JPS63318958A - 生体組織刺激装置 - Google Patents

生体組織刺激装置

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JPS63318958A
JPS63318958A JP63143428A JP14342888A JPS63318958A JP S63318958 A JPS63318958 A JP S63318958A JP 63143428 A JP63143428 A JP 63143428A JP 14342888 A JP14342888 A JP 14342888A JP S63318958 A JPS63318958 A JP S63318958A
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JP63143428A
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English (en)
Inventor
ジョエル　リバード　ドウフレスネ
ウイリアム　ルイス　ソンダーマン
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3M Co
Original Assignee
Minnesota Mining and Manufacturing Co
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Publication date
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    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/378—Electrical supply
    • A61N1/3782—Electrical supply producing a voltage above the power source level
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36014—External stimulators, e.g. with patch electrodes
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は生体組織刺激装置に係り、ざらにｆｌｏには定
電流出力段を用いて生体組織刺激装置に関する。
［従来の技術１ 生体組織刺激装置は医学的に有用であることが知られて
いる。ひとつの例として、電気式皮膚神経刺激装置（Ｔ
ＥＮＳ）を、人体内の痛感信号に対し、それが胸に達す
る前にマスクをかけるために使用しておりこれは確実に
被治療者の苦痛を軽減している。このようなＴＥＮＳ装
置ひは通常指定された繰返数、強度、パルス幅及び衝撃
係数の電気刺激パルスが被治療者の皮膚に対して各々、
１対の電極素子を備えたひとつ又は複数の電極を介して
印加される。印加される電気刺激パルスのタイミング特
性は、たとえば医師による処方箋によってあらかじめ定
められているか又は、被治療省内から操作可能なスイッ
チ類によって個々に選択されたり制御される。さらに個
々のパラメータ、又は全パルスプログラムざえもＴＥＮ
Ｓ装置自体であらかじめ定められた通りに又は任意に変
更できる。
有用な生体組織刺激装置のもうひとつの例は筋肉細杆刺
激装置（ＮＭＳ）であって、これは患者の筋肉運動を電
気的に刺ＰＩ１１１るために使用できる。
注意深く制御された繰返数、強度、パルス幅及びパルス
列を有する、おそらくは電流パルスである電気刺激パル
スがひとつ又は複数対の電極を介してｉｄｌ　１を与え
られる筋肉に近い場所に印加され、これによって筋肉に
活性を与えたり収縮さぜたりする。このようなパルス列
の開始及び制御は患者により行なわれる。
典型的な生体組織刺激装置は一連の電気刺激パルスをあ
らかじめ決められたプログラムに従って生体組織に供給
する。一般的には既知の電流値の電気刺激パルスを供給
するのが望ましい。出力回路は通常いわゆる“定電流″
出力を発生するように構成されている。生体組織刺激装
置の出力段は負荷インピーダンスを監視する。この負荷
インピーダンスは電極と組織間の接触部インピーダンス
と電極素子間にある生体組織のインピーダンスとで構成
される。このインピーダンスは大きく変動し、例えば約
２００オームから２５００オームの間で変動する。“定
電流”出力段は予想される最悪の負荷インピーダンス、
すなわち予想される最大負荷インピーダンス、に対して
も、より通常の（低い）負荷インピーダンスに対する場
合と同一電流を供給づる。出力段を駆動する高電圧電源
は“最悪時″′負荷インピーダンスに対しても必要な電
流レベルを維持するのに十分な高電圧を出力できなけれ
ばならない。しかしながら高電圧電源出力がこの最大値
に固定されていると、負荷インピーダンスがより低い、
通常予想される範囲に入っている場合に必要以上に高い
電圧が出力段に供給されてしまう。この過剰電力は浪費
され゛損失パとイ１す、結果的にこのような高電圧源を
使用することはエネルギー効率を悪化させる。
生体組織刺激装置を携帯用装置とすること、すなわら寸
法を小さくし軽が化することは非常に望まれている。共
に生体組織刺激装置をさらに快適に又簡便に使用するた
めに重要である。生体組織刺激装置は長時聞身体に接続
する必要があるので、携帯性と目立たないことは非常に
重要である。
携帯性の而から言うと、生体組織刺激装置は電池給電方
式でなければならない、これは家庭電源給電方式である
とその運転可能な地域的範囲が非常に制限されるためで
ある。生体組織刺激装置の電池寿命を出来るだけ長くす
ることの利点は大きい。電池の寿命が十分でないと、再
充電無しで広い範囲で使用する自由を制約し、電池に実
際に充電するという作業が発生し、結果的に運転費用が
増加する。又、電池電圧の低下は最適な性能特性を維持
できなくなる。もしも電池がしよつらゆう放電すると、
運転条件が最適でない時間の割合が多くなり、結局生体
組織刺激装買は予期した効果を達成できなくなる。
電池の寸法や車間を大きくすれば電池寿命を増すことが
できる。しかしながら、これは生体組織刺激装置の寸法
及び重ｆＭを増加させ、生体組織刺激装置が使用される
べき場所、位置及び環境を制限するので望ましくない。
重く、大きな生体組織ｉ１ｉ＋１激装置は真の意味で携
帯用とは言えない。
［発明の要約１ 本発明は、本発明による高電圧調節機能を備えていない
同様の生体組織刺激装置に比べて電池身命をかなり長く
改善した、生体組織刺激装置を提供する。
実際の負荷インピーダンスは不明でありかつ時間と共に
変動するので、本発明による生体組織刺ｉ！ｌＩ装置は
、高電圧電源の出力信号と実際に負荷インピーダンスに
かかつている電圧とを比較することによって自動的にイ
ンピーダンスを決定している。これは、電気刺激パルス
の終了時点で高電圧電源から“残余゛′雷電圧測定でる
ことにより実現している。仮に十分な余剰電圧が測定さ
れると、調節可能高電圧電源の出力電圧を減少できる。
従って次の電気刺激パルスの余剰電圧はより少い吊とな
る。この処理手順は連続する、電気刺激パルスに対して
繰返し実行される。この反復処理を通して、最終的に高
電圧のレベルは、高ＴｉＪ）Ｗ力を無駄に消費しない値
に落ち着く。
この反復処理の各段階は１秒に比べて非常に短い時間内
に行なわれるので、生体組織刺激装置は、電池寿命に比
べて迅速に望ましい１■圧レベルに達する。一般的に負
荷インピーダンスは徐々にしか変化しないことが知られ
ているので大きな負荷が無ければ上記の反復処理は比較
的安定な状態に達している。もしも必要な出力電流強度
が変更されると、例えば患者が手動操作で強度を変更づ
るとか、刺激プログラム制御で自動的に変更された場合
、高電圧信号は再び定電流を維持する最低必要電圧レベ
ルを検索する。
使用できる高電圧信号の値が電気刺激パルスで必要な電
流出力を供給するのに不十分であると、？１電圧電瞭は
その出力電圧を上背させるように調節し、必要な電流値
に回復させる。これも再び連続スル電気刺激パルスに対
して反復的に実施される。これとは別に高電圧を反復的
かつ段階的にあらかじめ定められた値、又は比較的小さ
な計算された蛤づつ上界させる代りに、高電圧値を、−
気に出力可能な最大値まで引き上げるのも賢明な方法で
ある。この方法によれば、必要とされる電気刺激プログ
ラムが可能なかぎり有効に実行される。
高電圧電源が徐々にその出力を必要な値にまで増加され
る間も、電流が失われることはない。高電圧１５号の不
足を示す信号は、実負荷に応じて発生するのでこの高電
圧信号は少くとも１電気刺激パルス後に再調整されるま
で不充分な状態を継続する。高電圧信号が不充分な値以
下に減少し再びその最大値までＴＲされた後、先に記述
した自動減衰処理が働いて、電池寿命が大きく損われな
いようにする。
本発明による生体組織刺激装置は生体負荷に対して電気
刺激信号を供給するように構成されている。刺激装置は
電池と、この電池に結合され高電圧信号を発生させる高
電圧￥ｉ源とを有する。ひとつの出力回路がｒＸ電圧信
号に結合されあらかじめ定められた電流強度の電気刺激
信号を供給する。
電気刺激パルスに接続された電極は生体組織に接触’ｉ
ｌｌ能に構成されていて、電気刺激信号が生体組織に加
えられるように電気刺激信号を発する。出力回路と高電
圧？！２源とに調節回路が結合されており、高電圧信号
強度と生体負荷で生じる電圧降下量とを比較し、この比
較結果に応じて高電圧Ｆ、号の大きざを調節する。提案
されているＩＡ調節回路高電圧信号の大きさを、高電圧
信号と生体負荷で生じる電圧降下ｔとの差が最小となる
ように調節し、これによって生体刺激装置のエネルギー
効率を最大化している。さらに提案されている高電圧電
源はスイッチング型電源でその高電圧信号の大きさは２
節回路の発生する制御信号で制御されている。
提案された調節回路は出力回路に接続された電圧ゲート
回路を有し、これは高電圧信号出力のうら生体負荷で消
費されない電圧を表わす余剰電圧のゲートとなる。余剰
電圧に接続された比較回路は余剰電圧とあらかじめ定め
られた基準電圧とを比較し、あらかじめ定められた閾値
とその比較結果との関係を示す比較出力を出力する。調
節回路はさらに比較回路と高電圧電源とに接続されたス
イッチング回路を有し、高電圧信号をあらかじめ定めら
れた閾値に対して適切な大きさに調節する制御信号を発
生する。もうひとつの実施例において、余剰電圧は第１
及び第２のあらかじめ定められた基準電圧で示され、余
剰電圧の許容範囲を規定するパウインドウ”と比較され
る。
本発明のひとつの実施例において、生体組織刺激装置の
調節回路は生体真向のインピーダンスを決定し、高電圧
信号の大きざを、高電圧信号が最小でかつ出力回路があ
らかじめ定められた電流値の電気刺激信号を発生させる
のに十分な値に調節する。
本発明の利点、構成及び動作は以下の記述及び添付図よ
りさらに明白となろう。
［発明の実施例］ 本発明による生体組織刺激装ｆｆ１１０のブロック図を
第１図に示す。従来型段３１の電池１２は生体組織刺激
装置１０の携帯形で小型なエネルギー源となる。電池１
２からの低電）ｆ、電力は高定Ｊ３−電源１４に供給さ
れる。高電圧電源１４は電池１２から供給される低電圧
を昇圧し出力段１６に出力する。出力段１６は電気刺激
パルスを、電極素子２０及び２２で構成された電極部１
８に供給する。
電極部１８は生体組織に付着されるように設計されてお
り、出力段１６は定められた大きざの電流を電極素子２
０及び２２の間に流すことで電気刺激パルスをＭｉ極索
−子２０及び２２に出力し、これによって生体組織を刺
激する。一般的に生体組織刺激装置から得られ治療効果
をあげるのは生体組織を流れる電流なので、出力段１６
は既知であらかじめ定められた電流強度の電気刺激パル
スを出力する。出力される個々の電気刺激パルスはυ制
御部２４で決定される。制御部２４は出力される個個の
電気刺激パルスを、生体組織刺１１１Ｉ装置使用者が操
作する強度制御により直接決定づるか又は、生体組織刺
激装置１０内に記憶された固定の、又はあらかじめ入力
されているいくつかの刺激プログラムのうちから選択さ
れたプログラムにより変化する電気刺激パルスの運転パ
ラメータ（例えばパルス繰返数、パルス幅及びパルス強
度）によって決定される。制御部は従来形設計のもので
あり本技術分野で良く知られているものである。同様に
￥ｉ極部１８も従来形設計のもので生体組織刺激装置１
０の分野で良く知られているものである。
出力段１６に対する負荷は基本的に電極・生体組織イン
タフェース・インピーダンスで決まり、これは主として
電極素子２０及び２２と生体組織との間の接触抵抗、及
び“電極素子２ｏと２２との間の生体組織インピーダン
スとである。電極部１８が生体組＆ｉ！（図示才ず）に
結合されると、出力段１６は電気刺激パルスの電圧を調
節し、電気刺激パルスの電流強度を制御部２４が決定す
る適正な値に維持する。電極部１８に出力される電気刺
激パルスに適正電流強度を供給し得るように、出力段１
６Ｇよ高電１１−電源１４から最悪の負荷インピーダン
ス条件下でも出力段１６が適正電流を出力するのに十分
な動作電圧を受けなければならない。
これら最悪の場合の負荷インピーダンス条件では、電極
部１８の生体組織インタフェース・インピーダンスと、
電極部及び生体組織インピーダンスとの合成インピーダ
ンスが高く、適正電流強度の適正電気刺激パルスを供給
するために高い電圧を必要とする。しかしながら出力負
荷インピーダンスの値がより゛正常″に近い場合は出力
段１６、従って高電圧電源１４に要求される、電圧信号
はより低いものとなる。負荷インピーダンスがその最大
値でない時に、仮りに最悪の場合の高電圧値が維持され
ていると、実効電力、従って電池１２からのエネルギー
は、生体組織外の回路で失われるか又は消費される。こ
のため本発明による１体組織り１激装置１ｏは出力段１
６に結合された調節回路２６を有する。調節回路２６は
高電圧電源１４から出力段１６に出力される高電圧信号
強度と、負荷インピーダンス部での実際の電圧降下とを
比較し、過剰高電圧信号があるか否か、従って、電池１
２からのエネルギーが浪費されているか否かの判定を行
なう。次に調節回路２６は制御信号を高市１ｆ電源１４
に供給し、高電圧電源１４が出力段１６に出力する高電
圧信号を調節する。通常これは高電圧電源から出力段１
６に供給される電圧と、０荷インピーダンスでの実際の
電圧降下との差を最少にするようになされる。これとは
別に、調節回路２６は実際の生体負荷インピーダンス、
又は負荷インピーダンスを直接測定し、高電圧電源１４
へ制御信号を送り、出力段１６が適正電流強度の電気刺
激パルスを発生できる最小電圧信号を＾電圧電源１４が
出力段１６に供給できるように高電圧電源１４から供給
される高電圧信号を最少化する。
調節回路２６の詳細を第２図の生体組織刺激装置１０に
示す。生体組織刺激装置１０は、電ｉ′ｌ！１１２、同
様の調節可能ｍ電圧電源１４、出力段１６、電極部１８
及び制御部２４とを有する。電圧ゲート回路２８が直接
出力段１６に結合されており、これは調節可能ｍ電圧電
源１４から出力段１６に送られる出力電圧の中の電極部
１８を通り生体負荷インピーダンスで消費されない部分
を示す゛余剰″電圧３ｏにゲートをかける。この余剰電
圧３０吊は高電圧Ｔｉ源１４で発生され、出力段１６に
送られる高電圧信号中の、出力段１６が電極部１８へ供
給する電気刺激パルスの適正電流強度を維持するのに必
要な値を超過する分を示している。
次に比較器３２は余剰型１ｆ３０を既知の基１％電圧３
４と比較し、この比較結果を示す比較出力を制御信号発
生器に送る。基準電圧３４は、高電圧信号強度が常に再
調節を繰返すハンチング吊を最少化するように零より大
ぎな値とし、一方電池１２のエネルギー浪費を最少とす
るように１分車さな値に選ばれている。一般的に、１０
から７５ボルトの間で変化づる高電圧信号では、基準電
圧は６ボルトが許容限度である。本実施例において、高
電圧電源１４はスイッチングＪＩＪ電源である。ずなわ
ち高電圧電源１４は電池１２の低電圧値を電池１２とイ
ンダクタ間欠的に接続してインダクタ電圧を背圧し、高
電圧信号値を連続的に電圧するように動作する。電池１
２ど高電圧電源１４内インダクタとの連続的な断続は制
御信号発生器３６から供給されるυ１１ｉｌｌ信号３８
で制御される。従って制御信号発生器は、制御信号３８
によって高電圧電源１４から出力段１６に加えられる高
電圧信号を直接変更できる。比較器３２で行なわれる基
準電圧３４との比較結果が余剰電圧３ｏが過剰であるこ
とを示す場合は、制御信号発生器３６は高電圧電源１４
から出力段１６に加えられる高電圧信号強度を下げるよ
うに高置ｒ′ｆ電源１４への制御信号３８を変更する。
比較器３２にお番ノる余剰電圧３０と阜準電１■３４と
の比較結果が余剰電圧３０が不足していることを示ず場
合は高電圧電源１４からの出力値増加が要求される。従
って制御信号発生器３６は高電圧電源１４へ送られるυ
制御信号３８を修正し高電圧電源１４から出力段１６に
加えられる高電圧信号強度を増加させる。
第３図は本発明による生体組織刺激装置１０の別の実施
例のブロック図を示す。電池１２、高置Ｉ〔電８９．１
４、出力段１６、電４ｆｉ１８、ｆ、＋Ｉ　ｔａｌｌ　
部２４、電圧ゲート２８はそれぞれ第２図に丞される対
応する素子と同一である。しかしながら、本実施例では
比較器４ｏは余剰電ＩＪ３０を第１基準電圧４２と第２
基準？８　Ｉｔ　４４とに対して比較している。
第２基準電圧４４は第１基準電圧４２より大ぎく、いわ
ゆる゛窓°′又は範囲を形成するように選定されており
、この範囲内に余剰電圧３０が存在する時には制御信号
発生器３６から出力される制御信号３８は変更されない
。比較器４ｏが、余剰電圧３ｏが第２基準電圧４４を超
えていることを示す場合は制御信号発生器３６は高置斤
゛讃源１４から出力段１６に加えられる高電圧信号強度
を上げるように制御信号３８を修正するが、これは余剰
電圧３０の超過分は電池１２からのエネルギーが浪費さ
れていることを示すためである。一方比較器４０が余剰
電圧３０が第１基準電圧４２以−トであることを示す場
合は高電圧′？Ｂ源１４から出力段１６に加えられる高
電圧信号の値に余裕がないか不足していることを意味す
る。従って制御信号発生器３６は高電圧電源１４への制
御信号３８を、出力段１６へ加えられる高電圧信号強度
が増加するように修正する。
本発明によるイト体組織刺激装ｒ？１０の詳細回路図を
第４図及び第５図に示す。電池１２は電池電圧４６を供
給し従来形の４■電源４８に接続され、添付の集積回路
を動作させる従来形論理電圧５０を供給するように示さ
れている。電池１２は９ｖ（公称）電池である。電池電
圧４６はフィルタ用キャパシタ５２を介して高電圧電源
１４を構成するインダクタ５４に接続されている。この
回路は電力発振回路を使用しており、これはトランジス
タ５６及び５８抵抗器６０，６２，６４．６６及びキャ
パシタ６８及び７０とで構成されている。
この電力発振回路はインダクタ５４の両端に再起電圧を
発生し、これはダイオード７１で整流されキャパシタ７
２で平滑化され正の直流出力電圧を生成し、これは高層
圧電［１４から出力段１６へ加えられる高電圧信号７４
となる。ツナ−ダイオード７６と抵抗器７８はｎ電圧信
号７４があらかじめ定めた値を超えることを防止する安
全機構を構成している。高電圧電源１４の電力発振回路
は抵抗器８６，８８，９０．９２．９４．９６及びダー
＃−ド９Ｂ、１００，１０２，１０４，１０６とで構成
されたプログラム可能分圧器からの監？ＩＡ電圧に従っ
て、比較器８０により抵抗器８２及びダイオード８４を
通してゲートをかけられている。比較器８０のもう一方
の入力は、基準電圧１０８から与えられており、これは
論理電源５０に接続された抵抗器１１２及び基準信号回
路１１０を介して得られ、既知の安定した基準電圧１０
８を発生する。比較器１１４及び２重フリップフロップ
１１６とこれらに接続された抵抗器１１８゜１２０、及
び１２２は制御回路から供給される高電圧電源を不能化
できる。
制御回路２４は又、真のレベル可能信ｆｕ　１２４及び
その相補信号１２６を出力段１６に供給づる。
これは正及び負の電力を、トランジスタ１２８゜１３０
及びこれらに接続された抵抗器１３２，１３４．１３６
，１３８キャパシタ１４０．１４２及びダイオード１４
４，１４６．１４８とで構成された差動増幅回路に供給
げる。この出力段１６から出力される電流値は可変抵抗
器１３２、例えば使用者により操作される強度調節ポテ
ンショメータのワイパー位置で定められる。電流制御出
力段１６の残り部分はトランジスタ１５０，１５２゜１
５４．１５６、抵抗器１５８．１６０，１６２゜１６４
．１６６．１６８、ダイオード１７０．１７２．１７４
及びキャパシタ１７６．１７８とで形成されている。ト
ランジスタ１５４は高電圧電源１４から得られる高電圧
信号７４で駆動されている。キャパシタ１７８の両端に
かかる信号は生体組織負荷へ送るために電極部１８に供
給される。
余剰電圧３０はトランジスタ１５２のコレクタから得ら
れ電圧ゲート回路２８に送られる。ここで直列トランジ
スタ１８０に送られる。トランジスタ１８２及び１８４
は可能化信号１８６が制御回路２４から入力されている
問、トランジスタ１８０（７）ヘ−ス１流１ｉ１１ｔｌ
ｌを行なう。抵抗Ｐ＋１８８゜１９０及びダイオード、
１９２とで電圧ゲート口路が完成する。電圧ゲート回路
２８は電気刺激パルスの終了時に残る余剰電圧３０で高
’１％　Ｉ）信号７４の過剰型Ｌ１の最も良い近似値を
示す余剰電圧３゜を供給するように動作する。本実施例
において電圧ゲート回路２８からの出力は電圧低減回路
１９４に随意的に供給されており、これは抵抗器１９６
及び１９８を通して、後段処理に適した電圧に降下させ
る。又、抵抗Ｚ２００及び２０２は生体組織刺激装置の
他チャンネルからの入力を示しており、単一の比較器４
０が、生体組織刺激装置１０の異なるチャンネルを表す
複数の出力段にλ１応できることを示している。電圧低
減器１９４の出力は比較器４０に入力される。比較器２
０４は４■を閾値とする低電圧比較、又比較′、ｊ！Ａ
２０６Ｇよ１０Ｖを閾値とするＩＳ電圧比較を行ない第
３図のブロック図に示す・フィンドウ形比較器を形成し
ている。４■の低閾電圧は８０ミリ・アンペアの電流を
有する電気刺激パルスを大きな負荷インピーダンス及び
抵抗器１６０とトランジスタ１５２を通って流せるよう
に選ばれている。１０Ｖの高電圧閾値は第５図のプログ
ラム可能分圧器で与えられる高電圧電源１４の調節値に
適合するように選択されている。抵抗器２０８，２１０
，２１２゜２１４．２１６及びキャパシタ２１８，２２
０とで比較器回路４０が完成され、その出力は１１６１
１回路２４に供給される。又この制御回路の一部は第３
図のブロック図の制御信号発生器３６となっている。制
御信号発生器３６を示す制御部２４のこの部分は制御信
号を第５図のプログラム可能分電器の両端に供給され、
第５図の高電圧電源の電力発振回路に制御信号を供給す
る。
第４図及び第５図の詳細回路図に示された部品の値を下
表に示す。
参照番号　　　　部品番号又は定数 ５２　　　　　６．８μＦ、１６Ｖ ５４　　　　　１．１ｍｌ−１ ５６８Ｇ８４８０ ５８　　　　　３８丁５２ ６０　　　　　２．２にΩ ６２　　　　　１００にΩ ６４　　　　　１００にΩ ６６　　　　　３．３にΩ ６８　　　　　０．０１μＦ ７０　　　　　３３ｐＦ ７１　　　　　　ＢＡＳ１９ ７２　　　　　６．８μＦ、８０Ｖ ７６　　　　　　ＢＺＸ８４−Ｃ７５ ７８Ｓ１０にΩ ８０　　　　　　ＴＲ−９０２２Ｎ ８２　　　　　１００にΩ ８４　　　　　　ＢＡＶ　　７０ ８６　　　　　８．２ＭΩ ８８　　　　１ＭΩ ９０　　　　　　　　２４９にΩ ９２　　　　　　　　４９９にΩ ９４　　　　　　　１ＭΩ ９６　　　　　　　２ＭΩ ９８　　　　　　　　　ＢＡＷ５６ １００　　　　　　　ＢＡＷ５６ １０２　　　　　　　　ＢＡＷ５６ １０４　　　　　　　ＢＡＷ５６ １０６　　　　　　　　ＢＡＷ５６ １１０　　　　　　１Ｍ３８５ＢＺ−１，２１１４ＩＣ
−５８ １１６）−ＩＥＦ４０１　３ＢＴ １１８　　　　　　　１ＭΩ １２０　　　　　　　１ＭΩ １２２　　　　　　１００ＫＯ １２８１３０８４８Ｇ １３０　　　　　　８Ｇ８４８Ｃ １３２４７にΩ可変抵抗 １３４　　　　　　　４７にΩ １３６　　　　　　１３、　７にΩ １３８　　　　　　１　５にΩ １４０　　　　　１μＦ １４２　　　　　　１００ｐＦ １４４　　　　　　　ＢＡＶ９９ １４６　　　　　　　ＢＡＶ９９ １４８　　　　　　　ＢＡＶ７０ １５０　　　　　　８Ｇ８４６Ｂ １５２　　　　　　　Ｂ５Ｒ４３ １５４ＭＭＢ’ｒ５４０１ １５６　　　　　　　Ｂ５Ｒ４３ １５８１にΩ １６０　　　　　　２６．７Ω １６２　　　　　　１２にΩ １６４　　　　　　３３にΩ １６６　　　　　　１００にΩ １６８　　　　　　１００ＫＯ １７０ＢＡＶ７０ １７２　　　　　　　ＢＡＶ７０ １　７４　　　　　　　ＢＡＶ７０ １７６　　　　　　６．８μＦ１５０Ｖ１　７８　　　
　　　４７００Ｆ １８０　　　　　　　ＭＭ［３Ｔ５４０１１８２　　　
　　　　ＭＭＢＴ５４０１１８４　　　　　　　ＢＣ８
４６Ｂ １８８　　　　　　５．６Ｍ０ １９０　　　　　　５、　６ＭΩ １９２　　　　　　　ＢＡＶ７０ １９６１ＭΩ １９８　　　　　　　１００にΩ ２００　　　　　　１ＭΩ ２０２　　　　　　１ＭΩ゛□ ２０４　　　　　　１Ｍ２３９Ｄ ２０６　　　　　　１Ｍ２３９Ｄ ２０８　　　　　　　１０にΩ ２１０　　　　　　１０ＫＯ ２１２１ＭＯ ２１４１００ＫＯ ２１５１ＭΩ ２１６　　　　　　４９９にΩ ２１８　　　　　　０、　０４７μＦ ２２０　　　　　　０．０４７μＦ 第６図のタイミング図は個々の出力段１６の可能化を示
す出力回路１６可能化信号１２４及びその相補成分１２
６及び電極部１８に加えられる出力電気刺激パルス２１
４を示す。余剰電圧信号３０は電極部１８を通し、容隋
性の生体負荷で消費される′ｔＳ電圧信号７４を示し、
これは出力段の出力が開始された時点でほぼ最大値とな
り高置ｒ＋信号７４からの電力が生体負荷で消費される
に従って指数的に減少する。第６図のタイミング図に典
型的に示すように、高電圧信号７４のすべてが生体負荷
で消費されるわけではない。従って出力段の出力終了時
点で不連続な余剰電圧３０が残る。
このことから余剰電圧３０は出力段可能化信号の終了時
点でのみ測定すれば良いことがわかる。従ってこの時点
での余剰電圧３０が生体負荷で消費されない′Ｂ電圧信
号中の過剰分を示している。
第７図のフロー図は制御信号発生器３６で使用され高電
圧信号７４を増加させるように制６１１信号３８を修正
したり、高電圧信号７４を減少させるように制御信号３
８を修正したりするときに用いられる。フロー図かられ
かるにうに処理はブロック３００から始まる。制御信号
発生器はブロック３０２において最初に、比較器４０で
測定された余剰電圧３０が第２基準電圧閾値以上である
か否かの判定を行なう。余剰電圧が第２基準電圧閾値を
超えない場合には、フロー図のブロック３０４において
余剰電圧が第１ｕｉｌ！電圧ｒＩ値以下であるか否かの
判定を行なう。もし余剰電圧３０が第１基準電圧閾１ｎ
以下でない場合、これは余剰電圧３０が余剰電圧を許容
するウィンドウ内にあることを示し、従って制御信号発
生器は何の動作も行なわず、フロー図のブロック３０６
で単に開始位置へ戻る。一方ブロック３０４において、
制御ｌｌ信号発生器が余剰電圧３０が第１基準電圧閾値
以下であると判定した場合には、これは余剰電圧の吊が
不充分であること、すなわち高電圧信号７４が不足ぎみ
で出力段１６が適正な電流の電気刺激を供給できない危
険がせまっていることを示している。
従って制御信号発生器はブロック３０８において、ｔ、
１１１１１信号３８を修正することにより高電圧電源１
４の高電圧（、Ｑ　５．３７４を増加させるように＋ｈ
作づる。
一方制御信号発生器３６がブロック３０２にＪ３いて、
余剰電圧３０が第２基準電圧閾値以上であると判定した
場合は多少複雑である。仮りに生体組織刺激装置がパル
ス幅変調を行なっていたとすると、供給される個々の電
気刺激パルスが最大パルス幅でないために過剰な余剰電
圧が発住する場合がある。もしこのような場合には、高
電圧イΔ弓７４を減少させることは望ましくない。それ
は次の電気刺激パルスが最大幅となり高電圧信号の不足
が生じる可能性があるためである。従ってｔａｌｌ　ｔ
ａｌｌ信号発生器はブロック３１０においてパルス幅変
調が動作中であるか否かの判別を行なう。もしパルス幅
変調が動作中でなければ制御信号発生器はブロック３１
２において、Ｑ電圧電源菰［１４に加えられるｉ、ＩＩ
　ｔＸｌ信号３８を修正することにより高電圧信号７４
を減少させるように動作する。一方パルス幅変調が動作
中であるとすると、プログラムは余剰電圧３０が測定さ
れた電気刺激パルスのパルス幅がその最大幅であったか
否かの判別を行なう必要がある。もし１α大幅でなかっ
たとすると、ｉ、ＩＩすｌｌ信号発生器は高電圧信号の
変更を行なうべきではなく、従ってブロック３０６へ移
り開始点に戻る。しかしブロック３１４で制御信号発生
器が、余剰電圧を測定した電気刺激パルスが最大幅であ
ったと７１１定すると、制御信号発生器は高電圧信号が
過剰であると結論付けてブロック３１２で高電圧信号を
減少させることができる。　　　　　　　４゜注意しな
ければならないのはブロック３０４で発生する状態ずな
わち余剰型［３０が第１基準電圧閾値Ｌス下となる状態
は、患者が出力段１６の強度制御を増加させたり、生体
負荷内のインピーダンスレベルが変化した場合にら生じ
得る。低い刺激パルス繰返し数においても強度制御の追
従性を良くするために、必要条件ではイｒいが、勧めら
れる方法として、ブロック３０８に達すると常に高電圧
信号７４をその最大出力値に増加させる方法がある。も
ちろん、この後のフロー図に沿った処理は、高置圧信＠
７４に過剰分が生じるはずなのでそれを減少させるもの
である。一方これとは反対に、ｉ、ｌＪ　Ｉｌｌ信号発
生器３６は、ブロック３０８に達する毎に高電圧信号を
段階的に増加させ、一度に１％電圧信号７４を出力段１
６が適正強度の電気刺激パルスを出力ぐきる値にまで増
加させるようにすることができる。しかしながらこの場
合、期待される電気刺戟プログラムからの治療効果は若
干失なわれる。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明のひとつの実施例のブロック図：第２図
は本発明の別の実／Ｊ　ＰＡのブロック図：第３図は本
発明のもうひとつの実施例のブ【コック図： 第４図は本発明のひとつの実施例の部分的回路図； 第５図は本発明のひとつの実施例のもうひとつの部分的
回路図； 第６図は本発明の電気信号のタイミング図；第７図は本
発明の制御部分の増／減判定を示す流れ図。 ［符号の説明１ １０・・・・・・・・・・・・生体組織刺激装置１８・
・・・・・・・・・・・電極部 ２０．２２・・・電極素子

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. （１）電気刺激信号を生体負荷に供給するように適合さ
    れた生体組織刺激装置において、 ひとつの電池と；該電池に接続され高電圧信号を発生す
    るための高電圧電源と；該高電圧信号に接続され、あら
    かじめ定められた電流強度の前記電気刺激信号を供給す
    るための出力装置と；前記電気刺激パルスに接続され、
    前記電気刺激信号が生体組織に供給されるように前記電
    気刺激信号を出力するために前記生体組織に接続可能な
    電極装置と；で構成され、前記出力装置と前記高電圧電
    源とに接続され、前記高電圧電源信号の大きさと、前記
    生体負荷にかかる電圧降下の大きさとを比較し、該比較
    結果に応じて前記高電圧信号の大きさを調節するための
    調節装置を有することを特徴とする前記生体組織刺激装
    置。
  2. （２）請求項１に記載の生体組織刺激装置において、前
    記調節装置は前記高電圧信号と、前記生体負荷での電圧
    降下量との差を最小とするように前記高電圧信号の大き
    さを調節し、これによって前記生体組織刺激装置の効率
    を最大化することを特徴とする前記生体組織刺激装置。
  3. （３）請求項２に記載の生体組織刺激装置において、前
    記高電圧電源はその出力値が制御信号によって定まるス
    イッチング型電源であり前記調節装置は前記高電圧電源
    に対する前記制御信号を発生させることを特徴とする前
    記生体組織刺激装置。
  4. （４）請求項２に記載の生体組織刺激装置において、前
    記調節装置は、前記出力装置に接続され、前記高電圧信
    号中の前記生体負荷で消費されない電圧を示す余剰電圧
    をゲートするための電圧ゲート装置と；あらかじめ定め
    られた基準電圧と；前記余剰電圧と、前記あらかじめ定
    められた基準電圧とに接続され、前記余剰電圧と前記あ
    らかじめ定められた基準電圧とを比較し、あらかじめ定
    められた閾値に対する前記比較結果を示す比較出力を発
    生するための比較装置と；それに、前記比較出力と前記
    高電圧電源とに接続され、前記高電圧信号の前記大きさ
    を、前記あらかじめ定められた閾値に対して適正に調節
    する前記スイッチング信号を供給するためのスイッチン
    グ装置とを有することを特徴とする前記生体組織刺激装
    置。
  5. （５）請求項２に記載の生体組織刺激装置において、前
    記調節装置が、前記出力装置に接続され、前記高電圧信
    号中の前記生体負荷で消費されない電圧を示す余剰電圧
    をゲートするための電圧ゲート装置と；第１のあらかじ
    め定められた基準電圧と；第２のあらかじめ定められた
    基準電圧と；前記第２のあらかじめ定められた基準電圧
    値が前記第１のあらかじめ定められた基準電圧鉛より大
    きいことと；前記余剰電圧、前記第１のあらかじめ定め
    られた基準電圧及び前記第２のあらかじめ定められた基
    準電圧とに接続され、前記余剰電圧を前記第１のあらか
    じめ定められた基準電圧と比較しその比較結果を示す第
    １の比較結果を出力し、前記余剰電圧を前記第２のあら
    かじめ定められた基準電圧と比較しその比較結果を示す
    第２の比較結果を出力する比較装置と；及び前記高電圧
    電源に接続され、前記比較装置から前記第１の比較出力
    と、前記第２の比較出力とを受信し、前記第２の比較信
    号が、前記余剰電圧が前記第２のあらかじめ定められた
    基準電圧を超えていることを示す時には前記高電圧信号
    を減少させ、前記第２の比較信号が、前記余剰電圧が前
    記第２のあらかじめ定められた値を超えていないことを
    示す時には前記高電圧信号を増加させる前記制御信号を
    供給するためのスイッチング装置とを特徴とする前記生
    体組織刺激装置。
  6. （６）請求項５に記載の生体組織刺激装置において、前
    記スイッチング装置は、前記余剰電圧の値が前記第１の
    あらかじめ定められた基準電圧と前記第２のあらかじめ
    定められた基準電圧との間に保持される時には前記高電
    圧電源に対して、前記高電圧信号を維持する制御信号を
    供給することを特徴とする前記生体組織刺激装置。
  7. （７）請求項６に記載の生体組織刺激装置において、前
    記ゲート装置は、前記第１の比較出力が、前記余剰電圧
    が前記第１のあらかじめ定められた基準電圧以下である
    ことを示す場合には前記高電圧信号をその許容される最
    大値まで上界させる前記制御信号を供給することを特徴
    とする前記生体組織刺激装置。
JP63143428A 1987-06-12 1988-06-10 生体組織刺激装置 Pending JPS63318958A (ja)

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