可植入醫(yī)療設(shè)備的治療遞送方法和系統(tǒng)的制作方法【專利說(shuō)明】可植入醫(yī)療設(shè)備的治療遞送方法和系統(tǒng)[0001]領(lǐng)域[0002]本公開涉及身體可植入醫(yī)療設(shè)備，并且更特定地涉及用于對(duì)電容器充電以遞送治療刺激波形的電路和技術(shù)?！?br>背景技術(shù)：
】[0003]采用電子電路來(lái)提供多種治療(諸如，身體組織的電刺激)、監(jiān)測(cè)的生理狀況，和/或提供物質(zhì)的各種可植入醫(yī)療設(shè)備(MD)是本領(lǐng)域已知的。例如，已開發(fā)用于在心動(dòng)過(guò)緩發(fā)作期間維持期望的心率或用于一旦檢測(cè)到嚴(yán)重心律失常對(duì)心臟施加復(fù)律或除顫治療的心臟起搏器和可植入心臟復(fù)律除顫器(ICD)。其它設(shè)備將藥物遞送至腦部、肌肉和器官組織、和/或神經(jīng)以治療各種狀況。[0004]在過(guò)去的20年里，IMD已從相對(duì)龐大、粗糙、和短壽命的設(shè)備演變成正在穩(wěn)步小型化并且它們的功能不斷增加的復(fù)雜、長(zhǎng)壽命、小型化的MD。例如，已對(duì)復(fù)律/除顫引線和電極作出許多改進(jìn)，此舉已能使復(fù)律/除顫能量能夠被精確地遞送至有關(guān)選定的上心臟腔室和下心臟腔室，并藉此顯著地減少使心臟腔室復(fù)律或除顫所需的遞送的沖擊能量。此外，高電壓輸出電路已在許多方面改進(jìn)以提供在降低使心臟復(fù)律或除顫所需的沖擊能量方面有效的單相、雙相、或多相復(fù)律/除顫刺激(沖擊或脈沖)波形，有時(shí)具有復(fù)律/除顫電極的特定組合。[0005]IMD的小型化正驅(qū)動(dòng)包括電子電路組件的所有MD組件的尺寸和成本減少，其中期望減小尺寸使得整體電路可更緊湊。MD由通常是一個(gè)或多個(gè)電池的內(nèi)部電源供電，該內(nèi)部電源用作各種功能，包括但不限于，向電子組件和電路供電和對(duì)高壓電容器充電，高壓電容器通過(guò)醫(yī)療電引線向心臟放電以調(diào)節(jié)心律。由電池供電的MD操作系統(tǒng)的功能復(fù)雜和復(fù)雜度隨時(shí)間增加。[0006]盡管有所進(jìn)展，但電池供電的MD在電池耗盡時(shí)必須被更換，因此貯存電池電量對(duì)維持或延長(zhǎng)頂D的壽命仍然很重要。因此，隨著MD的尺寸減小，IMD電路的電子電路優(yōu)選降低功耗以維持或增加壽命。【
發(fā)明內(nèi)容】[0007]朝向可植入醫(yī)療設(shè)備的增強(qiáng)的小型化的努力已受到發(fā)展設(shè)備的技術(shù)能力的目標(biāo)的阻礙。通常，對(duì)設(shè)備的技術(shù)性能的改進(jìn)通過(guò)要求增加組件數(shù)量的復(fù)雜電路來(lái)實(shí)現(xiàn)-此舉導(dǎo)致設(shè)備電路的總體引腳和功率消耗的增加，以及其他。[0008]本公開描述了可植入醫(yī)療設(shè)備的充電電路。充電電路利用單個(gè)初級(jí)變壓器繞組和耦合至多個(gè)電容器的單個(gè)次級(jí)變壓器繞組。二極管耦合在次級(jí)變壓器繞組和多個(gè)電容器之間以維持預(yù)定的充電極性。[0009]在一個(gè)實(shí)施例中，設(shè)置耦合電路以數(shù)個(gè)堆疊配置中的一種來(lái)動(dòng)態(tài)地配置多個(gè)電容器。在一個(gè)實(shí)施例中，在充電開始前，親合電路以并聯(lián)配置將多個(gè)電容器彼此親合。[0010]充電電路可耦合至可植入醫(yī)療設(shè)備的電源以汲取功率用于對(duì)電容器充電。電源的示例是可以是不可再充電的電池。在由耦合電路以并聯(lián)配置耦合后，多個(gè)電容器可被充電至預(yù)定的電壓電平。[0011]在另一實(shí)施例中，描述了用于對(duì)配置成存儲(chǔ)治療遞送刺激能量的多個(gè)電容器充電的方法。該方法包括在將電容器充電至預(yù)定的電壓電平前以第一堆疊配置來(lái)耦合多個(gè)電容器。繼充電后，以與第一堆疊配置不同的第二堆疊配置來(lái)耦合多個(gè)電容器。[0012]在示例性實(shí)施例中，以第一堆疊配置并聯(lián)地耦合多個(gè)電容器。在實(shí)施例中，多個(gè)電容器彼此解耦并通過(guò)順序地耦合各電容器來(lái)以串聯(lián)配置依次堆疊。在另一實(shí)施例中，多個(gè)電容器中的一個(gè)或多個(gè)被選擇性解耦并且以串聯(lián)配置依次堆疊以形成組合串聯(lián)和并聯(lián)堆疊配置?？蔀橐源?lián)配置堆疊電容器來(lái)設(shè)置定義每個(gè)單獨(dú)的電容器的解耦之間的持續(xù)時(shí)間的預(yù)定間隔?！靖綀D說(shuō)明】[0013]下面的附圖是本發(fā)明的具體實(shí)施例的解說(shuō)并因此不對(duì)本發(fā)明的范圍構(gòu)成限制。附圖不按比例繪出(除非如此聲明)并且旨在與下面的詳細(xì)說(shuō)明中的解釋結(jié)合地使用。在下文中將結(jié)合附圖來(lái)描述各實(shí)施例，其中同樣的附圖標(biāo)號(hào)/字母表示同樣的元件，以及:[0014]圖1是醫(yī)療設(shè)備的不意圖；[0015]圖2是包括在包括常規(guī)充電電路的示例性醫(yī)療設(shè)備中的現(xiàn)有技術(shù)電子電路的示意圖；[0016]圖3是示出了根據(jù)本公開的充電電路的一個(gè)實(shí)施例的示意圖；[0017]圖4是示出了常規(guī)充電電路和根據(jù)本公開的充電電路的充電持續(xù)時(shí)間的比較分析的結(jié)果的示例性曲線圖；[0018]圖5和6描繪了根據(jù)本公開的替代實(shí)施例的充電電路的治療遞送電路。[0019]圖7描繪了示出了在存儲(chǔ)在多個(gè)輸出電容器中的能量的釋放期間治療刺激能量的幅度的示例性曲線圖；[0020]圖8是描繪了根據(jù)本公開的實(shí)施例的治療遞送的流程圖；以及[0021]圖9是根據(jù)本公開的實(shí)施例的用于確定除顫閾值的方法的流程圖。[0022]詳細(xì)描述[0023]以下詳細(xì)描述本質(zhì)上是示例性的，并不旨在限制本發(fā)明的實(shí)施例或這些實(shí)施例的應(yīng)用或使用。并且，沒(méi)有意圖被前述
技術(shù)領(lǐng)域：
、背景、概述或以下詳細(xì)說(shuō)明中展現(xiàn)的任何表示或隱含的理論所約束。[0024]在本公開中，發(fā)明人已公開與由可植入醫(yī)療設(shè)備生成具有用于遞送治療(諸如，起搏、除顫和復(fù)律)的不同波形的治療刺激能量相關(guān)聯(lián)的電路和技術(shù)。根據(jù)本公開的各方面生成的治療刺激的可配置波形包括模仿給定患者的細(xì)胞響應(yīng)行為的斜坡?tīng)罨蚺_(tái)階狀前緣。該波形降低了實(shí)現(xiàn)捕獲所需的閾值，藉此增加了可植入醫(yī)療治療的效率和有效性。[0025]圖1是其中可有效實(shí)踐本發(fā)明的示例性醫(yī)療設(shè)備的示意圖。如圖1所示，例如，本發(fā)明可用于可植入醫(yī)療設(shè)備14，可植入醫(yī)療設(shè)備14包括包含用于操作皮下地植入患者中、位于患者12胸腔外部、位于心切跡前面的設(shè)備14的電路的殼體15。根據(jù)實(shí)施例，殼體15可植入在患者12的胸部區(qū)域中。而且，設(shè)備14可包括耦合至設(shè)備14的皮下感測(cè)和復(fù)律/除顫治療遞送引線18，皮下感測(cè)和復(fù)律/除顫治療遞送引線18皮下地隧穿至鄰近患者12的一部分背闊肌的位置中。特定地，引線18從位于患者背部側(cè)面并位于患者背部后面的設(shè)備14的中植入袋(medianimplantpocket)隧穿至與心臟相對(duì)的位置，使得心臟16部署在設(shè)備14和引線18的遠(yuǎn)端電極線圈24和遠(yuǎn)端感測(cè)電極26之間。[0026]例如，應(yīng)當(dāng)理解，雖然皮下設(shè)備14被顯示為穿過(guò)患者的皮膚和肌肉層之間的疏松結(jié)締組織而被放置，但術(shù)語(yǔ)“皮下設(shè)備”旨在包括可使用患者的任何非靜脈位置(諸如，在肌肉層下面或在胸腔內(nèi))放置到將被植入的患者內(nèi)的設(shè)備。[0027]進(jìn)一步參照?qǐng)D1，編程器20被示為通過(guò)無(wú)線通信鏈路22與設(shè)備14遙測(cè)通信。通信鏈路22可以是任何合適的無(wú)線鏈路，諸如藍(lán)牙、NFC、WiF1、MICS、或如在授權(quán)給Goedeke等人的美國(guó)專利N0.5，683，432“AdaptivePerformance-OptimizingCommunicat1nSystemforCommunicatingwithanImplantableMedicalDevice(用于與可植入醫(yī)療設(shè)備通信的自適應(yīng)性能優(yōu)化通信系統(tǒng))”中所描述的鏈路。[0028]設(shè)備14可由不銹鋼、鈦、或如在授權(quán)給Anderson的美國(guó)專利N0.4，180,078“LeadConnectorforaBodyImplantableStimulator(用于身體可植入模擬器的引線連接器)”和授權(quán)給Hassler等人的美國(guó)專利N0.5，470，345“ImplantableMedicalDevicewithMult1-layeredCeramicEnclosure(具有多層陶瓷外殼的可植入醫(yī)療設(shè)備)”中所描述的陶瓷所構(gòu)造。設(shè)備14的電子電路可被結(jié)合到聚酰胺柔性電路、印刷電路板(PCB)、具有封裝在無(wú)引線芯片載體中的集成電路的陶瓷基片、芯片級(jí)封裝、和/或晶片級(jí)封裝。[0029]引線18，被插入到放置在殼體15上的連接器(未示出)中以將該引線電耦合至位于殼體15中的電路，包括遠(yuǎn)側(cè)除顫線圈電極24、遠(yuǎn)端感測(cè)電極26、絕緣柔性引線體、和用于經(jīng)由連接器連接至殼體15的近端連接器引腳(未示出)。在一些實(shí)施例中，遠(yuǎn)端感測(cè)電極26可被合適地大小調(diào)整成使沿著殼體15放置以形成基于殼體的皮下電極陣列的一個(gè)或多個(gè)電極28的感測(cè)阻抗與放置成形成正交信號(hào)矢量的電極28匹配。[0030]如以下詳細(xì)描述的，在本發(fā)明的實(shí)施例中的設(shè)備14包括用于提供治療的小型化電路。例如，光學(xué)血液動(dòng)力學(xué)傳感器17優(yōu)選是多波形血氧計(jì)，諸如脈動(dòng)血氧計(jì)或混合靜脈氧傳感器。電極28和光學(xué)傳感器17被焊接到殼體15的外表面上的位置中并經(jīng)由導(dǎo)線(未示出)連接至位于殼體15內(nèi)部的電子電路(本文中以下所描述的)。電極28可由平板所構(gòu)建，或替代地，如在授權(quán)給Brabec等人的美國(guó)專利N0.6,512,940“SubcutaneousSpiralElectrodeforSensingElectricalSignalsoftheHeart(用于感測(cè)心臟電信號(hào)的皮下螺旋電極)”中所描述的螺旋電極所構(gòu)建，并且安裝在如在授權(quán)給Ceballos等人的美國(guó)專利N0.6，522，915“SurroundShroudConnectorandElectrodeHousingsforaSubcutaneousElectrodeArrayandLeadlessECGs(用于皮下電極陣列和無(wú)引線ECG的環(huán)繞護(hù)罩連接器和電極殼體)”和授權(quán)給Fraley等人的美國(guó)專利N0.6,622,046^SubcutaneousSensingFeedthrough/ElectrodeAssembly(皮下感測(cè)饋通/電極組件)”中所描述的非導(dǎo)電環(huán)繞護(hù)罩(shroud)中。[0031]設(shè)備14中采用的電子電路可采取任何已知的形式來(lái)從所感測(cè)到的ECG中檢測(cè)快速性心律失常并在心臟復(fù)蘇時(shí)按需提供復(fù)律/除顫沖擊以及沖擊后起搏。在授權(quán)給Bhunia的美國(guó)專利N0.7，647，095“MethodandApparatusforVerifyingaDeterminedCardiacEventinaMedicalDeviceBasedonDetectedVariat1ninHemodynamicStatus(用于基于檢測(cè)到的血液動(dòng)力學(xué)狀態(tài)的變化在醫(yī)療設(shè)備中驗(yàn)證所確定的心臟事件的方法和裝置)”中闡述了適合于采用本文以下所描述的第一和第二復(fù)律一除顫電極以及ECG感測(cè)和起搏電極起作用的這種電路的示例性簡(jiǎn)化框圖，該專利通過(guò)引用整體結(jié)合于此。應(yīng)該理解，簡(jiǎn)化框圖沒(méi)有顯示這種設(shè)備的所有的常規(guī)部件和電路，包括數(shù)字時(shí)鐘和時(shí)鐘線、用于為電路供電并提供起搏脈沖的低電壓電源和電當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3 4 5