抗６０４、６１４によってバイアスされ、外部充電器２００の１つより多くの部分の温度をモニタすることを可能にする。図６には２つのサーミスタ６０２、６１４を示すが、このサーミスタの数は説明のためだけのものであり、任意の数のサーミスタを用いて、外部充電器２００の、望むだけ多数の部分をモニタすることができる。

サーミスタ６０２、６０４によって生成される電圧は、マイクロコントローラ２５１のアナログ・デジタル論理回路６２０によってデジタル値に変換される。論理回路６２０は図示するようにマイクロコントローラ２５１内に組み込むことができ、又は所望であればマイクロコントローラ外部の別個の論理回路とすることができる。次に、Ｔｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）値がマイクロコントローラ２５１により、任意の所望の様式で、例えば、マイクロコントローラ２５１のメモリ（図示せず）内又はレジスタ内にストアされる。サーミスタ６０２、６１２からのデジタル電圧がＴｍａｘ（ＥＣ）を超える場合、マイクロコントローラ２５１内のファームウェアは、充電コイル１７を無効にするか又は充電速度を低下させことができる。同様に、サーミスタ６０２、６１２からのデジタル電圧がＴｍｉｎ（ＥＣ）より低くなる場合、ファームウェアは、充電コイル１７を有効にするか又は充電速度を高くすることができる。直接デジタル合成論理回路６３０及び増幅論理回路２３２を用いて、充電コイル１７をマイクロプロセッサ２５１によって制御することができる。

図６Ａは、図５Ａ及び図５Ｂの外部充電器２００内で用いることができる温度モニタ及び制御回路２５０の別の実施形態を示す。概観すれば、温度モニタ及び制御回路２５０は、外部充電器２００の押し付けられる部分の温度Ｔ（ＥＣ）を検出し、充電中に充電コイル１７を選択的に有効又は無効にすることによって温度をＴｍａｘ（ＥＣ）とＴｍｉｎ（ＥＣ）の間で制御するように動作する。図６Ａの回路においては、Ｔｍａｘ（ＥＣ）とＴｍｉｎ（ＥＣ）は所定量だけオフセットされ、それゆえにユーザインタフェースにおける患者の特定の充電速度／温度の選択は、Ｔｍａｘ（ＥＣ）とＴｍｉｎ（ＥＣ）の両方を設定するように作用する。しかし、これは必須ではなく、他の回路実装においては、患者がＴｍａｘ（ＥＣ）とＴｍｉｎ（ＥＣ）の各々を別々に選択することができ、又は、Ｔｍｉｎ（ＥＣ）を事前設定して選択不可能とし、Ｔｍａｘ（ＥＣ）のみを選択することができる。しかし、このような変形を実装する温度モニタ及び制御回路は、簡単にするために図示しないが、当業者であれば、以下の回路の詳細が与えられれば容易に実装できることを認識するであろう。

患者はユーザインタフェース（例えば、スライドスイッチ２１０、又はディスプレイ／ボタン２１５／２２０）を用いて充電速度／温度を入力する。この指示は外部充電器２００のマイクロコントローラ２５１に送られ、次にマイクロコントローラ２５１が、関連付けられた制御信号、例えば、Ｌ、Ｍ、又はＨ（これらは、説明を簡単にするためのもので、図５Ａにおける低、中、及び高のユーザインタフェース選択に対応する）などを生成する。次にこれらの制御信号が可変抵抗回路網９３に送られる。この機能は以下でより詳しく説明することになる。

温度モニタ及び制御回路２５０は、２つの分圧器２５８及び２５９、Ｔｍａｘ制御回路２６０、並びにＴｍｉｎ制御回路２６１をさらに備える。分圧器２５８は、サーミスタ９２（図２参照）並びに２つの抵抗Ｒ１及びＲ２を含む。これらの素子は、外部充電器２００のバッテリ電圧（Ｖｄｄ）と共に、２つの制御信号、即ち、Ｔｍａｘ制御回路２６０に送られるＶｂｉａｓ（ｍａｘ）、及びＴｍｉｎ制御回路２６１に送られるＶｂｉａｓ（ｍｉｎ）を生成する。分圧器２５９は、可変抵抗回路網９３及び抵抗Ｒ３を含み、これらの素子は参照電圧Ｖｒｅｆを生成し、これが制御回路２６０及び２６１の両方に送られる。以下でさらに論じるように、Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）とＶｒｅｆとの関係がＴｍａｘ（ＥＣ）を定め、一方Ｖｂｉａｓ（ｍｉｎ）とＶｒｅｆとの関係がＴｍｉｎ（ＥＣ）を定める。これらのＴｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）の温度は、種々の抵抗によるデフォルト設定であり、大部分の患者を害しないか又は不快にしない安全な値に設定される。

Ｔｍａｘ制御回路２６０は、Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）及びＶｒｅｆを受け取るコンパレータ２５２、トランジスタ２５２、及びプルアップ抵抗Ｒ４を備える。Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）＞Ｖｒｅｆである場合、コンパレータ２５２は論理１を出力し、これがトランジスタ２５６をオンにする。これがプルアップ抵抗Ｒ４の効果に打ち勝って、制御信号Ｔｍａｘを論理ゼロに引っ張る。反対に、Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）＜Ｖｒｅｆである場合、トランジスタ２５６はオフであり、Ｔｍａｘはプルアップ抵抗Ｒ４によって論理１に引っ張られる。一般的に言えば、Ｔｍａｘは、以下でさらに詳しく説明するように、充電を有効（Ｔｍａｘ＝０）にするか又は充電を無効（Ｔｍａｘ＝１）にするかをマイクロコントローラに指示する。Ｔｍｉｎ制御回路２６１は、Ｔｍａｘ制御回路２６０と同様に構成され動作するので、その詳細は繰返さない。

充電の開始時に、且つ外部充電器２００が熱くなり始める前に、Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）がＶｒｅｆより大きく設定される。まさしく論じたように、これは条件Ｔｍａｘ＝０を設定し、これが、充電が可能であること、即ち、電流がコイル１７を通して流れ得ることを、マイクロコントローラ２５１に付随する充電有効化回路２３０に知らせる。充電有効化回路２３０はマイクロコントローラ２５１の部分として図示したが、それから分離することもできる。充電中にＴ（ＥＣ）が上昇するとサーミスタ９２の抵抗が増加し、Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）電圧を降下させる。温度Ｔ（ＥＣ）がＴｍａｘ（ＥＣ）に達すると、Ｖｂｉａｓ（ｍａｘ）はＶｒｅｆより小さくなり、これがＴｍａｘ＝１と設定する。これは、Ｔｍａｘ（ＥＣ）に達したので充電を無効にする必要があることを充電有効化回路２３０に知らせる。Ｔｍａｘの立ち上がりエッジを充電有効化回路２３０内にラッチして、コイル１７が確実に無効状態に留まるようにし、そして外部充電器２００がＴｍａｘ（ＥＣ）の僅かに下回るまで冷えて、Ｔｍａｘ線を再び論理ゼロに定めることになっても、コイル１７がすぐには有効にならないようにすることができる。

ひとたび充電が無効になり、外部充電器２００が冷え始めると、やがて再び充電を有効にするのに適した状態になるが、これはＴｍｉｎ制御回路２６１の機能である。Ｔｍｉｎ制御回路２６１内で、コンパレータ２５３がＶｒｅｆとＶｂｉａｓ（ｍｉｎ）を比較する。初め、即ち、ひとたび冷え始めるとき、Ｖｒｅｆ＞Ｖｂｉａｓ（ｍｉｎ）となり、コンパレータ２５３は論理１を出力し、Ｔｍｉｎ制御信号はトランジスタ２５７によって０に引き寄せられ、充電を有効化すべきではないことを示す。Ｔ（ＥＣ）が降下し続けるにつれて、サーミスタ９２の抵抗が減少し、Ｖｂｉａｓ（ｍｉｎ）が上昇する。やがてＴ（ＥＣ）がＴｍｉｎ（ＥＣ）に達すると、Ｖｂｉａｓ（ｍｉｎ）＞Ｖｒｅｆとなり、コンパレータ２５３が論理０を出力するようになり、これがＴｍｉｎ＝１と設定する。これは、充電有効化回路２３０に、Ｔｍｉｎ（ＥＣ）に達したので充電を再び有効にする必要があることを知らせる。Ｔｍａｘと同様に、制御信号Ｔｍｉｎの立ち上がりエッジだけが充電有効化回路２３０にラッチされ、温度Ｔ（ＥＣ）がＴｍｉｎ（ＥＣ）の僅かに上回るまで上昇すると直ちにコイル１７の充電を無効にすることを防ぐ。

一実施形態におけるＴｍａｘ（ＥＣ）のデフォルト設定値は４１℃に設定され、一方Ｔｍｉｎ（ＥＣ）は３９℃に設定されるが、これらの値は特定の実施に適するように調整することができる。当業者であれば認識することになるように、そのようなデフォルト値の設定は分圧器２５８及び２５９内の可変抵抗を設定することを通じて達成することができ、これは日常的な設計事項である。一実施形態におけるデフォルト値は、中間の充電速度／温度、即ち、Ｍ＝１に設定することができる。

Ｔｍａｘ（ＥＣ）（及び、温度モニタ及び制御回路２５０の図示した実施例におけるＴｍｉｎ（ＥＣ））に対する調節は、上述の様に外部充電器２００のユーザインタフェースにおける患者の充電強度／温度選択から生じる制御信号Ｌ、Ｍ、及びＨを介して行われる。これらの制御信号の目標は、分圧器２５９内の可変抵抗回路網９３の抵抗に影響を及ぼすことによってＶｒｅｆに影響を及ぼすことである。これについては、Ｖｒｅｆが低下するとき、即ち可変抵抗回路網９３の抵抗が上昇するとき、Ｔｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）は両方ともに上昇する。反対に、Ｖｒｅｆが上昇する、即ち可変抵抗回路網９３の抵抗が低下すると、Ｔｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）は低下する。

そのような機能を達成するための例証的な可変抵抗回路網９３を図６Ａに示すが、これは、それぞれＨ、Ｍ、及びＬ制御信号によってゲート制御される、抵抗値Ｒ、２Ｒ、及び３Ｒの３つの抵抗を備える。患者がＨ設定を選択すると、トランジスタが抵抗Ｒを短絡し、可変抵抗回路網９３の合計抵抗は２Ｒ＋３Ｒ＝５Ｒと比較的高抵抗となり、これがＶｒｅｆを低下させ、従ってＴｍａｘ（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ（ＥＣ）が高くなる。患者がＭ設定を選択すると、抵抗２Ｒが短絡され、合計抵抗はＲ＋３Ｒ＝４Ｒとなり、この低めの抵抗が結局Ｔｍａｘ（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ（ＥＣ）を低くする。患者がＬ設定を選択すると、抵抗３Ｒが短絡され、合計抵抗はＲ＋２Ｒ＝３Ｒとさらに小さくなり、これがＴｍａｘ（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ（ＥＣ）をさらに低くする。しかし、図示した抵抗回路網９３、及びその制御信号は単なる実施例であり、他の回路及び制御信号を用いることができることに留意されたい。さらに、抵抗回路網が関与しない他の技法を用いて、Ｖｒｅｆ、及びそれゆえにＴｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）に影響を及ぼすことができる。例えば、ユーザインタフェースにおける患者の充電強度／温度選択をストアし、それを用いてバンドギャップ参照電圧発生器の出力電圧を設定することができる。そのような実施形態は、分圧器２５９の必要性をなくすことになる。

ひとたびＴｍａｘ（ＥＣ）がユーザによって設定されると、これを外部充電器２００内の不揮発性温度パラメータメモリ２７５（図６Ａ）にストアすることが好ましく、そのメモリはマイクロコントローラ２５１の内部又はマイクロコントローラ２５１の外部に配置することができる。

図７は、図６Ａの温度モニタ及び制御回路２５０の、患者選択の高、中、及び低（Ｈ、Ｍ、及びＬ）の充電強度／温度に対する動作を示す。各々のグラフに示すように、外部温度Ｔ（ＥＣ）は初期状態からＴｍａｘ（ＥＣ）まで上昇し、次いで残りの充電セッションの間、Ｔｍａｘ（ＥＣ）とＴｍｉｎ（ＥＣ）との間で振動する。最高温度設定点は患者選択設定につれて低下する（Ｔｍａｘ１（ＥＣ）＞Ｔｍａｘ２（ＥＣ）＞Ｔｍａｘ３（ＥＣ））ことに留意されたい。（Ｔｍｉｎ（ＥＣ）設定点もまた、この実施形態においては低下するが、これは前述のように必須なことではない）。さらに、より高いＴｍａｘ値は充電を完了するのに必要な時間を短縮する（ｔ１＜ｔ２＜ｔ３）ことに留意されたい。これは、より高い許容温度が外部充電器２００からのより高い出力（例えば、コイル１７内のより高い電流）を可能にし、これがＩＰＧ１００内のバッテリ２６（図２参照）を充電するのに必要な時間を短くすることから理解できる。その結果、充電を各々の特定の患者に対して最適化することができる。即ち、Ｔｍａｘ（ＥＣ）は、快適であるように十分に低く、しかし充電に必要な時間が最短となるように十分に高くすることができる。

図８に示す別の実施形態において、外部充電器２００は、Ｔｍａｘ（ＥＣ）（そしてこの実施例においてもＴｍｉｎ（ＥＣ））を時間と共に変化させる。これはユーザインタフェースにおける患者の選択によってではなく、充電セッションの開始によるマイクロコントローラ２５１における温度プログラム（「ｔｅｍｐ ｐｒｏｇ １」）の自動的な実行によって行われる。

図８の右に示すように、ストアされた温度プログラムは、特定の時間に制御信号Ｓ１−Ｓ３を出力する。図示した例において温度プログラムは時間ｔ１の間に制御信号Ｓ１をアサートし、次に時間ｔ２の間に制御信号Ｓ２、次いで時間ｔ３の間に制御信号Ｓ３をアサートする。Ｓ１、Ｓ２、及びＳ３制御信号は、図６ＡのＨ、Ｍ、及びＬ制御信号と同様に可変抵抗回路網９３を制御する。従って、図９に示すように、制御信号Ｓ１−Ｓ３は、ｔ１の間、高い最高温度設定点（Ｔｍａｘ１（ＥＣ））に設定し、ｔ２の間、中間のＴｍａｘ２（ＥＣ）に設定し、ｔ３の間、低いＴｍａｘ３（ＥＣ）に設定する。（ここでもまた、対応する最低温度Ｔｍｉｎ１（ＥＣ）−Ｔｍｉｎ３（ＥＣ）も又低下するが、これは必須なことではない）。

この可変温度プログラムは、患者の組織の熱負荷及び快適さを考慮すると筋の通ったものである。初めにプログラムは、患者の組織に未だ何も熱が加わっていないこと、それゆえにおそらくは少なくとも短時間（ｔ１）の間は外部充電器２００からの比較的強い加熱を許容できると仮定して高いＴｍａｘ１（ＥＣ）を選択する。この短時間の間、ＩＰＧバッテリの充電は有利に加速されることになる。組織が加熱されると、やがて患者は比較的高い最高温度Ｔｍａｘ１（ＥＣ）に耐えられなくなる。従って、最高温度は時間ｔ２の間、Ｔｍａｘ２（ＥＣ）に下げられる。この低い温度は不快さを減らすことになるが、ＩＰＧバッテリを充電するのに必要な時間を長くすることになり、従って図示するようにｔ２はｔ１より長くすることができる（これは必須のことではない）。同じ理由で、最高温度を再度Ｔｍａｘ３（ＥＣ）に下げることができるが、これは充電に必要な時間を再び長くする可能性がある（即ち、ｔ３＞ｔ２＞ｔ１）。

温度プログラムのパラメータ（即ち、Ｔｍａｘ（ＥＣ）−Ｔｍａｘ３（ＥＣ）、ｔ１−ｔ３）は、外部充電器２００の製造業者が指定し、ストアすることができる。代替的に、それらパラメータは、製造後、患者が外部充電器のユーザインタフェースを用いて定め、ストアすることができる。温度プログラムは、外部充電器のマイクロコントローラ２５１内に常駐のマイクロコードで実装することができるが、これは、本開示を利用できる当業者であれば認識することになるように、別個の回路コンポーネントを用いて容易に実装することもできる。

図９は、不連続的な間隔で充電強度／温度を変化させる温度プログラムを示すが、マイクロコントローラ２５１で実行可能な他の温度プログラムは、図１０に示すように、Ｔｍａｘ（ＥＣ）（及びＴｍｉｎ（ＥＣ））の滑らかな変化をもたらすことができる。そのような滑らかさは、やはり本開示を利用できる当業者であれば認識することになるように、多くの方法で達成することができる。

図１１Ａ及び図１１Ｂは、各々が異なる仕方でＴｍａｘ（ＥＣ）を変化させる複数の事前設定された外部充電器温度プログラムのうちの１つを患者が選択することができる改良された外部充電器２００の実施例を示す。前述の実施例（図５Ａ及び図５Ｂ参照）と同様に、ユーザインタフェースには、温度プログラムＰ１、Ｐ２、及びＰ３の間で選択するための簡単なスライドスイッチ２１０又はディスプレイ／ボタン２１５／２２０が用いられる。図１１Ｂに示すように、ディスプレイ２１５は各プログラムの説明（［ｄｅｓｃ ｎ］）を提供して患者にプログラムの基本的性質について知らせることができるので、ユーザは意味のある選択を行うことができる。前と同様に、図示したユーザインタフェースは必須のものではなく、他の形態を用いることもできる。

図１２は、図１１Ａ及び図１１Ｂの外部充電器２００のための温度モニタ及び制御回路２５０を示す。図１２に示した多くの要素は以前の実施形態において説明したので、ここではそれらの詳細は繰返さない。しかし、この実施形態に対する特定の留意事項として、マイクロコントローラ２５１により実行される複数の温度プログラム（Ｐ１−Ｐｎ）がストアされている。図８の実施形態と同様に、所与のプログラムの実行の結果、複数の制御信号Ｓ１−Ｓｎが発行される。以前の実施例と変わらず、制御信号は分圧器２５９に送られ、その抵抗に影響を及ぼし、これが最終的にＶｒｅｆに影響を及ぼし、それゆえに（少なくとも）Ｔｍａｘ（ＥＣ）に影響を及ぼす。しかし、前と同様に、分圧器２５９は必須のものではなく、例えば、その代りに、制御信号Ｓ１−Ｓｎをバンドギャップ参照電圧生成器２５９に送ることができる。

図１２の回路２５０の動作を説明するために、患者が、図１３に示すように各々がＴｍａｘ（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ（ＥＣ）値を異なるように設定する３つの温度プログラムの間で選択することができると仮定する。第１の例示的プログラム（Ｐ１）において、外部充電器２００は、Ｔｍａｘ１（ＥＣ）値を４１℃に、そしてＴｍｉｎ１（ＥＣ）値を３９℃に設定し、全充電セッションの間その温度範囲を用いて充電する。第２の例示的プログラム（Ｐ２）において、外部充電器２００は、初めにＴｍａｘ２（ＥＣ）を４３℃に、そしてＴｍｉｎ２（ＥＣ）を４１℃に設定し、次いでこれらの値を時間と共に連続的に減らす。第３の例示的プログラム（Ｐ３）において、外部充電器２００は、初めにＴｍａｘ３（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ３（ＥＣ）の値を初めの５分間は４０℃／３８℃に設定し、次いで次の１０分間は３８℃／３６℃に低下させ、最後に残りの充電セッションの間は３７℃／３５℃に低下させる。

上述の実施形態は、Ｔｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）の温度設定値を一緒に調節することを可能にするが、他の実施形態は、前述のように各々の設定値について別々に制御できるようにすることができ、又はＴｍａｘ（ＥＣ）についてだけ制御できるようにすることができる。さらに他の実施形態は、例えば図１４の温度モニタ及び制御回路２５０を用いることで、Ｔｍｉｎ（ＥＣ）の使用を全く必要としない。この実施形態において、Ｔｍａｘ（ＥＣ）及びＴｍｉｎ（ＥＣ）温度値は効果的に組み合わされて、単一のＴｓｅｔ（ＥＣ）値にされる。図６Ａの実施形態と同様に、分圧器２５８及び２５９はテスト制御回路２８２と連結して制御信号Ｔｓｅｔを導出し、この信号が充電有効化回路２３０に送られる。ここで、Ｔｓｅｔは、充電有効化回路２３０において立ち上がり及び立ち下がりの両エッジでラッチされ、従って、充電を無効にすることになるＴ（ＥＣ）＞Ｔｓｅｔ（ＥＣ）であるときの論理１と、充電を有効にすることになるＴ（ＥＣ）＜Ｔｓｅｔ（ＥＣ）であるときの論理０との間で振動することになる。回路２３０が有効化状態と無効化状態との間であまりに速く切替ることを防ぐために、充電有効化回路には、多数のデジタルフィルタリング又はデジタル積分技法のうちのいずれかを使用することができる。

図１５は、図１４の温度モニタ及び制御回路２５０の動作を示す。外部充電器２００がＴｓｅｔ（ＥＣ）を超えたとき、充電は温度がＴｓｅｔ（ＥＣ）を下回るまで低下するまで中断され、低下した時点で充電が再開される。従って、外部充電器２００の温度Ｔ（ＥＣ）は、Ｔｓｅｔ（ＥＣ）値の回りで振動する。

単一の温度設定点Ｔｓｅｔ（ＥＣ）の使用はまた、例えば、図８−図１０の単一プログラムの実施例、及び図１１Ａ−図１３の複数プログラムの実施例のような、外部充電器内にストアされた温度プログラムを有する実施形態とともに用いることもできる。図１６及び図１７は、それぞれ、図１４によって修正されたそれらのプログラムベースの実施形態の温度モニタ及び制御回路２５０が、単一の制御信号Ｔｓｅｔのみを充電有効化回路２３０に供給する動作を示す。

一実施形態において、外部充電器２００は、４時間充電した充電セッションの後、又はＩＰＧ１００が満杯に充電されたことをＩＰＧ１００が後方テレメトリによって示したときはいつでも、充電を中断する。この充電セッションの最大長さは、代替的に、例えば外部充電器のユーザインタフェースを用いて患者が調節できるようにすることができる。ＩＰＧが完全に充電される前に中断が行われる場合、外部充電器はユーザインタフェースを介して、充電が未完了であったことを、後で充電を続けるように患者に対する注意喚起として示すことができる。

これまでに説明した実施形態において、改良された外部充電器２００内へのＴｍａｘ（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ（ＥＣ）又はＴｓｅｔ（ＥＣ）温度のプログラミングは、外部充電器２００のユーザインタフェースを用いて行われる。しかし、これは必須ではない。例えば、図１８において、関連するユーザインタフェースは、移植治療の設定値を制御するために患者が従来用いる外部コントローラ３００上に表示される。図示した実施例において、外部コントローラ３００のユーザインタフェースはディスプレイ及びボタンを備えており、従って、前述の図５Ｂのユーザインタフェースに類似している。充電速度／温度設定値が外部コントローラ３００に入力されると、これは無線で外部充電器２００に伝送され、そのメモリ２７５（図６Ａ）内にストアされることができる。そのような無線伝送は、例えば、引用により本明細書に組み入れられる２００９年６月２日出願の米国特許出願番号第１２／４７６，５２３号にさらに詳しく説明されているように、例えばＢｌｕｅｔｏｏｔｈ（登録商標）のような短距離通信リンクを含むことができる。代替的に、充電強度／温度は、例えば、患者又は臨床医のコンピュータ３５０への有線接続により、外部充電器２００内にプログラムすることができる。いずれの場合にも、製造後に温度をプログラムする患者の能力は維持される。

開示した外部充電器２００は、通常、ＩＰＧ１００内のバッテリ２６を充電するのに用いることを想定したものであるが、外部充電器２００は、バッテリをもたないＩＰＧ又は他の埋込型医療機器とともに用いることもできる。これは、例えば、ＩＰＧが外部充電器２００から連続的に無線でエネルギーを受け取り、ＩＰＧがこのエネルギーを貯蔵せずに整流して使用するシステムにおいて行うことができる。

好ましい実施形態において、外部充電器２００にはサーミスタが用いられるが、熱電対、抵抗温度検出器（ＲＴＤ）、半導体接合回路、及び／又はそれら機器を使用した回路などの他の温度検出機器を用いることもできる。

温度モニタ及び制御回路２５０の種々の実施例は、設定点Ｔｍａｘ（ＥＣ）／Ｔｍｉｎ（ＥＣ）又はＴｓｅｃ（ＥＣ）を考慮しながら充電を有効又は無効にするために用いられる。しかし、そのような外部充電器の有効化又は無効化は、外部充電器２００の温度を制御するために必須ではない。例えば、Ｔｍａｘ（ＥＣ）を超えたときに外部充電器２００を完全に無効にする代りに、充電有効化回路２３０（図６Ａ）は、充電コイル１７を通って流れる電流を全て削減するのではなく減らすことができる。代替的に、充電有効化回路２３０は、コイル１７に対する負荷サイクル電流を開始することができる。要するに、外部充電器２００の出力を制御して外部充電器の温度を本明細書で開示した温度設定点と一致するように保つことができる多くの異なる方法があり、本開示の技術は説明した実施形態に限定されない。

さらに、前述の実施形態は、患者が外部充電器２００をプログラムできるようにするユーザインタフェースを与えるが、他の実施形態においては、ユーザインタフェースを省略して、工場でだけ外部充電器をプログラムできるようにすることができる。代替的に、臨床医用インタフェースを設けて、外部充電器２００が、患者が外部充電器２００をプログラムするためのユーザインタフェースを有しない場合にも、臨床医が外部充電器２００をプログラムできるようにすることができる。

「プログラムする」という用語の使用は、外部充電器２００を制御するソフトウェアをプログラムする能力を要求するものと解釈されるべきではなく、外部充電器２００の機能を制御又は修正して、その最高温度設定のような動作特性を修正するための、そのような制御又は修正を遂行するハードウェア及び回路技術を含んだ、任意の技術を含むものと理解されたい。

要約すれば、外部充電器２００は、充電中、患者が外部充電器２００の最高温度を制御することを可能にする。この制御された温度調整は、向上した快適さ及び安全性を伴う、より迅速な充電をもたらすことができる。

本発明の特定の実施形態を示して説明したが、上記の説明は本発明をこれらの実施形態に限定することを意図したものではない。当業者には、本発明の趣旨及び範囲から逸脱せずに様々な変更及び修正を施すことができることが明白であろう。従って、本発明は、特許請求の範囲によって定められる本発明の趣旨及び範囲に入る代替物、修正物、及び等価物を含むことが意図されている。

１２、２００：外部充電器
１７、１８：充電コイル
２６、７０：バッテリ
２９：エネルギー
３０：生体適合性ケース
３６：ヘッダコネクタ
３８ａ、３８ｂ：リードコネクタ
９２：温度センサ（サーミスタ）
９３：可変抵抗回路網
９４：ユーザインタフェース
１００：埋込型パルス発生器（ＩＰＧ）
１０２、１０４：リード線
１１０：電極アレイ
１１２、１１４：信号線
１１５：インタフェース
２１０：スライドスイッチ
２１５：ディスプレイ
２２０：ボタン
２３０：充電有効化回路
２５０：温度モニタ及び制御回路
２５１：マイクロコントローラ
２５２、２５３：コンパレータ
２５８、２５９：分圧器
２６０：Ｔｍａｘ制御回路
２６１：Ｔｍｉｎ制御回路
２７５：メモリ
２８２：Ｔｓｅｔ制御回路
３００：外部コントローラ
３５０：患者又は臨床医のコンピュータ

Claims (14)

1. 埋込型医療機器とともに使用するための外部充電器であって、
   前記埋込型医療機器によって受け取ることができるエネルギーを生成し、前記埋込型医療機器に電力を供給するか又はそれを充電するためのコイルと、
   前記外部充電器の温度を検出し、温度設定点の方が前記外部充電器の検出された温度よりも低くなったとき前記コイルの活性化を無効化するか又は減少させるための温度モニタ及び制御回路と、
   充電セッション中に、前記温度設定点を前記温度モニタ及び制御回路に指示するための温度プログラムを備えたメモリと、
   を備え、
   前記温度設定点が充電セッション中に低下するように構成されている、
   ことを特徴とする外部充電器。
2. 前記温度設定点は、第１の期間の間は第１の温度設定点に設定され、前記第１の期間後の第２の期間の間は第２の温度設定点に設定されることを特徴とする、請求項１に記載の外部充電器。
3. 前記第１の温度設定点は前記第２の温度設定点より高く、前記第１の期間は前記第２の期間より短いことを特徴とする、請求項２に記載の外部充電器。
4. 前記温度プログラムは、前記充電セッションの開始時に自動的に実行されることを特徴とする、請求項１に記載の外部充電器。
5. 前記温度モニタ及び制御回路は、所定の充電時間の後に前記コイルの活性化を無効化することを特徴とする、請求項１に記載の外部充電器。
6. 埋込型医療機器とともに使用するための外部充電器であって、
   前記埋込型医療機器によって受け取ることができるエネルギーを生成し、前記埋込型医療機器に電力を供給するか又はそれを充電するように選択的に活性化されるコイルと、
   前記外部充電器の温度を検出するための温度感知素子と、
   充電セッション中に前記外部充電器の温度がプログラム可能最高温度を越えるとき、前記コイルの活性化を無効化するか又は減少させるように構成された制御回路と、
   を備え、
   前記最高温度は前記充電セッション中に時間とともに自動的に低下するようにプログラムされる、
   ことを特徴とする外部充電器。
7. ユーザインタフェースを更に備え、前記ユーザインタフェースは、前記プログラム可能最高温度の選択を可能にするように構成されることを特徴とする、請求項６に記載の外部充電器。
8. 前記ユーザインタフェースは、前記プログラム可能最高温度を複数の事前定義された最高温度から選択するように構成されることを特徴とする、請求項７に記載の外部充電器。
9. 前記最高温度は、充電セッションの第１の部分の間の第１のプログラム可能最高温度、及び前記第１の部分よりも後の前記充電セッションの第２の部分の間の第２のプログラム可能最高温度を備える、
   ことを特徴とする、請求項６に記載の外部充電器。
10. 前記第１のプログラム可能最高温度は前記第２のプログラム可能最高温度より高いことを特徴とする、請求項９に記載の外部充電器。
11. 前記制御回路は、所定の充電時間の後に前記コイルの活性化を無効化することを特徴とする、請求項６に記載の外部充電器。
12. 前記制御回路は、前記充電セッション中に、前記外部充電器の温度がプログラム可能最低温度より低くなるとき、前記コイルの活性化を有効化するようにさらに構成され、
    前記最低温度は前記充電セッション中に時間とともに自動的に低下するようにプログラムされる、
    ことを特徴とする、請求項６に記載の外部充電器。
13. 前記制御回路は、前記充電セッション中に、前記外部充電器の温度が前記プログラム可能最高温度より低くなるとき、前記コイルの活性化を有効にするように構成されることを特徴とする、請求項６に記載の外部充電器。
14. エネルギーを受け取って埋込型医療機器を動作させるための電力を供給するための第１のコイルを備えた前記埋込型医療機器と、
    前記第１のコイルによって受け取ることができるエネルギーを生成するように選択的に活性化される第２のコイル、及び、外部充電器の部分の温度を検出するための温度感知素子を備えた制御回路、を備えた前記外部充電器と、
    を備え、
    前記制御回路は、前記外部充電器の温度がプログラム可能最高温度を超えるとき、前記第２のコイルの活性化を無効化するか又は減少させるように構成されており、
    前記プログラム可能最高温度は、充電セッション中に時間とともに自動的に低下する、ことを特徴とするシステム。

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