DE10012503A1 - Impedanzabschätzung mit dynamischer Signalverlaufssteuerung bei einer Elektrotherapievorrichtung - Google Patents
Impedanzabschätzung mit dynamischer Signalverlaufssteuerung bei einer ElektrotherapievorrichtungInfo
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Abstract
Eine Elektrotherapievorrichtung führt eine Niederpegel-Impedanzmessung bezüglich des Patienten durch, um den anfänglichen Ladungspegel auf dem Kondensator, der verwendet ist, um einen elektrotherapeutischen Signalverlauf zu dem Patienten zu liefern, zu bestimmen. Darüber hinaus wird der Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird, dynamisch gesteuert, um eine Patientenimpedanzveränderlichkeit zu kompensieren. Das Bestimmen des anfänglichen Ladungspegels auf diese Weise verhindert, daß unnötige hohe Spitzenströme in Patienten mit geringer Impedanz fließen, während der Spitzenstrom bei Patienten mit hoher Impedanz auf therapeutisch vorteilhaftem Pegel gehalten wird. Die Elektrotherapievorrichtung umfaßt eine Meßvorrichtung, die verwendet wird, um einen Parameter, der sich auf die Impedanz des Patienten bezieht, zu messen. Der Parameter wird verwendet, um eine Niederpegel-Patientenimpedanz zu bestimmen. Die Meßvorrichtung liefert ein Spannungsausgangssignal, das durch eine Steuerung verwendet wird, um den Anfangsladungspegel des Kondensators zu bestimmen.
Description
Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Elektrothera
pie-Verfahren und eine -Vorrichtung zum Liefern eines Elek
trotherapie-Signalverlaufs für das Herz eines Patienten.
Insbesondere bezieht sich diese Erfindung auf ein Verfahren
und eine Vorrichtung zum Liefern eines Elektrotherapie-Si
gnalverlaufs zum Herzen eines Patienten durch Elektroden,
die an den Patienten angebracht sind.
Defibrillatoren legen Elektrizitätspulse an das Herz eines
Patienten an, um Kammerrhythmusstörungen, beispielsweise ein
Kammerflimmern und eine Kammertachykardie, durch die Prozes
se einer Defibrillation bzw. Kardioversion in normale Herz
rhythmen umzuwandeln. Es gibt zwei Hauptklassifikationen von
Defibrillatoren: externe und implantierte. Implantierte De
fibrillatoren werden chirurgisch in Patienten implantiert,
bei denen die große Wahrscheinlichkeit besteht, daß sie in
der Zukunft eine Elektrotherapie benötigen. Implantierte De
fibrillatoren überwachen typischerweise die Herzaktivität
des Patienten und liefern, wenn es angezeigt ist, direkt
elektrotherapeutische Pulse zu dem Herzen des Patienten.
Folglich ermöglichen implantierte Defibrillatoren, daß der
Patient auf eine ein wenig natürliche Art und Weise entfernt
von dem wachsamen Auge des medizinischen Personals lebt.
Externe Defibrillatoren senden elektrische Pulse durch Elek
troden, die an den Rumpf des Patienten angelegt werden, zu
dem Herzen des Patienten. Externe Defibrillatoren sind in
der Notaufnahme, dem Operationssaal, Notarztwagen oder ande
ren Situationen, bei denen ein nicht vorhergesehener Bedarf
danach bestehen kann, kurzfristig eine Elektrotherapie für
einen Patienten zu liefern, nützlich. Der Vorteil von exter
nen Defibrillatoren besteht darin, daß dieselben nach Bedarf
bezüglich eines Patienten verwendet werden können, und an
schließend bewegt werden können, um bezüglich eines anderen
Patienten verwendet zu werden. Da jedoch externe Defibrilla
toren ihre elektrotherapeutischen Pulse indirekt zu dem Herz
des Patienten liefern (d. h. von der Oberfläche der Haut des
Patienten, und nicht direkt zu dem Herz), müssen dieselben
mit höheren Energien, Spannungen und/oder Strömen arbeiten
als implantierte Defibrillatoren.
Das Zeitdiagramm des Strom- oder Spannungs-Pulses, der durch
einen Defibrillator geliefert wird, zeigt den charakteristi
schen Signalverlauf des Defibrillators. Signalverläufe wer
den gemäß der Form, der Polarität, der Dauer und der Anzahl
von Pulsphasen charakterisiert. Die gängisten externen Defi
brillatoren liefern einphasige elektrotherapeutische Strom-
oder Spannungs-Pulse, obwohl einige zweiphasige sinusförmige
Pulse liefern. Einige bekannte implantierbare Defibrillato
ren verwenden andererseits abgeschnittene exponentielle,
zweiphasige Signalverläufe. Beispiele von zweiphasigen im
plantierbaren Defibrillatoren sind in dem US-Patent
4,821,723; dem US-Patent 5,083,562, dem US-Patent 4,800,883,
dem US-Patent 4,850,357 und dem US-Patent 4,953,551 zu fin
den. Da jeder implantierte Defibrillator für einen einzelnen
Patienten bestimmt ist, können seine Betriebsparameter, bei
spielsweise die Amplituden der elektrischen Pulse und die
gelieferte Gesamtenergie wirksam an die Physiologie des Pa
tienten angepaßt werden, um die Wirksamkeit des Defibrilla
tors zu optimieren. Folglich können beispielsweise die An
fangsspannung, die Dauer der ersten Phase und die Gesamt
pulsdauer eingestellt werden, wenn das Gerät implantiert
wird, um die gewünschte Energiemenge zu liefern oder die ge
wünschte Anfangs- und End-Spannungsdifferenz (d. h. eine kon
stante Neigung) zu erreichen.
Da im Gegensatz dazu externe Defibrillatorelektroden nicht
in direktem Kontakt mit dem Herzen des Patienten sind, und
da es möglich sein muß, externe Defibrillatoren für eine
Vielzahl von Patienten mit einer Vielzahl von physiologi
schen Unterschieden zu verwenden, müssen externe Defibrilla
toren gemäß Puls-Amplituden- und -Dauer-Parametern arbeiten,
die bei den meisten Patienten ungeachtet der Physiologie des
Patienten wirksam sind. Beispielsweise variiert die Impe
danz, die durch das Gewebe zwischen den externen Defibril
latorelektroden und dem Herzen des Patienten geboten wird,
von Patient zu Patient, wodurch die Intensität und die Si
gnalverlaufsform des elektrotherapeutischen Signalverlaufs,
der für eine gegebene Anfangs-Puls-Amplitude und -Dauer tat
sächlich zu dem Herzen des Patienten geliefert wird, vari
ieren. Puls-Amplituden und -Dauern, die wirksam sind, um Pa
tienten mit geringer Impedanz zu behandeln, liefern nicht
notwendigerweise wirksame und energieeffiziente Behandlungen
für Patienten mit hoher Impedanz.
Eine andauernde Herausforderung beim Anlegen eines optimalen
elektrotherapeutischen Signalverlaufs an einen Patienten be
steht darin, Impedanzabweichungen von Patient zu Patient mit
dem Anlegen des anfänglichen elektrotherapeutischen Signal
verlaufs zu kompensieren. Ein Bedarf existiert nach einem
Defibrillations-Verfahren und einer -Vorrichtung, die das
Liefern eines optimalen elektrotherapeutischen Signalver
laufs sowohl beim anfänglichen als auch bei nachfolgenden
Anwendungen elektrotherapeutischer Signalverläufe ermögli
chen.
Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein
elektrotherapeutisches Verfahren, eine elektrotherapeutische
Vorrichtung und einen Defibrillator zu schaffen, die opti
mierte elektrotherapeutische Signalverläufe für verschiedene
Patienten liefern.
Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren nach Anspruch 1, eine
Elektrotherapievorrichtung nach Anspruch 16 und einen Defi
brillator nach Anspruch 25 gelöst.
Ein Verfahren zum Durchführen einer Elektrotherapie bezüg
lich eines Patienten unter Verwendung einer elektrotherapeu
tischen Vorrichtung, die eine Energiequelle aufweist, umfaßt
einen Schritt des Messens eines ersten Parameters, der sich
auf eine Impedanz des Patienten bezieht, und des Konfigurie
rens der Energiequelle basierend auf dem ersten Parameter.
Das Verfahren umfaßt ferner den Schritt des Koppelns der
Energiequelle mit dem Patienten und den Schritt des Messens
eines dritten Parameters, der sich auf die Energie bezieht,
die durch die Energiequelle zu dem Patienten geliefert wird.
Das Verfahren umfaßt ferner den Schritt des Entkoppelns der
Energiequelle von dem Patienten basierend auf dem dritten
Parameter.
Eine Elektrotherapievorrichtung zum Durchführen einer Elek
trotherapie bezüglich eines Patienten durch eine erste Elek
trode und eine zweite Elektrode umfaßt eine Energiequelle,
um Energie durch die erste Elektrode und die zweite Elektro
de zu dem Patienten zu liefern. Die Elektrotherapievorrich
tung umfaßt ferner einen Sensor, der konfiguriert ist, um
einen ersten Parameter zu messen, der sich auf die Energie
bezieht, die zu dem Patienten geliefert wird. Zusätzlich um
faßt die Elektrotherapievorrichtung einen ersten Verbin
dungsmechanismus, der konfiguriert ist, um die Energiequelle
mit der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu kop
peln bzw. von denselben zu entkoppeln. Die Elektrotherapie
vorrichtung umfaßt ferner ein Meßgerät, das konfiguriert
ist, um durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode
einen zweiten Parameter, der sich mit der Impedanz des Pa
tienten ändert, zu messen. Die Elektrotherapievorrichtung
umfaßt ferner eine Steuerung, die mit dem ersten Verbin
dungsmechanismus und der Energiequelle gekoppelt ist und die
angeordnet ist, um den ersten Parameter von dem Sensor zu
empfangen. Die Steuerung ist konfiguriert, um den ersten
Verbindungsmechanismus zu betätigen, um die Energiequelle
mit der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu kop
peln. Die Steuerung ist ferner konfiguriert, um den ersten
Verbindungsmechanismus zu betätigen, um die Energiequelle
basierend auf dem ersten Parameter von der ersten Elektrode
und der zweiten Elektrode zu entkoppeln. Die Steuerung ist
angeordnet, um den zweiten Parameter von dem Meßgerät zu
empfangen, um die Energiequelle basierend auf dem zweiten
Parameter zu konfigurieren.
Ein Defibrillator zum Liefern eines mehrphasigen Signalver
laufs durch eine erste Elektrode und eine zweite Elektrode
zu einem Patienten für eine Defibrillation umfaßt einen Kon
densator zum Speichern einer Ladung zur Lieferung zu dem Pa
tienten durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode.
Der Kondensator umfaßt einen ersten Anschluß und einen zwei
ten Anschluß. Der Defibrillator weist ferner eine Leistungs
versorgung zum Laden des Kondensators auf. Der Defibrillator
umfaßt ferner einen ersten Verbindungsmechanismus, der zwi
schen den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kon
densators und die erste Elektrode und die zweite Elektrode
geschaltet ist, um zu ermöglichen, daß der erste Anschluß
des Kondensators mit entweder der ersten Elektrode oder der
zweiten Elektrode gekoppelt wird und von derselben entkop
pelt wird. Der erste Verbindungsmechanismus ermöglicht fer
ner, daß der zweite Anschluß des Kondensators mit entweder
der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt
wird und von derselben entkoppelt wird. Der Defibrillator
umfaßt ferner einen Sensor zum Messen eines ersten Parame
ters, der sich auf die Energie bezieht, die durch den Kon
densator geliefert wird. Der Defibrillator umfaßt ferner
eine Schaltung, um einen zweiten Parameter zu messen, der
sich mit der Impedanz des Patienten ändert. Die Schaltung
ist konfiguriert, um den zweiten Parameter durch die erste
Elektrode und die zweite Elektrode zu messen. Der Defi
brillator umfaßt ferner eine Steuerung, die mit dem ersten
Verbindungsmechanismus gekoppelt ist und angeordnet ist, um
den ersten Parameter zu empfangen. Die Steuerung ist konfi
guriert, um den ersten Verbindungsmechanismus zu betätigen,
um den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Konden
sators basierend auf dem ersten Parameter von der ersten
Elektrode und der zweiten Elektrode zu entkoppeln. Die
Steuerung ist angeordnet, um den zweiten Parameter von der
Meßvorrichtung zu empfangen und um die Leistungsversorgung
zum Laden des Kondensators basierend auf dem zweiten Parame
ter zu konfigurieren.
Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung
werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Zeich
nungen näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 einen abgeschnittenen exponentiellen Entladungssi
gnalverlauf, der typischerweise einem Patienten mit
einer relativ hohen Impedanz zugeordnet wird;
Fig. 2 einen abgeschnittenen exponentiellen Entladungssi
gnalverlauf, der typischerweise einem Patienten mit
einer relativ geringen Impedanz zugeordnet wird;
Fig. 3 ein grobes Blockdiagramm einer ersten Elektrothera
pievorrichtung;
Fig. 4 ein grobes Blockdiagramm einer zweiten Elektrothe
rapievorrichtung;
Fig. 5 ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zum Ein
stellen des Anfangsenergiepegels für den elektro
therapeutischen Signalverlauf, der unter Verwendung
entweder der ersten Elektrotherapievorrichtung, die
in Fig. 3 gezeigt ist, oder der zweiten Elektrothe
rapievorrichtung, die in Fig. 4 gezeigt ist, an den
Patienten angelegt werden soll;
Fig. 6A und 6B ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zur
Verwendung entweder der ersten, in Fig. 3 gezeigten
Elektrotherapievorrichtung oder der zweiten, in
Fig. 4 gezeigten Elektrotherapievorrichtung, um die
Niederpegel-Impedanzmessung zu kalibrieren;
Fig. 7 ein erstes Ausführungsbeispiel der ersten Elektro
therapievorrichtung, die in Fig. 3 gezeigt ist;
Fig. 8 eine Meßvorrichtung, die mit jedem der Ausführungs
beispiele der ersten Elektrotherapievorrichtung
oder der zweiten Elektrotherapievorrichtung verwen
det werden könnte;
Fig. 9 ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens des Ver
wendens des ersten Ausführungsbeispiels der ersten
Elektrotherapievorrichtung, die in Fig. 7 gezeigt
ist, um den Signalverlauf, der an den Patienten an
gelegt wird, dynamisch nachzustellen;
Fig. 10 einen typischen Signalverlauf, der die Folge eines
dynamischen Nachstellens des Signalverlaufs, der an
einen Patienten mit einer hohen Impedanz angelegt
wird, sein könnte;
Fig. 11 einen typischen Signalverlauf, der die Folge eines
dynamischen Nachstellens des Signalverlaufs, der an
einen Patienten mit einer geringen Impedanz ange
legt wird, sein könnte; und
Fig. 12 ein erstes Ausführungsbeispiel der zweiten Elek
trotherapievorrichtung, die in Fig. 4 gezeigt ist.
Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die spezifischen
exemplarischen Ausführungsbeispiele, die in dieser Beschrei
bung veranschaulicht werden, begrenzt. Obwohl die Elektro
therapievorrichtung im Zusammenhang mit einem Betrieb außer
halb eines Patienten erläutert wird, sollte es klar sein,
daß die offenbarten Grundsätze auf eine Elektrotherapievor
richtung übertragbar sind, die in dem Patienten arbeitet.
Obwohl die Elektrotherapievorrichtung im Zusammenhang mit
der Verwendung eines zweiphasigen Pulses erläutert wird,
sollte es darüberhinaus klar sein, daß die offenbarten
Grundsätze auf eine Elektrotherapievorrichtung übertragbar
sind, die andere Signalverläufe verwenden, beispielsweise
einphasige oder gedämpfte sinusförmige Signalverläufe.
Die Fig. 1 und 2 zeigen die Unterschiede von Patient zu Pa
tient, die bei einem Entwurf einer externen Elektrothera
pievorrichtung berücksichtigt werden müssen. Diese Figuren
sind schematische Darstellungen abgeschnittener exponentiel
ler, zweiphasiger Signalverläufe, die von einer externen
Elektrotherapievorrichtung zu zwei unterschiedlichen Patien
ten geliefert werden. Bei diesen Zeichnungen ist die ver
tikale Achse die Spannung, während die horizontale Achse die
Zeit ist. Die Grundsätze, die hierin erläutert werden, sind
auch auf Signalverläufe anwendbar, die hinsichtlich des
Stroms über der Zeit beschrieben werden. Ferner sind die
Grundsätze, die hierin erörtert werden, auf andere Typen von
Signalverläufen anwendbar, die als Teil einer Elektrothera
pie an einen Patienten angelegt werden können, wie z. B. ge
dämpfte sinusförmige Pulse oder einphasige Pulse.
Der Signalverlauf, der in Fig. 1 gezeigt ist, wird als ein
Niederneigungs-Signalverlauf bezeichnet, während der Signal
verlauf, der in Fig. 2 gezeigt ist, als ein Hochneigungs-Si
gnalverlauf bezeichnet wird, wobei die Neigung, H, als ein
Prozentsatz wie folgt definiert ist:
H = ((|A| - |D|) ÷ |A|) × 100
Wie in den Fig. 1 und 2 gezeigt ist, ist A die Erste-Phase-
Anfangsspannung, während D die Zweite-Phase-Endspannung ist.
Die Erste-Phase-Endspannung B ist die Folge des exponentiel
len Abfalls der Anfangsspannung A mit der Zeit durch den Pa
tienten, während die Zweite-Phase-Endspannung D die Folge
des exponentiellen Abfalls der Zweite-Phase-Anfangsspannung
C auf die gleiche Art und Weise ist. Die Anfangsspannungen
und die Erste- und Zweite-Phase-Dauern der Signalverläufe
der Fig. 1 und 2 sind die gleichen. Die Unterschiede der
Endspannungen B und D reflektieren Unterschiede der Impedanz
des Patienten.
Die Betriebsspannungen und Energielieferungsanforderungen
der Elektrotherapievorrichtung beeinflussen die Größe, die
Kosten, das Gewicht und die Verfügbarkeit der Komponenten.
Insbesondere beeinflussen die Betriebsspannungsanforderungen
die Auswahl von Schalter- und Kondensator-Technologien. Die
Gesamtenergielieferungs-Anforderungen beeinflussen die Bat
terie- und Kondensator-Wahl der Elektrotherapievorrichtung.
Bei einem gegebenen Patienten defibrillieren extern angeleg
te, abgeschnittene, exponentielle, zweiphasige Signalverläu
fe bei geringeren Spannungen und bei geringeren insgesamt
gelieferten Energien als extern angelegte einphasige Signal
verläufe. Darüberhinaus existiert eine komplette Beziehung
zwischen der Gesamtpulsdauer, dem Verhältnis der Dauern von
erster Phase und zweiter Phase, der Anfangsspannung, der Ge
samtenergie und der Gesamtneigung.
Bis zu einem gewissen Punkt ist, je mehr Energie einem Pa
tienten bei einem elektrotherapeutischen Puls geliefert
wird, desto größer die Wahrscheinlichkeit, daß der Defibril
lationsversuch erfolgreich sein wird. Zweiphasige Signal
verläufe mit geringer Neigung ergeben wirksame Defibrilla
tionsraten mit einem geringeren Spitzenstrom als Signal
verläufe mit hoher Neigung. Andererseits liefert eine Elek
trotherapievorrichtung, die zweiphasige Signalverläufe mit
hoher Neigung liefert, einen höheren Spitzenstrom zu dem Pa
tienten als eine Elektrotherapievorrichtung, die Signalver
läufe mit geringer Neigung liefert, während eine hohe Wirk
samkeit bis zu einem bestimmten kritischen Neigungswert bei
behalten wird. Somit empfangen für einen gegebenen Kapazi
tätswert, eine gegebene Anfangsspannung und feste Phasen
dauern Patienten mit hoher Impedanz einen Signalverlauf mit
einer geringeren Gesamtenergie und geringeren Spitzenströ
men, jedoch besseren Umwandlungseigenschaften pro geliefer
ter Energieeinheit, während Patienten mit geringer Impedanz
einen Signalverlauf mit einer höheren gelieferten Energie
und höheren Spitzenströmen empfangen. Indem die Elektrothe
rapievorrichtung mit der Fähigkeit versehen wird, den Si
gnalverlauf ansprechend auf Messungen, die sich auf die Im
pedanz des Patienten beziehen, dynamisch nachzustellen, wird
die Differenz der Energie, die zu Patienten mit hoher Impe
danz und Patienten mit geringer Impedanz geliefert wird, re
duziert.
Das ideale Ergebnis des Anlegens eines Defibrillationspulses
an einen Patienten besteht darin, daß die Kammerdefibrilla
tion nach dem Anlegen eines einzelnen Pulses gestoppt wird,
ungeachtet dessen, ob der gelieferte Puls einphasig, zwei
phasig, gedämpft sinusförmig oder von irgendeiner anderen
Pulsform ist. Bei Patienten mit hoher Impedanz ist es mög
lich, daß eine unzureichende Spitzenamplitude des Stroms,
die bei dem ersten Puls zu dem Herzen geliefert wird, das
Fibrillieren (Flimmern) nicht stoppt. Bei Patienten mit ge
ringer Impedanz ist es möglich, daß eine große Spitzenstrom
amplitude mehr Energie zu dem Herzen liefert, als für eine
Defibrillation erforderlich ist. Es besteht ein Bedarf nach
einer Möglichkeit, die Spitzenamplitude des Stroms, der zu
dem Patienten geliefert wird, von dem ersten Puls, der ent
sprechend der Impedanz des Patienten nachgestellt werden
kann, zu optimieren. Zusätzlich sollte die Form des angeleg
ten Pulses während des Anlegens des Pulses dynamisch nachge
stellt werden, um die Wirksamkeit des Defibrillationsver
suchs zu verbessern.
Um Impedanzabweichungen zwischen Patienten vor dem ersten
elektrotherapeutischen Signalverlauf optimal zu kompensie
ren, besitzt die Elektrotherapievorrichtung vorzugsweise die
Fähigkeit, die Impedanz des Patienten ohne das Anlegen hoher
Spannungen abzuschätzen. Dies könnte erreicht werden, indem
ein Niederpegelspannungs- oder ein Niederpegelstrom-Signal
an die Elektroden angelegt wird, während der entsprechende
resultierende Strom oder die Spannung, die resultiert, ge
messen werden. Da die Spannung, die die Folge eines ange
legten Stroms ist, proportional zu der Impedanz ist, und da
der Strom, der die Folge einer angelegten Spannung ist, um
gekehrt proportional zu der Impedanz ist, können die Mes
sungen verwendet werden, um direkt als eine Anzeige der Im
pedanz verwendet zu werden.
Unter Verwendung eines gemessenen Parameters, der sich auf
die Impedanz des Patienten bezieht, könnten die Patienten in
eine Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen klassifiziert wer
den, beispielsweise Bereiche für Patienten mit Impedanzen
von mehr als 100 Ohm, Impedanzen von mehr als 60 Ohm und we
niger als oder gleich 100 Ohm, und Impedanzen von weniger
als oder gleich 60 Ohm. Der Anfangsspannungspegel, der wäh
rend des ersten Pulses an den Patienten angelegt wird, wäre
einer eines ersten Satzes von Werten, die auf dem Bereich
basieren, in den der Patient unter Verwendung der Impedanz
abschätzung eingeordnet wurde. Beispielsweise würde Patien
ten mit einer abgeschätzten Impedanz von mehr als 100 Ohm
eine anfängliche angelegte Spannung von 1790 Volt zugeordnet
werden. Patienten mit einer abgeschätzten Impedanz von mehr
als 60 Ohm und weniger als oder gleich 100 Ohm würde eine
anfängliche angelegte Spannung von 1500 Volt zugeordnet wer
den. Patienten mit einer abgeschätzten Impedanz von weniger
als oder gleich 60 Ohm würde eine anfängliche angelegte
Spannung von 1200 Volt zugeordnet werden.
Andere Schemata zum Variieren der anfänglichen angelegten
Spannung sind möglich. Beispielsweise könnte die Niederpe
gelabschätzung der Impedanz verwendet werden, um zwischen
einem vorbestimmten Bereich mögliche Anfangsspannungen zu
interpolieren. Dies würde eine nahezu kontinuierliche Ver
teilung von möglichen Spannungen zwischen den Endwerten des
Bereichs von möglichen Anfangsspannungen liefern. Es sollte
klar sein, daß eine gleichartige Steuerung bezüglich des An
legens eines Strompulses an den Patienten verwendet werden
könnte. In diesem Fall würde die Impedanzabschätzung ver
wendet werden, um den anfänglichen angelegten Strom einzu
stellen. Wie es für das Anlegen eines Spannungspulses der
Fall war, könnte die Amplitude des anfänglichen angelegten
Stroms bestimmt werden, indem die Impedanzabschätzung in
drei Bereiche klassifiziert wird, und indem der anfängliche
angelegte Strom abhängig davon, zu welchem der Impedanzbe
reiche die Impedanzabschätzung gehört, eingestellt wird. Al
ternativ könnte eine Interpolation verwendet werden, um den
Anfangsstrompegel auf eine Art und Weise, die gleichartig zu
der des Einstellens des Interpolationspegels für den An
fangsspannungspegel ist, einzustellen.
In Fig. 3 ist ein grobes Blockdiagramm einer ersten Elektro
therapievorrichtung 30, wie z. B. eines Defibrillators, ge
zeigt, die die Impedanzmessung ebenso wie die dynamische Im
pedanzkompensation durchführen kann. Die erste Elektrothera
pievorrichtung 30 umfaßt eine Energiequelle 32, um Strompul
se oder die Spannungspulse des Typs, der in den Fig. 1 und 2
gezeigt ist, zu liefern. Die Energiequelle 32 kann bei
spielsweise einen einzelnen Kondensator oder eine Kondensa
torbank, die angeordnet ist, um als ein einzelner Kondensa
tor wirksam zu sein, aufweisen. Ein erster Verbindungsmecha
nismus 34 verbindet die Energiequelle 32 selektiv mit einem
Paar von Elektroden 36, die elektrisch an einem Patienten,
der hier als eine resistive Last 37 dargestellt ist, ange
bracht sind, und trennt selektiv die Energiequelle 32 von
dem Paar von Elektroden 36. Die Verbindungen zwischen den
Elektroden 36 und der Energiequelle können eine beliebige
von zwei Polaritäten bezüglich des positiven und des negati
ven Anschlusses der Energiequelle 32 aufweisen. Die erste
Elektrotherapievorrichtung wird durch eine Steuerung 38 ge
steuert. Spezieller betreibt die Steuerung 38 den ersten
Verbindungsmechanismus 34, um die Energiequelle 32 in einer
der zwei Polaritäten mit den Elektroden 36 zu verbinden,
oder die Energiequelle 32 von den Elektroden 36 zu trennen.
Zusätzlich ist die Steuerung 38 mit der Energiequelle 32
gekoppelt, um die Anfangsenergie, die durch die Energiequel
le 32 geliefert wird, zu steuern. Ein Sensor 42 überwacht
einen der Energiequelle 32 zugeordneten Parameter, der die
Energie anzeigt, die durch die Energiequelle 32 zu dem Pa
tienten geliefert wird. Die Steuerung 38 empfängt Zeitge
bungsinformationen von einem Zeitgeber 40, während der Zeit
geber 40 elektrische Informationen von einem Sensor 42, der
über die Energiequelle 32 geschaltet ist, empfängt. Alterna
tiv kann die Funktion des Zeitgebers 40, oder einer verwand
ten Fähigkeit, in die Steuerung 38 eingebaut sein, wobei der
Sensor 42 direkt mit der Steuerung 38 gekoppelt ist. Der
Sensor 42 kann ein Spannungssensor, ein Stromsensor oder ein
Ladungssensor sein, abhängig von der Art, auf die der Si
gnalverlauf, der durch die Energiequelle 32 geliefert wird,
gesteuert wird. Eine Meßvorrichtung 44 zum Messen eines Pa
rameters, der sich auf die Impedanz des Patienten bezieht,
ist mit dem zweiten Verbindungsmechanismus 46 gekoppelt. Der
zweite Verbindungsmechanismus 46 ist ferner mit den Elektro
den 36 gekoppelt. Eine Steuerleitung von der Steuerung 38
ist mit dem zweiten Verbindungsmechanismus 46 gekoppelt, um
die Verbindung der Meßvorrichtung 44 mit den Elektroden 36
zu steuern. Der Parameter, der durch die Meßvorrichtung 44
gemessen wird, dient als eine Abschätzung für die Impedanz,
die durch die Last 37 (die die Impedanz eines Patienten dar
stellt) der Energiequelle 32 geboten wird, wenn dieselbe
durch den ersten Verbindungsmechanismus 34 mit der Last 37
verbunden ist. Der Ausgang der Meßvorrichtung 44 ist mit der
Steuerung 38 gekoppelt.
In Fig. 4 ist ein grobes Blockdiagramm einer zweiten Elek
trotherapievorrichtung 50, wie z. B. eines Defibrillators,
gezeigt, die die Impedanzmessung und die dynamische Impe
danzkompensation durchführen kann. Bei der zweiten Elektro
therapievorrichtung 50 ist der Sensor 42 mit dem ersten Ver
bindungsmechanismus 34 gekoppelt, um einen Parameter zu mes
sen, der sich auf die Energie bezieht, die zu der resistiven
Last 37 geliefert wird. Der Ausgang des Sensors 42 ist mit
dem Zeitgeber 40 gekoppelt. Der Zeitgeber 40 liefert Zeitge
bungsinformationen zu der Steuerung 38, die verwendet wird,
um die Betätigung des ersten Verbindungsmechanismusses 34 zu
steuern. Alternativ kann die Funktion des Zeitgebers 40,
oder eine verwandte Fähigkeit, in die Steuerung 38 eingebaut
sein, wobei der Sensor 42 direkt mit der Steuerung 38 ge
koppelt ist. Die Steuerung 38 betätigt den zweiten Verbin
dungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 mit den Elek
troden 36 zu koppeln, um eine Niederpegel-Impedanzmessung
der resistiven Last 37 durchzuführen.
Die erste Elektrotherapievorrichtung 30 und die zweite Elek
trotherapievorrichtung 50 umfassen jeweils den zweiten Ver
bindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 während des
Anlegens eines elektrotherapeutischen Signalverlaufs an die
resistive Last 37 von den Elektroden 36 zu trennen. Die
Trennung schützt die Meßvorrichtung 44 vor den hohen Span
nungen, die während des Anlegens des elektrotherapeutischen
Signalverlaufs auf den Elektroden 36 vorliegen. Es ist mög
lich, eine Meßschaltung zu konzipieren, die dem Anlegen die
ser hohen Spannungen widersteht. Wenn eine solche Meßschal
tung bei der ersten Elektrotherapievorrichtung 30 und der
zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 verwendet werden wür
de, wäre der zweite Verbindungsmechanismus 46 nicht notwen
dig.
In Fig. 5 ist ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zur
Verwendung der Hardware, die in Fig. 3 oder in Fig. 4 ge
zeigt ist, um die Energiequelle 32 durch Einstellen des
Energiepegels derselben zu konfigurieren, gezeigt. Zuerst
betätigt in einem Schritt 100 die Steuerung 38 den zweiten
Verbindungsmechanismus, um die Meßvorrichtung 44 mit den
Elektroden 36 zu verbinden. Als nächstes mißt in einem
Schritt 102 die Meßvorrichtung 44 einen Parameter, der sich
auf die Impedanz der Last 37 bezieht. Dann liest die Steue
rung 38 in einem Schritt 104 das Ausgangssignal der Meß
vorrichtung 44. Als nächstes bestimmt in einem Schritt 106
die Steuerung 38 die Niederpegelimpedanz. Schließlich stellt
in einem Schritt 108 die Steuerung 38 basierend auf der Nie
derpegel-Impedanzmessung den Energiepegel der Energiequelle
32 in Vorbereitung auf die Durchführung der Elektrotherapie
ein. Während des Anlegens des elektrotherapeutischen Signal
verlaufs stellt die erste Elektrotherapievorrichtung 30 oder
die zweite Elektrotherapievorrichtung 50 den elektrothera
peutischen Signalverlauf, der dem Patienten geliefert wird,
ansprechend auf einen Parameter, der sich auf die Impedanz
des Patienten bezieht, dynamisch nach.
Falls die Energiequelle einen Kondensator oder eine Konden
satorbank aufweist, steuert die Steuerung 38 die Anfangs
spannung, auf die die Kondensatoren geladen werden. Die
Steuerung 38 könnte einen vordefinierten Satz von Anfangs
ladungsspannungen basierend auf den Impedanzabschätzungen,
die von der Meßvorrichtung 44 erhalten werden, verwenden.
Alternativ könnte die Steuerung 38 die Impedanzabschätzung,
die von der Meßvorrichtung 44 erhalten wird, verwenden, um
eine Anfangsladungsspannung durch Interpolation zu erzeugen.
Ein wesentlicher Vorteil ist das Ergebnis des Durchführens
einer Niederpegelmessung der Impedanz des Patienten vor dem
Anlegen des elektrotherapeutischen Signalverlaufs. Ein Ziel
der Verwendung der dynamischen Signalverlaufssteuerung be
steht darin, die Charakteristika des elektrotherapeutischen
Signalverlaufs basierend auf der Impedanz des Patienten
nachzustellen. Jedoch findet die dynamische Nachstellung des
angelegten Signalverlaufs nach dem Anlegen des elektrothera
peutischen Signalverlaufs statt. Daher kann die Größe des
Stroms, der zu Beginn des Anlegens des elektrotherapeuti
schen Signalverlaufs fließt, abhängig von der Impedanz des
Patienten beträchtlich variieren. Durch die Kombination ei
ner Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel der
Energiequelle 32 einzustellen, und einer dynamischen Signal
verlaufssteuerung wird eine zusätzliche Kompensation von Im
pedanzabweichungen zwischen Patienten erhalten. Das Einstel
len des Energiepegels der Energiequelle 32 (der beispiels
weise die Spannung sein kann, die auf einem Kondensator ge
speichert ist) basierend auf der Niederpegel-Impedanzmessung
reduziert den Bereich, über den die Größe des Spitzenstroms
variiert, wenn sich die Impedanz des Patienten ändert. Das
Verbessern der Anpassung zwischen der Impedanz des Patienten
und des angelegten elektrotherapeutischen Signalverlaufs
verbessert die Effizienz der Elektrotherapie. Wenn der Ener
giepegel der Energiequelle nach dem Anlegen eines elektro
therapeutischen Signalverlaufs mit einem nominellen Ener
giepegel eingestellt werden würde, würde der Vorteil des
Reduzierens des Bereichs, über den der Spitzenstrom va
riiert, während des Anlegens dieses elektrotherapeutischen
Signalverlaufs nicht erhalten.
Die Niederpegel-Impedanzmessung mit der dynamischen Signal
verlaufssteuerung könnte verwendet werden, um Protokolle mit
gesteigerter Energie zu optimieren (Elektrotherapieverfah
ren, die die Energie bei aufeinanderfolgenden Defibrilla
tionsversuchen erhöhen). Das Durchführen einer Niederpegel-
Impedanzmessung, um den Energiepegel der Energiequelle 32
vor dem Anlegen des ersten elektrotherapeutischen Signalver
laufs einzustellen, ermöglicht, daß der elektrotherapeuti
sche Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird, be
ginnend mit dem ersten angelegten elektrotherapeutischen
Signalverlauf besser an die Impedanz des Patienten angepaßt
ist. Durch das Einstellen des Energiepegels der Energiequel
le 32 basierend auf der gemessenen Impedanz des Patienten
existiert die Möglichkeit, eine Defibrillation mit weniger
Energie zu erreichen, als verwendet werden würde, wenn der
Energiepegel der Energiequelle 32 basierend auf einer mitt
leren Patientenimpedanz eingestellt werden würde. Dies wird
erreicht, während sichergestellt wird, daß Patienten mit ho
her Impedanz therapeutisch vorteilhafte Energiepegel empfan
gen.
Alternative Ausführungsbeispiele der ersten Elektrothera
pievorrichtung 30, die in Fig. 3 gezeigt ist, und der zwei
ten Elektrotherapievorrichtung 50, die in Fig. 4 gezeigt
ist, umfassen die Fähigkeit, die Genauigkeit der Niederpe
gel-Impedanzmessung, die vor dem Anlegen jedes elektrothe
rapeutischen Signalverlaufs durchgeführt wird, zu kalibrie
ren. In den Fig. 6A und 6B ist ein grobes Flußdiagramm eines
Verfahrens zum Verwenden der alternativen Ausführungsbei
spiele der ersten Elektrotherapievorrichtung 30 oder der
zweiten Elektrotherapievorrichtung 50, um den Energiepegel
der Energiequelle 32 einzustellen und eine Elektrotherapie
durchzuführen, gezeigt. In einem ersten Schritt 110 betätigt
die Steuerung 38 einen zweiten Verbindungsmechanismus 46, um
die Meßvorrichtung 44 mit Elektroden 36 zu verbinden. Als
nächstes mißt die Meßvorrichtung 44 in einem Schritt 112 ei
nen Parameter, der sich auf die Impedanz der Last 37 be
zieht. Dann liest die Steuerung 38 in einem Schritt 114 das
Ausgangssignal der Meßvorrichtung 44. Als nächstes bestimmt
die Steuerung 38 in einem Schritt 116 die Niederpegelimpe
danz der resistiven Last 37. Danach stellt die Steuerung 38
in einem Schritt 118 basierend auf der Impedanzabschätzung
den Anfangsenergiepegel der Energiequelle 32 in Vorbereitung
auf das Durchführen der Elektrotherapie ein. Als nächstes
betätigt die Steuerung 38 in einem Schritt 120 den zweiten
Verbindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 von den
Elektroden 36 zu trennen. Dann betätigt die Steuerung 38 in
einem Schritt 122 den ersten Verbindungsmechanismus 34, um
die Energiequelle 32 mit den Elektroden 36 zu koppeln. Als
nächstes mißt der Sensor 42 in einem Schritt 124 einen Para
meter, der sich auf die Energie, die durch die Energiequelle
32 geliefert wird, bezieht. Nachfolgend bestimmt die Steue
rung 38 in einem Schritt 126 die Impedanz der resistiven
Last 37 (die den Patienten darstellt) unter Verwendung des
Parameters, der sich auf die Energie, die durch die Energie
quelle 32 geliefert wird, und die Energiepegeleinstellung
der Energiequelle 32 vor dem Anlegen des elektrotherapeuti
schen Signalverlaufs bezieht. In einem Schritt 128 bestimmt
die Steuerung 38 einen Impedanzversatzwert als die Differenz
zwischen der Niederpegel-Impedanz, die in dem Schritt 116
bestimmt wird, und der Impedanz, die in dem Schritt 126 be
stimmt wird. Als nächstes stellt in einem Schritt 130 die
Steuerung 38 die Niederpegelimpedanz unter Verwendung des
Impedanzversatzwerts nach. Schließlich stellt in einem
Schritt 132 die Steuerung 38 nach dem Entkoppeln der Ener
giequelle 32 von den Elektroden 36 den Energiepegel der
Energiequelle 32 basierend auf der nachgestellten Niederpe
gelimpedanz ein.
Die Nachstellung der Niederpegel-Impedanzmessung durch den
Impedanzversatzwert kann als eine Kalibrierung der Niederpe
gel-Impedanzmessung betrachtet werden. Der Impedanzversatz
wert wird für das nächste Anlegen eines elektrotherapeuti
schen Signalverlaufs verwendet, um die Niederpegel-Impedanz
messung, die vor dem Anlegen des elektrotherapeutischen Si
gnalverlaufs durchgeführt wurde, nachzustellen. Der Energie
pegel der Energiequelle 32 wird dann basierend auf der Nie
derpegel-Impedanzmessung, die um den Impedanzversatzwert
nachgestellt wurde, eingestellt. Auf diese Weise wird der
Energiepegel der Energiequelle 32 besser nachgestellt, um an
die Impedanz des Patienten angepaßt zu sein, als es der Fall
wäre, wenn der Energiepegel der Energiequelle 32 basierend
auf der Niederpegel-Impedanzmessung ohne Nachstellung ein
gestellt werden würde. Der Impedanzversatzwert selbst kann
nach dem Anlegen jedes elektrotherapeutischen Signalverlaufs
aktualisiert werden, indem der Unterschied zwischen der
jüngsten Niederpegel-Impedanzmessung und der Impedanzmes
sung, die nach dem Anlegen des elektrotherapeutischen Si
gnalverlaufs durchgeführt wurde, bestimmt wird.
Die Veränderlichkeit zwischen Niederpegel-Impedanzmessungen,
die über eine Zeitperiode durchgeführt werden, liefert eine
Anzeige der Zuverlässigkeit der Niederpegel-Impedanzmessung.
Eine relativ große Änderung der Niederpegel-Impedanzmessung
(in dem Bereich von zumindest 10% bis 20%) zeigt die Wahr
scheinlichkeit von Problemen bei dem Koppeln der Elektrothe
rapievorrichtung mit dem Patienten. Die Probleme, die Nie
derpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen bewirken können, um
fassen Kontaktprobleme zwischen den Elektroden und dem Pa
tienten oder Defekte in den Elektroden. Die Niederpegel-Im
pedanzmessungs-Abweichungen können vor dem Anlegen des er
sten elektrotherapeutischen Signalverlaufs oder zwischen dem
Anlegen von elektrotherapeutischen Signalverläufen erfaßt
werden.
Die Steuerung in der Elektrotherapievorrichtung könnte kon
figuriert sein, um den Benutzer zu informieren, wenn relativ
große Niederpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen erfaßt wur
den, um eine Gelegenheit für den Benutzer zu liefern, eine
empfohlene Korrekturhandlung abzuschließen, und dann mehrere
Niederpegel-Impedanzmessungen durchzuführen, um zu bestim
men, ob das Problem korrigiert wurde. Alternativ könnte die
Elektrotherapievorrichtung mit der Anwendung der Elektrothe
rapie unter Verwendung eines vorher gewählten Energiepegels
oder eines voreingestellten Energiepegels fortfahren, wenn
relativ große Schwankungen der Niederpegel-Impedanzmessung
erfaßt werden. Bei einer noch weiteren Alternative könnte
die Elektrotherapievorrichtung den Benutzer veranlassen, das
Problem zu korrigieren, wobei, wenn der Benutzer nicht er
folgreich ist, die Elektrotherapie unter Verwendung eines
vorher ausgewählten Energiepegels oder eines vorausgewählten
Energiepegels angewendet wird.
Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den
Energiepegel der Energiequelle 32 einzustellen, besitzt ei
nen Vorteil gegenüber einer Messung der Impedanz des Pa
tienten, die primär auf Parametern basiert, die aus dem An
legen eines elektrotherapeutischen Signalverlaufs gemessen
werden, um den Energiepegel einer Energiequelle einzustel
len. Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung er
möglicht, daß der Energiepegel der Energiequelle vor dem
Anlegen des ersten elektrotherapeutischen Signalverlaufs
eingestellt wird, wodurch die angelegte Energie besser an
die Impedanz des Patienten angepaßt wird. Solche Verfahren,
die den Energiepegel basierend auf der Impedanz des Patien
ten einstellen, indem zuerst ein elektrotherapeutischer Si
gnalverlauf angelegt wird, der einem Energiepegel ent
spricht, der für einen Patienten mit einer nominellen Impe
danz optimiert ist, können mehr Energie liefern als für Pa
tienten mit niedriger Impedanz notwendig ist, und weniger
als die optimale Energiemenge für Patienten mit hoher Impe
danz.
Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den
Energiepegel der Energiequelle 32 einzustellen, besitzt fer
ner einen Vorteil gegenüber Elektrotherapieverfahren, die
einen zu dem Patienten seriellen Widerstand variieren, um
den momentanen Signalverlauf, der an den Patienten angelegt
wird, zu steuern. Diese Verfahren stellen allgemein den
Energiepegel der Energiequelle derart ein, daß ausreichend
Energie für Patienten mit hoher Impedanz verfügbar ist. Der
zu dem Patienten serielle Widerstand wird eingestellt, um
einem Patienten mit nomineller Impedanz zu entsprechen. Nach
dem Anlegen des elektrotherapeutischen Signalverlaufs wird
die zu dem Patienten serielle Impedanz eingestellt, um den
Strom auf den gewünschten Pegel einzustellen. Die Verwendung
des Serienwiderstands ist eine relativ ineffiziente Art und.
Weise zum Steuern des Stroms, der zu dem Patienten geliefert
wird. Wenn der Energiepegel der Energiequelle beispielsweise
ausreichend hoch eingestellt wird, um eine optimale Energie
für einen Patienten mit einer Impedanz von 150 Ohm (einem
Patienten mit hoher Impedanz) zu liefern, und eine Elektro
therapie tatsächlich bezüglich eines Patienten mit einer Im
pedanz von 75 Ohm (einem Patienten mit einer nominellen Im
pedanz) durchgeführt wird, dann wird (unter der Annahme, daß
der Serienwiderstand anfänglich für einen Patienten mit ei
ner nominellen Impedanz eingestellt war) näherungsweise die
Hälfte der der Energie Energiequelle in dem Serienwiderstand
verbraucht. Im Gegensatz dazu hat die Verwendung einer
Kleinsignal-Impedanzmessung, um den Energiepegel der Ener
giequelle 32 einzustellen, das Anlegen von therapeutisch
optimaleren Energiepegeln für Patientenimpedanzen im Bereich
von gering bis hoch zur Folge, ohne den verschwendeten Ener
gieverbrauch in Serienwiderständen. Dieses Verhalten ist
aufgrund der begrenzten Energie, die für eine Elektrothera
pie bei tragbaren Elektrotherapievorrichtung verfügbar ist,
besonders wichtig.
In Fig. 7 ist ein vereinfachtes schematisches Diagramm ge
zeigt, das ein erstes Ausführungsbeispiel der ersten Elek
trotherapievorrichtung 30, die durch das Blockdiagramm, das
in Fig. 3 gezeigt ist, dargestellt ist, zeigt. Eine Hoch
spannungs-Leistungsversorgung 200 wird durch die Steuerung
202 konfiguriert, um einen Ladungskondensator 204 durch eine
Sperrdiode 206 zu laden. Der Zielladungspegel des Speicher
kondensators 204 wird durch Steuerung 202 basierend auf der
Niederpegelmessung der Impedanz 208 des Patienten einge
stellt. Die Niederpegelabschätzung der Impedanz 208 des Pa
tienten wird unter Verwendung der Meßvorrichtung durchge
führt. Die Steuerung 202 empfängt das Ausgangssignal von der
Meßvorrichtung 44, um eine Abschätzung der Patientenimpedanz
208 zu erhalten. Unter Verwendung dieser Abschätzung der Pa
tientenimpedanz 208 lädt die Steuerung 202 den Speicherkon
densator 204 entsprechend der Patientenimpedanz 208 auf eine
Anfangsspannung auf. Der Anfangsladungsspannungswert wird
basierend auf der Impedanzabschätzung derart ausgewählt, daß
der Spitzenstrom, der am Anfang der Entladung zu dem Patien
ten geliefert wird, ausreichend groß für eine Defibrillation
ist, jedoch nicht wesentlich jenseits des Pegels liegt, der
für eine Defibrillation benötigt wird.
Während des Ladens des Speicherkondensators 204 durch die
Hochspannungsleistungsversorgung 200 sind Schalter SW1, SW2,
SW3 und SW4 geöffnet, so daß keine Spannung an die Patien
tenimpedanz 208 angelegt ist. Während des Aufladens des
Speicherkondensators 204 ist der Schalter SW5 geschlossen.
Nachdem der Speicherkondensator 204 durch die Hochspannungs
leistungsversorgung auf seine Zielspannung aufgeladen wurde,
beendet die Steuerung 202 ein weiteres Aufladen des Spei
cherkondensators 204 durch die Hochspannungsleistungsversor
gung 200.
Ein zweiphasiger Schalterzeitgeber 210 steuert die Schalter
SW1, SW2, SW3, SW4 und SW5 unter Verwendung jeweiliger
Steuersignale T1, T2, T3, T4 und T5. Ansprechend auf ein Si
gnal von der Steuerung 202 initiiert der zweiphasige Schal
terzeitgeber 210 die Entladung des Speicherkondensators 204
durch die erste Elektrode 212 und die zweite Elektrode 214.
Der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 initiiert die Entla
dung des Speicherkondensators 204 für die erste Phase des
zweiphasigen Pulses durch das Schließen des Schalters SW1
und des Schalters SW4. Wenn der Schalter SW5 vorher durch
den zweiphasigen Schalterzeitgeber 210 geschlossen wurde,
wird durch das Schließen des Schalters SW1 und des Schalters
SW4 die Spannung, die auf dem Speicherkondensator 204 ge
speichert ist, über die Patientenimpedanz 208 angelegt. Ab
hängig von dem verwendeten Elektrotherapieverfahren kann das
Liefern der Erste-Phase-Spannung durch den zweiphasigen
Schalterzeitgeber 210 nach dem Ablauf einer vorbestimmten
Zeitperiode oder nachdem die Spannung über den Speicherkon
densator 204 auf einen vorbestimmten Wert abgefallen ist,
beendet werden. Die Beendigung des Lieferns der ersten Phase
des zweiphasigen Pulses geschieht durch das Öffnen des
Schalters SW5 unter Verwendung des Steuersignals T5 und das
nachfolgende Öffnen des Schalters SW1 und des Schalters SW4
unter Verwendung der Steuersignale T1 bzw. T4.
Die Steuerung 202 verzögert um die Zeitperiode G, die in den
Fig. 10 und 11 gezeigt ist, bevor die zweite Phase des zwei
phasigen Pulses initiiert wird. In Vorbereitung auf die
zweite Phase wird der Schalter SW5 geschlossen. Am Ende der
Zeitperiode G zwischen der ersten und der zweiten Phase
schließt der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 den Schalter
SW2 und den Schalter SW3 unter Verwendung der Steuersignals
T2 bzw. T3. Durch das Schließen des Schalters SW2 und des
Schalters SW3 ist die Polarität der Spannung, die während
der zweiten Phase angelegt wird, entgegengesetzt zu der Po
larität der Spannung, die in der ersten Phase angelegt wird.
Die zweite Phase wird abgeschlossen, wenn der zweiphasige
Schalterzeitgeber 210 den Schalter SW5 öffnet. Der Abschluß
der zweiten Phase kann am Ende einer vorbestimmten Zeitpe
riode oder nachdem die Spannung über den Speicherkondensator
204 auf einen vorbestimmten Wert abgefallen ist, auftreten.
Ein Komparator 216 vergleicht die Spannung über den Spei
cherkondensator 204 mit einem Schwellenwert, um zu bestim
men, wann die Spannung über den Speicherkondensator 204 den
Schwellenwert erreicht. Der Widerstandsteiler, der durch ei
nen ersten Widerstand 218 und einen zweiten Widerstand 220
gebildet ist, skaliert die Spannung, die an den Komparator
216 angelegt wird. Abhängig von dem verwendeten Elektrothe
rapieverfahren kann die Beendigung der ersten Phase nach ei
ner vorbestimmten Zeit durchgeführt werden, oder wenn die
Spannung über den Speicherkondensator 204 den Schwellenwert
erreicht. Die Beendigung der zweiten Phase der zweiphasigen
Pulses erfolgt nach einer vorbestimmten Zeitperiode.
Eine Vielzahl von Komponenten kann verwendet werden, um die
Schalter SW1 bis SW5 zu implementieren. Für das schematische
Diagramm, das in Fig. 7 gezeigt ist, könnte ein Bipolartran
sistor mit isoliertem Gate (IGBT; IGBT = insulated gate bi
polar transistor) als Schalter SW5 verwendet werden, während
Silizium-gesteuerte Gleichrichter als Schalter SW1 bis SW4
verwendet werden könnten. Ein IGBT ist als ein Spannungsge
steuerter elektronischer Schalter wirksam. Für Spannungen,
die an die Basis angelegt werden, die größer als ein Schwel
lenwert sind, kann ein Strom zwischen dem Kollektor und dem
Emitter fließen. Der IGBT wird abgeschaltet, indem die Ba
sisspannung entfernt wird. Im Gegensatz dazu ist ein ge
steuerter Siliziumgleichrichter (SCR; SCR = silicon con
trolled rectifier) ein Lawinenschalter, der durch das Anle
gen eines Triggersignals an einen Steueranschluß einen leit
fähigen Zustand betritt. Bis der Strom durch den SCR Null
erreicht, bleibt der SCR in dem leitfähigen Zustand. Damit
die Schalter SW1 und SW4 oder die Schalter SW2 und SW3 bei
dem Anlegen eines Triggersignals leiten, muß der Schalter
SW5 geschlossen sein. Bei dem schematischen Diagramm, das in
Fig. 7 gezeigt ist, wird der Schalter SW5 geöffnet, um am
Ende entweder der ersten Phase oder der zweiten Phase den
Stromfluß durch entweder die Schalter SW1 und SW4 oder die
Schalter SW2 und SW3 zu unterbrechen.
Durch das Plazieren des Schalters SW5 gemäß der schemati
schen Darstellung von Fig. 7 muß der Schalter SW5 nicht der
maximalen Spannung, die über den Speicherkondensator 204
gespeichert wird, standhalten, wenn alle Schalter SW1 bis
SW5 offen sind. Die Spannung, der der Schalter SW5 standhal
ten muß, wird durch die SCRs und den IGBT geteilt. Wenn der
Schalter SW5 durch den zweiphasigen Schalterzeitgeber 210
geöffnet wird, ist die Spannung, die über dem Schalter SW5
anliegt, sehr nahe an der gesamten Kondensatorspannung. Zu
diesem Zeitpunkt ist jedoch die Spannung über dem Speicher
kondensator 204 beträchtlich abgefallen. Andere Konfigura
tionen von Speicherkondensatoren und Schaltern können ver
wendet werden, um einen zweiphasigen Puls zu dem Patienten
zu liefern. Darüberhinaus könnte die Schaltung, die in Fig.
7 gezeigt ist, verwendet werden, um eine Vielzahl von ande
ren Pulsen als zweiphasigen zu liefern.
Ein Ausführungsbeispiel der Meßvorrichtung 44 ist in dem
vereinfachten schematischen Diagramm, das in Fig. 8 gezeigt
ist, enthalten. Bei diesem Ausführungsbeispiel der Meßvor
richtung 44 ist der Parameter, der sich auf die Patienten
impedanz bezieht, eine Spannung am Ausgang eines Filters. Es
sollte klar sein, daß andere Parameter, beispielsweise ein
Strom, verwendet werden könnten, um die Impedanz des Patien
ten abzuschätzen. Eine Signalquelle 300 liefert ein Recht
ecksignal mit einer Frequenz von näherungsweise 31 kHz und
einer Spitze-Spitze-Amplitude von 5 V. Ein Spannungsteiler,
der aus einem Widerstand 302 und einem Widerstand 304 gebil
det ist, dämpft das Rechtecksignal, das durch die Signal
quelle 300 geliefert wird, so daß an einem Schaltungsknoten
306 eine Spitze-Spitze-Spannung von etwa 25 mV vorliegt. Es
sollte klar sein, daß andere Signalquellen-Frequenzen und
-Amplituden zum Messen des Parameters, der sich auf die Im
pedanz des Patienten bezieht, verwendet werden könnten. Dar
überhinaus könnten andere Werte des Widerstands 302 und des
Widerstands 304 verwendet werden, um die Spannung, die durch
die Signalquelle 300 geliefert wird, zu teilen.
Der Knoten 306 ist mit der Primärseite eines Isoliertrans
formators 308 verbunden. Die Sekundärseite des Isoliertrans
formators 308 ist durch ein zweipoliges Einfach-Umschalt-
Relais 310 mit einer ersten Elektrode 212 und einer zweiten
Elektrode 214 verbunden. Der Isoliertransformator 308 re
flektiert die Patientenimpedanz 208 von seiner Sekundärseite
zu seiner Primärseite. Daher wird der Stromfluß durch die
Primärseite des Isoliertransformators 308 durch die Patien
tenimpedanz 208 beeinflußt. Der Strom, der durch die Pri
märseite des Isoliertransformators 308 fließt, fließt durch
den Widerstand 312 und in die virtuelle Masse an dem inver
tierenden Eingang des Verstärkers 314. Ein Widerstand 316,
der von dem invertierenden Eingang mit dem Ausgang des Ver
stärkers 314 verbunden ist, ein Widerstand 312 und ein Ver
stärker 314 bilden einen invertierenden Verstärker mit einer
Verstärkung, die näherungsweise gleich dem Verhältnis der
Werte der Widerstände 316 und 312 ist.
Der Ausgang des Verstärkers 314 ist mit dem Eingang eines
Bandpaßfilters 318 gekoppelt. Die Mittenfrequenz des Band
paßfilters 318 ist auf die Frequenz der Signalquelle 300
abgestimmt. Das Ausgangssignal des Bandpaßfilters 318 ist
ein Sinussignal, das die Grundfrequenz der Signalquelle 300
aufweist. Die Amplitude des von dem Bandpaßfilter 318 ausge
gebenen Sinussignals ist eine Funktion der Größe der Patien
tenimpedanz 208.
Der Ausgang des Bandpaßfilters 318 ist mit dem Eingang eines
Spitzendetektors 320 verbunden. Der Spitzendetektor 320
speichert den Spitzenwert des Sinussignals, das von dem
Bandpaßfilter 318 ausgegeben wird, auf einen Kondensator
322. Der Spitzendetektor kann unter Verwendung eines her
kömmlichen Verstärkers implementiert sein, der als ein Span
nungsfolger konfiguriert ist, wobei der Ausgang des Span
nungsfolgers mit der Anode einer Schottkydiode verbunden
ist. Die Kathode der Schottkydiode wäre mit dem Kodensator
322 gekoppelt. Die Steuerung 202 umfaßt einen A/D-Wandler,
um die Spannung auf dem Kondensator 322 in einen digitalen
Wert umzuwandeln und einen Niederpegelwert für die Patien
tenimpedanz 208 aus diesem digitalen Wert zu berechnen.
In Fig. 9 ist ein grobes Flußdiagramm eines Verwendungsver
fahrens für die Hardware, die in Fig. 3 gezeigt ist, um den
Signalverlauf, der ansprechend auf Echtzeitmessungen von Si
gnalverlaufparametern durch die Energiequelle 32 an die Last
37 angelegt wird, dynamisch nachzustellen. Das Verfahren,
das in Fig. 9 gezeigt ist, entspricht dem Fall, bei dem die
Energiequelle 32 aus einem Kondensator oder einer Bank von
Kondensatoren gebildet ist. Der erste Schritt des Verfah
rens, das in Fig. 9 gezeigt ist, würde der Messung des Pa
rameters, der sich auf die Impedanz der Last 37, die in Fig.
3 gezeigt ist, bezieht, folgen.
In einem Schritt 400 betätigt die Steuerung 38 den Verbin
dungsmechanismus 34, um den Energiefluß von der Energiequel
le 32 in die Last 37 zu initiieren. Dann bestimmt die Steue
rung 38 in einem Schritt 402, ob die Zeit, die seit der Ini
tiierung des Energieflusses von der Energiequelle 32 in die
Last 37 verstrichen ist, geringer ist als ein vorbestimmter
Schwellenzeitwert. Der vorbestimmte Schwellenzeitwert wird
basierend auf der empirisch bestimmten minimalen Zeitperiode
ausgewählt, die zur Lieferung einer wirksamen ersten Phase
des elektrotherapeutischen Signalverlaufs erforderlich ist.
Wenn die verstrichene Zeit geringer ist als der Schwellen
zeitwert bestimmt die Steuerung 38 in einem Schritt 404, ob
die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird,
kleiner oder gleich einem Schwellenspannungswert ist. Der
vorbestimmte Schwellenspannungswert wird basierend auf der
empirisch bestimmten minimalen gelieferten Energie ausge
wählt, die zum Liefern einer wirksamen ersten Phase des
elektrotherapeutischen Signalverlaufs erforderlich ist. Wenn
die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird,
nicht kleiner oder gleich dem Schwellenspannungswert ist,
springt die Steuerung 38 zu dem Schritt 420 zurück, in dem
dieselbe bestimmt, ob die verstrichene Zeit geringer ist als
der vorbestimmte Schwellenzeitwert.
Wenn die Steuerung 38 bestimmt, daß die verstrichene Zeit
größer ist als der vorbestimmte Schwellenzeitwert, bestimmt
die Steuerung 38 in einem Schritt 406, ob die Spannung, die
durch die Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder
gleich dem vorbestimmten Schwellenspannungswert ist. Wenn
die Spannung nicht kleiner ist als der vorbestimmte Schwel
lenspannungswert, fährt die Steuerung 38 fort, zu bestimmen,
ob die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert
wird, kleiner oder gleich dem vorbestimmten Schwellenspan
nungswert ist.
Wenn einer der Schritte des Bestimmens, ob die Spannung, die
durch die Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder
gleich dem vorbestimmten Schwellenspannungswert ist, be
stimmt, daß dies der Fall ist, beendet die Steuerung 38 in
einem Schritt 408 das Entladen der Energiequelle 32, um die
erste Phase des zweiphasigen Pulses abzuschließen. Als näch
stes wartet die Steuerung 38 in einem Schritt 410 um das
vorbestimmte Zeitintervall G zwischen der ersten und der
zweiten Phase des zweiphasigen Pulses. Dann schaltet in ei
nem Schritt 412 der Verbindungsmechanismus 34 die Polarität
der durch die Energiequelle 32 an die Last 37 angelegten
Spannung. Als nächstes initiiert die Steuerung 38 in einem
Schritt 414 die Entladung der zweiten Phase des zweiphasigen
Pulses für ein vorbestimmtes Zeitintervall F. Am Ende des
vorbestimmten Zeitintervalls F beendet schließlich die
Steuerung 38 das Entladen der Energiequelle 32, indem die
Energiequelle 32 unter Verwendung des Verbindungsmechanis
musses 34 von den Elektroden 36 getrennt wird. Zusätzliche
Einzelheiten bezüglich des ersten Ausführungsbeispiels der
ersten Elektrotherapievorrichtung sind in dem US-Patent
5,593,427, das hiermit durch Bezugnahme aufgenommen wird, zu
finden.
Für Patienten mit einer hohen Impedanz erzeugt das Verfah
ren, das in Fig. 9 gezeigt ist, den Signalverlaufstyp, der
in Fig. 10 gezeigt ist. Bei dem Signalverlauf in Fig. 10 ist
die Zeitperiode E der ersten Phase des zweiphasigen Pulses
über einen vorbestimmten Schwellenzeitwert hinaus verlän
gert, so daß sich die Energiequelle 32 auf den vorbestimmten
Schwellenspannungswert entlädt, bevor die erste Phase abge
schlossen wird. Für Patienten mit einer geringen Impedanz
erzeugt das Verfahren, das in Fig. 9 gezeigt ist, den Si
gnalverlaufstyp, der in Fig. 11 gezeigt ist. Bei dem Signal
verlauf in Fig. 11 wird die erste Phase des zweiphasigen
Pulses abgeschlossen, bevor der vorbestimmte Schwellenzeit
wert erreicht wird, wenn der vorbestimmte Schwellenspan
nungswert während der Entladung der Energiequelle 32 er
reicht wird. Daher stellt das Verfahren, das in Fig. 9 ge
zeigt ist, den Signalverlauf, der durch die Energiequelle 32
an den Patienten angelegt wird, ansprechend auf die Patien
tenimpedanz, die durch die Steuerung 38 erfaßt wird, dyna
misch nach.
In Fig. 12 ist ein vereinfachtes schematisches Diagramm ge
zeigt, das ein erstes Ausführungsbeispiel einer zweiten
Elektrotherapievorrichtung 50, die durch das Blockdiagramm,
das in Fig. 4 gezeigt ist, dargestellt ist, zeigt. Gemäß
Fig. 12 ist die Energiequelle ein Kondensator 500 mit einem
Kapazitätswert zwischen 60 und 150 Mikrofarad, mit einem op
timalen Kapazitätswert von 100 Mikrofarad. Das erste Ausfüh
rungsbeispiel umfaßt ferner einen Aufladungsmechanismus,
beispielsweise eine Hochspannungs-Leistungsversorgung 501,
zum Aufladen des Kondensators 500 auf eine Anfangsspannung.
Eine Steuerung 502 steuert den Betrieb der Elektrotherapie
vorrichtung 50, um automatisch ansprechend auf erfaßte
Rhythmusstörungen oder manuell ansprechend auf einen mensch
lichen Bediener einen elektrotherapeutischen Signalverlauf
durch Elektroden 506 zu der Patientenimpedanz 504 zu lie
fern.
Schalter 508 und 510 isolieren den Patienten von der Defi
brillationsschaltung bis zum Anlegen eines zweiphasigen Pul
ses. Schalter 508 und 510 können eine beliebige geeignete
Art von Trenngliedern sein, beispielsweise mechanische Re
lais, Halbleiterelemente, Funkenstrecken oder andere Gas
entladungselemente. Bei dem ersten Ausführungsbeispiel der
zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 umfaßt der erste Ver
bindungsmechanismus 34 vier Schalter 512, 514, 516 und 518,
die durch die Steuerung 502 betrieben werden, um einen elek
trotherapeutischen Signalverlauf von dem Kondensator 500 zu
Patienten zu liefern.
Das erste Ausführungsbeispiel der zweiten Elektrotherapie
vorrichtung 500 kann ferner eine optionale Strombegren
zungsschaltung umfassen, die einen Widerstand 520 und einen
Schalter 522 aufweist, um einen zusätzlichen Schutz für die
Schaltungskomponenten und den Bediener zu liefern. Bei der
Beschreibung des Betriebs des ersten Ausführungsbeispiels
der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 sind vor der Ent
ladung des Kondensators 500 alle Schalter offen. Es sollte
jedoch klar sein, daß es nicht notwendig ist, daß alle
Schalter in der offenen Stellung beginnen. Beispielsweise
könnten bestimmte Schalter in der geschlossenen Stellung be
ginnen, wobei die Sequenz des Öffnens der Schalter entspre
chend modifiziert wäre.
Vor dem Aufladen des Kondensators 500 durch die Hochspan
nungs-Leistungsversorgung 501 führt die Meßvorrichtung 44
eine Niederpegelmessung der Patientenimpedanz 504 durch. Der
zweite Verbindungsmechanismus 46 verbindet die Meßvorrich
tung 44 mit Elektroden 506, um die Impedanzabschätzung
durchzuführen. Wenn die Impedanzabschätzung abgeschlossen
ist, steuert die Steuerung 502 den zweiten Verbindungsme
chanismus 46, um die Meßvorrichtung von den Elektroden 506
zu trennen. Die Messung des Parameters, der sich auf die Pa
tientenimpedanz bezieht, dient als eine Abschätzung für die
Impedanz, die dem Kondensator 500 durch die Patientenimpe
danz 504 geboten wird. Der Ausgang der Meßvorrichtung 44 ist
mit der Steuerung 502 gekoppelt. Unter Verwendung dieser Ab
schätzung der Patientenimpedanz 504 steuert die Steuerung
502 die Hochspannungs-Leistungsversorgung 501, um den Kon
densator 500 entsprechend der Patientenimpedanz 504 auf eine
Anfangsspannung aufzuladen. Der Anfangsladungsspannungswert
wird basierend auf der Impedanzabschätzung derart ausge
wählt, daß der Spitzenstrom, der am Beginn der Entladung zu
dem Patienten geliefert wird, ausreichend groß für eine De
fibrillation ist, jedoch nicht beträchtlich jenseits des Pe
gels liegt, der für eine Defibrillation benötigt wird.
Ansprechend darauf, daß ein Signalverlauf-Analysator 523
einen Bedarf nach einem elektrotherapeutischen Signalverlauf
anzeigt, schließt die Steuerung 502 zuerst die Schalter 508
und 510, dann den Schalter 518 und dann den Schalter 514, um
das Liefern des elektrotherapeutischen Signalverlauf zu dem
Patienten zu initiieren. Ein Sensor 524 überwacht den Strom,
der durch den Kondensator 500 geliefert wird. Wenn der Spit
zenstrom unterhalb einer Schaltungssicherheitsschwelle ist,
wird der Schalter 522 geschlossen, um den Widerstand 520 aus
der Schaltung zu nehmen. Spitzenstromwerte oberhalb der
Schwelle könnten einen Kurzschlußzustand anzeigen.
Die Dauer der ersten und der zweiten Phase des zweiphasigen
Pulses werden durch das Messen eines Patienten-abhängigen
elektrischen Parameters bestimmt. Wie nachfolgend detail
lierter beschrieben wird, ist der gemessene Parameter bei
dem bevorzugten Ausführungsbeispiel die Zeit, die benötigt
wird, damit eine vorbestimmte Ladungsmenge durch die Ener
giequelle zu dem Patienten geliefert wird. Die Ladungssteue
rung kann eine bessere Rauschfestigkeit liefern als andere
Signalverlaufs-Überwachungsverfahren, beispielsweise eine
Spannungs- oder Strom-Überwachung. Das erste Ausführungsbei
spiel der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 verwendet
einen Integrator 526, um ein Maß der Ladung, die zu dem Pa
tienten geliefert wird, zu der Steuerung 502 zu liefern. Die
Steuerung 502 stellt die Dauer der ersten und der zweiten
Phase (wodurch die Signalverlaufsform gesteuert wird) ba
sierend auf Ladungsmessungen, die durch den Integrator 526
geliefert werden, ein. Es sollte klar sein, daß andere Pa
rameter überwacht werden können, um die Länge der ersten und
der zweiten Phase zu steuern. Beispielsweise kann die Mes
sung der Spannungs- oder Strom-Amplitude verwendet werden,
um die Länge der ersten und der zweiten Phase zu steuern.
Am Ende der ersten Phase des Signalverlaufs öffnet die
Steuerung den Schalter 518, um das Liefern des elektrothe
rapeutischen Signalverlaufs zu beenden. Der Schalter 522
kann ebenfalls zu einem beliebigen Zeitpunkt nach dem Zeit
punkt, zu dem der Schalter 518 geöffnet wird, geöffnet wer
den. Die Steuerung 502 öffnet ebenso den Schalter 514. Nach
dem Verstreichen einer kurzen Zwischenphasenperiode schließt
die Steuerung 502 die Schalter 512 und 516, um das Liefern
der zweiten Phase des Signalverlaufs zu initiieren. Die Dau
er der zweiten Phase könnte durch die Dauer der ersten Phase
bestimmt werden. Jedoch existieren andere Möglichkeiten, auf
die die Dauer der zweiten Phase bestimmt werden kann. Bei
spielsweise könnte die Dauer der zweiten Phase auf eine vor
bestimmte Zeit eingestellt werden. Am Ende der zweiten Phase
öffnet die Steuerung 502 den Schalter 512, um das Liefern
des elektrotherapeutischen Signalverlaufs zu beenden. Die
Schalter 516, 508 und 510 werden nach dem Öffnen des Schal
ters 512 geöffnet.
Es folgt nun eine Beschreibung einer spezifischen Implemen
tierung des ersten Ausführungsbeispiels der zweiten Elektro
therapievorrichtung 50. Bei diesem Beispiel sind die Schal
ter 508 und 510 als ein mechanisches zweipoliges Zweifach-
Umschalt-Relais implementiert. Die Schalter 514 und 516 sind
jeweils als ein Paar von seriellen SCR implementiert, um die
Spannungssperranforderungen mit gegenwärtig verfügbaren Kom
ponenten zu erfüllen. Der Schalter 518 ist als zwei serielle
Bipolartransistoren mit isoliertem Gate ("IGBTs") implemen
tiert, wiederum um die Spannungssperranforderungen zu erfül
len.
Die Funktionen der Schalter 522 und 518 sind unter Verwen
dung von drei seriell verbundenen IGBTs implementiert, um
die Spannungssperranforderungen zu erfüllen. Der IGBT, der
zwischen die zwei anderen IGBTs geschaltet ist, wird sowohl
durch den Schalter 522 als auch den Schalter 518 verwendet.
Der mittlere IGBT ist zu der gleichen Zeit eingeschaltet, zu
der der Schalter 522 eingeschaltet ist, und ist zu der glei
chen Zeit ausgeschaltet, zu der der Schalter 518 ausgeschal
tet ist. Durch die Verwendung von drei IGBTs, um die Funk
tionen der Schalter 522 und 518 zu implementieren, ist der
Widerstand 520 in zwei Widerstände aufgeteilt, um die Span
nung gleichmäßig über zwei der IGBTs zu verteilen.
Der Sensor 524 kann verwendet werden, um Strominformationen
zu der Steuerung 502 zu senden, um einen Kurzschluß zwischen
Elektroden 506 oder einen Zustand, bei dem eine oder beide
Elektroden 506 nicht mit dem Patienten verbunden sind, zu
erfassen. Der Sensor 524 und der Integrator 526 können je
weils unter Verwendung eines Operationsverstärkers, der zum
Erfassen von Ladungsgrenzen bzw. Stromgrenzen einen Schwel
lenkomparator speist, implementiert sein. Der Integrator 526
könnte einen Schalter zum Zurücksetzen desselben in seinen
Anfangszustand vor der Initiierung eines elektrotherapeuti
schen Signalverlaufs umfassen.
Ein Komparator, der in dem Integrator 526 enthalten ist,
überwacht die Ladung, die zu dem Patienten geliefert wird,
und sendet ein Signal zu der Steuerung 502, wenn die Ladung
0,06182 Coulombs (was als "Qt" bezeichnet wird) erreicht.
Die Zeit, die erforderlich ist, um diese Ladung ("t(Qt)") zu
erreichen, wird unter Verwendung eines Aufwärts/Abwärts-Zäh
lers, der eine skalierte Referenzfrequenz abwärts zählt,
durch die Steuerung 502 überwacht. Ein Element des Frequenz
skalierers ist ein wählbarer 2 : 3-Vorskalierer. Der Zeitgeber
528 umfaßt den Aufwärts/Abwärts-Zähler, den 2 : 3-Vorskalierer
und die Frequenzquelle zum Liefern der Zeitgebungsinforma
tionen, die durch die Steuerung verwendet werden, um die
Entladung des Kondensators 500 zu steuern. Der Vorskalierer
ist während der ersten Phase auf drei eingestellt. Bei die
sem Beispiel sind elf Zeitschwellen in der Steuerung gespei
chert, was die erste Phasendauer ("t(ø1)") basierend auf der
Zeit, die erforderlich ist, um Qt zu erreichen, bestimmt. An
jeder Zeitschwelle wird ein neuer Wert von t(ø1) geladen,
bis Qt erreicht wird. Wenn Qt nicht innerhalb von 6,35 mS
erreicht wird, wird t(ø1) auf 12 mS eingestellt. Der Zähler
läuft während der Lieferung der gesamten ersten Phase mit
der skalierten Abwärtsfrequenz. Einige exemplarische Werte
für Qt-Schwellen und t(ø1) sind in Tabelle I gezeigt.
Bei diesem Beispiel ist die Zwischenphasenverzögerung auf
300 µS eingestellt. Bei 0 µS (dem Anfang der Verzögerung
zwischen der ersten und der zweiten Phase) werden die Er
ste-Phase-IGBTs geöffnet, was die erste Phase abschließt.
Bei 250 µS werden die Zweite-Phase-IGBTs geschlossen. Bei
300 µS werden die Zweite-Phase-SCRs geschlossen, was die
zweite Phase initiiert.
Bei diesem Beispiel wird die Zweite-Phase-Zeitgebung durch
die Erste-Phase-Zeitgebung bestimmt. Speziell wird der Zähl
wert, der während Phase 1 akkumuliert wird (2,3 mS bis 12 mS)
verwendet, um die Dauer der zweiten Phase zu steuern.
Während der zweiten Phase wird der Zähler, der während der
ersten Phase hochgezählt wurde, auf 0 heruntergezählt, wobei
zu diesem Zeitpunkt die zweite Phase beendet wird. Die tat
sächliche Dauer der zweiten Phase hängt von der skalierten
Abwärtsfrequenz ab, die verwendet wird, um den Zähler her
unterzuzählen. Wenn die erste Phase t(Qt) kleiner als 3,07 mS
war, wird der Referenztakt-Vorskalierer auf drei einge
stellt, um eine Dauer der zweiten Phase zu ergeben, die
gleich der Dauer der ersten Phase ist. Wenn t(Qt) größer
oder gleich 3,07 mS ist, wird der Vorskalierer auf zwei ein
gestellt, was eine Dauer der zweiten Phase ergibt, die 2/3
der Dauer der ersten Phase beträgt.
Eine Alternative zu der Messung der Ladungslieferung, um die
Länge der ersten Phase des zweiphasigen Pulses zu bestimmen,
ist die Messung der Spannung, die auf dem Kondensator 500
bleibt. Bei dieser Implementierung wird eine Schaltung, bei
spielsweise ein Spannungsteiler, der mit einem Pufferver
stärker verbunden ist, verwendet, um die Spannung auf dem
Kondensator 500 zu überwachen. Der Ausgang des Pufferver
stärkers ist mit einem Komparator verbunden. Wenn der Kompa
rator einen Spannungspegel an dem Ausgang des Pufferverstär
kers erfaßt, der einem Spannungsabfall auf dem Kondensator
500 von 1000 V entspricht, wird ein Signal zu der Steuerung
502 gesendet. Abhängig von dem Zeitpunkt (Vt), zu dem die
Spannung auf dem Kondensator 500 1000 V erreicht, wird die
Dauer der ersten Phase des zweiphasigen Pulses variiert. Wie
bei dem Ladungssteuerausführungsbeispiel wird die Zeit, die
erforderlich ist, um diese Spannung zu erreichen, unter Ver
wendung eines Aufwärts/Abwärts-Zählers, der eine skalierte
Abwärtsgrenzfrequenz zählt, überwacht. Die Dauer der ersten
Phase (t(ø1)) basiert auf der Zeit, die erforderlich ist, um
Vt zu erreichen. Das Verfahren, um t(ø1) geeignet auszuwäh
len, ist identisch zu dem des Ladungssteuerausführungsbei
spiels. Wenn Vt nicht innerhalb von 6,18 mS erreicht wird,
wird t(ø1) auf 12 mS eingestellt. Tabelle II zeigt die
t(Vt)-Schwellen und deren zugeordnete Längen der ersten Pha
se (t(ø1)). Die Zwischenphasenverzögerung und das Bestimmen
der Zeitgebung der zweiten Phase sind absolut gleichartig zu
dem Ladungssteuerverfahren.
Claims (34)
1. Verfahren zum Anwenden einer Elektrotherapie bezüglich
eines Patienten (37; 208; 504), bei einer Elektrothera
pievorrichtung (30; 50), die eine Energiequelle (32;
200, 204; 500, 501) aufweist, mit folgenden Schritten:
Messen (102; 112) eines ersten Parameters, der sich auf eine Impedanz des Patienten (37; 208; 504) bezieht;
Konfigurieren (108; 118) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem ersten Parameter;
Koppeln (122) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit dem Patienten (37; 208; 504);
Messen (124) eines dritten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) zu dem Patienten (37; 208; 504) gelie fert wird; und
Entkoppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von dem Patienten (37; 208; 504) basierend auf dem dritten Parameter.
Messen (102; 112) eines ersten Parameters, der sich auf eine Impedanz des Patienten (37; 208; 504) bezieht;
Konfigurieren (108; 118) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem ersten Parameter;
Koppeln (122) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit dem Patienten (37; 208; 504);
Messen (124) eines dritten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) zu dem Patienten (37; 208; 504) gelie fert wird; und
Entkoppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von dem Patienten (37; 208; 504) basierend auf dem dritten Parameter.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Elektrotherapie
vorrichtung (30; 50) folgende Merkmale aufweist: eine
erste Verbindungseinrichtung (34), die zwischen die
Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) und eine erste
Elektrode (36; 212; 506) und eine zweite Elektrode (36;
214; 506), die mit dem Patienten (37; 208; 504) gekop
pelt sind, gekoppelt ist; eine Meßvorrichtung (44), die
für eine Koppelung zu der ersten Elektrode (36; 212;
506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) konfigu
riert ist; und eine Steuerung (38; 202; 502), die mit
der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501), der ersten
Verbindungseinrichtung (34), der Meßvorrichtung (44)
und einem Sensor (42; 216; 524, 526) gekoppelt ist, bei
dem:
das Messen (102; 112) des ersten Parameters die Verwen dung der Meßvorrichtung (44) umfaßt;
das Konfigurieren (108; 118) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) das Einstellen eines zweiten Para meters unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, wobei der zweite Parameter auf dem ersten Para meter basiert und sich auf die Energie, die durch die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) gespeichert wird, bezieht;
das Koppeln (122) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit dem Patienten (37; 208; 504) das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214, 506) zu koppeln;
das Messen (124) des dritten Parameters die Verwendung des Sensors (42; 216; 524, 526) umfaßt; und
das Entkoppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von dem Patienten (37; 208; 504) das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) ba sierend auf dem dritten Parameter zu entkoppeln.
das Messen (102; 112) des ersten Parameters die Verwen dung der Meßvorrichtung (44) umfaßt;
das Konfigurieren (108; 118) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) das Einstellen eines zweiten Para meters unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, wobei der zweite Parameter auf dem ersten Para meter basiert und sich auf die Energie, die durch die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) gespeichert wird, bezieht;
das Koppeln (122) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit dem Patienten (37; 208; 504) das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214, 506) zu koppeln;
das Messen (124) des dritten Parameters die Verwendung des Sensors (42; 216; 524, 526) umfaßt; und
das Entkoppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von dem Patienten (37; 208; 504) das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) ba sierend auf dem dritten Parameter zu entkoppeln.
3. Verfahren nach Anspruch 2, das ferner folgende Schritte
aufweist:
Messen (102; 112) des ersten Parameters unter Verwen dung der Meßvorrichtung (44), wobei das Messen (102; 112) des ersten Parameters nach dem Betätigen der er sten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) stattfindet, um die Energie quelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektro de (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu entkoppeln;
Bestimmen (126) einer ersten Patientenimpedanz basie rend auf dem dritten Parameter; und
Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf dem ersten Parameter und der ersten Patientenimpedanz.
Messen (102; 112) des ersten Parameters unter Verwen dung der Meßvorrichtung (44), wobei das Messen (102; 112) des ersten Parameters nach dem Betätigen der er sten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) stattfindet, um die Energie quelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektro de (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu entkoppeln;
Bestimmen (126) einer ersten Patientenimpedanz basie rend auf dem dritten Parameter; und
Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf dem ersten Parameter und der ersten Patientenimpedanz.
4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem das Einstellen (132)
des zweiten Parameters basierend auf dem ersten Para
meter und der ersten Patientenimpedanz das Bestimmen
(116) einer zweiten Patientenimpedanz basierend auf dem
ersten Parameter, das Bestimmen (128) einer Differenz
zwischen der ersten Patientenimpedanz und der zweiten
Patientenimpedanz, und das Einstellen (132) des zweiten
Parameters basierend auf der Differenz und der zweiten
Patientenimpedanz umfaßt.
5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem das Messen (102;
112) des ersten Parameters unter Verwendung der Meßvor
richtung (44) das Anlegen eines Signalverlaufs mit ei
ner unzureichenden Energie für eine Elektrotherapie an
den Patienten (37; 208; 504) durch die erste Elektrode
(36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506)
umfaßt.
6. Verfahren nach Anspruch 5, bei dem das Einstellen (132)
des zweiten Parameters basierend auf der Differenz und
der zweiten Patientenimpedanz das Einstellen (132) des
zweiten Parameters basierend auf der Summe der zweiten
Patientenimpedanz und der Differenz umfaßt.
7. Verfahren nach Anspruch 2, das ferner folgende Schritte
aufweist:
Klassifizieren des ersten Parameters in einen einer Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen, wobei jeder der vorbestimmten Bereiche einem einer Mehrzahl von Werten entspricht, wobei das Einstellen (132) des zweiten Pa rameters das Einstellen des zweiten Parameters auf ei nen der Werte, der einem der vorbestimmten Bereiche entspricht, in dem das Klassifizieren den ersten Para meter plazierte, und wobei das Klassifizieren des er sten Parameters nach dem Messen des ersten Parameters und vor dem Einstellen des zweiten Parameters stattfin det.
Klassifizieren des ersten Parameters in einen einer Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen, wobei jeder der vorbestimmten Bereiche einem einer Mehrzahl von Werten entspricht, wobei das Einstellen (132) des zweiten Pa rameters das Einstellen des zweiten Parameters auf ei nen der Werte, der einem der vorbestimmten Bereiche entspricht, in dem das Klassifizieren den ersten Para meter plazierte, und wobei das Klassifizieren des er sten Parameters nach dem Messen des ersten Parameters und vor dem Einstellen des zweiten Parameters stattfin det.
8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem der zweite Parameter
eine Spannung umfaßt, die auf einem Kondensator (32;
200, 204; 500, 501) gespeichert ist, wobei der Konden
sator in der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501)
enthalten ist.
9. Verfahren nach Anspruch 8, das ferner den Schritt des
Bestimmens eines ersten Zeitintervalls basierend auf
dem dritten Parameter aufweist, wobei das Bestimmen des
ersten Zeitintervalls nach dem Messen des dritten Para
meters und vor dem Betätigen der ersten Verbindungsein
richtung (34), um die Energiequelle (32; 200, 204; 500,
501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der
zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu entkoppeln, statt
findet.
10. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der dritte Parameter
einen Strom, der in den Patienten (37; 208; 504)
fließt, umfaßt.
11. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der dritte Parameter
eine Spannung auf dem Kondensator (32; 204; 500) um
faßt.
12. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der dritte Parameter
eine Ladung, die zu dem Patienten (37; 208; 504) gelie
fert wird, umfaßt.
13. Verfahren nach Anspruch 12, bei dem:
das erste Zeitintervall eine Zeit umfaßt, die erforder lich ist, um eine vorbestimmte Ladungsmenge zu dem Pa tienten (37; 208; 504) zu liefern; und
das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34), um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elek trode (36; 214; 506) zu entkoppeln, das Bestimmen eines zweiten Zeitintervalls umfaßt, indem das erste Zeitin tervall in eines einer Mehrzahl von vorbestimmten Zeit intervallen klassifiziert wird, indem einer einer Mehr zahl von Zeitwerten, die den vorbestimmten Zeitinter vallen entsprechen, ausgewählt wird, um eine Zeitdauer von dem Koppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu dem Entkoppeln der Energiequelle von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einzustellen.
das erste Zeitintervall eine Zeit umfaßt, die erforder lich ist, um eine vorbestimmte Ladungsmenge zu dem Pa tienten (37; 208; 504) zu liefern; und
das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34), um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elek trode (36; 214; 506) zu entkoppeln, das Bestimmen eines zweiten Zeitintervalls umfaßt, indem das erste Zeitin tervall in eines einer Mehrzahl von vorbestimmten Zeit intervallen klassifiziert wird, indem einer einer Mehr zahl von Zeitwerten, die den vorbestimmten Zeitinter vallen entsprechen, ausgewählt wird, um eine Zeitdauer von dem Koppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu dem Entkoppeln der Energiequelle von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einzustellen.
14. Verfahren nach Anspruch 13, bei dem die Meßvorrichtung
(44) eine zweite Verbindungseinrichtung zum Koppeln
bzw. Entkoppeln des Meßvorrichtung (44) mit bzw. von
der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten
Elektrode (36; 214; 506) aufweist.
15. Verfahren gemäß Anspruch 14, bei dem der erste Parame
ter eine Spannung umfaßt.
16. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) zum Durchführen ei
ner Elektrotherapie bezüglich eines Patienten (37; 208;
504) durch eine erste Elektrode (36; 212; 506) und eine
zweite Elektrode (36; 214; 506), mit folgenden Merkma
len:
einer Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501), um Ener gie durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode zu dem Patienten zu liefern;
einem Sensor (42; 216; 524, 526), der konfiguriert ist, um einen ersten Parameter, der sich auf die Energie, die zu dem Patienten (37; 208; 504) geliefert wird, be zieht, zu messen;
einer ersten Verbindungseinrichtung (34), die konfi guriert ist, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu koppeln bzw. von denselben zu entkoppeln;
einer Meßvorrichtung (44), die konfiguriert ist, um ei nen zweiten Parameter, der sich mit einer Impedanz des Patienten ändert, durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) zu messen; und
einer Steuerung (38; 202; 502), die mit der ersten Ver bindungseinrichtung (34) und der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter von dem Sensor (42; 216; 524, 526) zu empfangen, wobei die Steuerung (38; 202; 502) konfiguriert ist, um die erste Verbindungseinrichtung (34) zu betätigen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu koppeln, und konfiguriert ist, um die erste Verbindungseinrichtung (34) zu betätigen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem ersten Parameter von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elek trode (36; 214; 506) zu entkoppeln, und wobei die Steuerung (38; 202; 502) angeordnet ist, um den zweiten Parameter von der Meßvorrichtung (44) zu empfangen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem zweiten Parameter zu konfigurieren.
einer Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501), um Ener gie durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode zu dem Patienten zu liefern;
einem Sensor (42; 216; 524, 526), der konfiguriert ist, um einen ersten Parameter, der sich auf die Energie, die zu dem Patienten (37; 208; 504) geliefert wird, be zieht, zu messen;
einer ersten Verbindungseinrichtung (34), die konfi guriert ist, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu koppeln bzw. von denselben zu entkoppeln;
einer Meßvorrichtung (44), die konfiguriert ist, um ei nen zweiten Parameter, der sich mit einer Impedanz des Patienten ändert, durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) zu messen; und
einer Steuerung (38; 202; 502), die mit der ersten Ver bindungseinrichtung (34) und der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter von dem Sensor (42; 216; 524, 526) zu empfangen, wobei die Steuerung (38; 202; 502) konfiguriert ist, um die erste Verbindungseinrichtung (34) zu betätigen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu koppeln, und konfiguriert ist, um die erste Verbindungseinrichtung (34) zu betätigen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem ersten Parameter von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elek trode (36; 214; 506) zu entkoppeln, und wobei die Steuerung (38; 202; 502) angeordnet ist, um den zweiten Parameter von der Meßvorrichtung (44) zu empfangen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem zweiten Parameter zu konfigurieren.
17. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 16,
bei der die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) eine
Leistungsversorgung (200; 501) und einen Kondensator
(204; 500) aufweist, wobei die Leistungsversorgung zum
Aufladen des Kondensators dient.
18. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 17,
bei der der zweite Parameter eine Ausgangsspannung von
der Meßvorrichtung (44) umfaßt; und
bei der die Meßvorrichtung (44) eine Konfiguration auf
weist, um eine Messung des zweiten Parameters durch die
erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode
(36; 214; 506) durchzuführen.
19. Elektrotherapievorrichtung nach Anspruch 18, bei der
die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration auf
weist, um eine erste Patientenimpedanz basierend auf
dem ersten Parameter zu bestimmen, um eine zweite Pa
tientenimpedanz basierend auf dem zweiten Parameter zu
bestimmen, um eine Differenz zwischen der ersten Pa
tientenimpedanz und der zweiten Patientenimpedanz zu
bestimmen, und um die Energiequelle (32; 200, 204; 500,
501) basierend auf der Differenz und der zweiten Pa
tientenimpedanz zu konfigurieren.
20. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 19,
bei der die Meßvorrichtung (44) eine Konfiguration auf
weist, um eine Messung des zweiten Parameters durch das
Anlegen eines Signalverlaufs, der eine unzureichende
Energie für eine Elektrotherapie besitzt, an den Pa
tienten durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und
die zweite Elektrode (36; 214; 506) durchzuführen.
21. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 20,
bei der die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration
aufweist, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501)
basierend auf der Summe der zweiten Patientenimpedanz
und der Differenz zu konfigurieren.
22. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 18,
bei der die Leistungsversorgung (32; 200, 204; 500,
501) eine Konfiguration aufweist, um den Kondensator
(204; 500) basierend auf der Ausgangsspannung von der
Meßvorrichtung (44) auf eine einer Mehrzahl von vorbe
stimmten Spannungen aufzuladen.
23. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 18,
bei der die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration
aufweist, um eine Interpolation unter Verwendung der
Ausgangsspannung von der Meßvorrichtung (44) durchzu
führen, um eine Ladungsspannung zum Aufladen des Kon
densators (204; 500) mit der Leistungsversorgung (200;
501) zu bestimmen.
24. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 23,
bei der die Meßvorrichtung (44) eine zweite Verbin
dungseinrichtung (46) zum Koppeln der Meßvorrichtung
(44) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der
zweiten Elektrode (36; 214; 506) bzw. zum Entkoppeln
von denselben aufweist.
25. Defibrillator (30; 50) zum Liefern eines mehrphasigen
Signalverlaufs durch eine erste Elektrode (36; 212;
506) und eine zweite Elektrode (36; 214; 506) zu einem
Patienten (37; 208; 504) für eine Defibrillation, mit
folgenden Merkmalen:
einem Kondensator (204; 500) zum Speichern einer Ladung zur Lieferung zu dem Patienten (37; 208; 504) durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode, wobei der Kondensator (204; 500) einen ersten Anschluß und einen zweiten Anschluß aufweist;
einer Leistungsversorgung (200; 501) zum Laden des Kon densators (204; 500);
einer ersten Verbindungseinrichtung (34), die zwischen den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kon densators (204; 500) und die erste Elektrode und die zweite Elektrode gekoppelt ist, um zu ermöglichen, daß der erste Anschluß des Kondensators (204; 500) mit ent weder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt und von derselben entkoppelt wird, und um er möglichen, daß der zweite Anschluß des Kondensators (204; 500) mit entweder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt und von derselben entkop pelt wird; und
einem Sensor (42; 216; 524, 526) zum Messen eines er sten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch den Kondensator (204; 500) geliefert wird;
einer Schaltung (44), zum Messen eines zweiten Parame ters, der mit der Patientenimpedanz variiert, wobei die Schaltung (44) zum Messen des zweiten Parameters durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elek trode (36; 214; 506) konfiguriert ist; und
einer Steuerung (38; 202; 502), die mit der ersten Ver bindungseinrichtung (34) gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter zu empfangen, wobei die Steuerung (38; 202; 502) konfiguriert ist, um basierend auf dem ersten Parameter die erste Verbindungseinrich tung (34) zu betätigen, um den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kondensators (204; 500) von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu entkop peln, wobei die Steuerung angeordnet ist, um den zwei ten Parameter von der Meßvorrichtung (44) zu empfangen und die Leistungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des Kondensators (204; 500) basierend auf dem zweiten Para meter zu konfigurieren.
einem Kondensator (204; 500) zum Speichern einer Ladung zur Lieferung zu dem Patienten (37; 208; 504) durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode, wobei der Kondensator (204; 500) einen ersten Anschluß und einen zweiten Anschluß aufweist;
einer Leistungsversorgung (200; 501) zum Laden des Kon densators (204; 500);
einer ersten Verbindungseinrichtung (34), die zwischen den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kon densators (204; 500) und die erste Elektrode und die zweite Elektrode gekoppelt ist, um zu ermöglichen, daß der erste Anschluß des Kondensators (204; 500) mit ent weder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt und von derselben entkoppelt wird, und um er möglichen, daß der zweite Anschluß des Kondensators (204; 500) mit entweder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt und von derselben entkop pelt wird; und
einem Sensor (42; 216; 524, 526) zum Messen eines er sten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch den Kondensator (204; 500) geliefert wird;
einer Schaltung (44), zum Messen eines zweiten Parame ters, der mit der Patientenimpedanz variiert, wobei die Schaltung (44) zum Messen des zweiten Parameters durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elek trode (36; 214; 506) konfiguriert ist; und
einer Steuerung (38; 202; 502), die mit der ersten Ver bindungseinrichtung (34) gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter zu empfangen, wobei die Steuerung (38; 202; 502) konfiguriert ist, um basierend auf dem ersten Parameter die erste Verbindungseinrich tung (34) zu betätigen, um den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kondensators (204; 500) von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu entkop peln, wobei die Steuerung angeordnet ist, um den zwei ten Parameter von der Meßvorrichtung (44) zu empfangen und die Leistungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des Kondensators (204; 500) basierend auf dem zweiten Para meter zu konfigurieren.
26. Defibrillator nach Anspruch 25, bei dem die Steuerung
(38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um eine
erste Patientenimpedanz basierend auf dem ersten Para
meter zu bestimmen, um eine zweite Patientenimpedanz
basierend auf dem zweiten Parameter zu bestimmen, um
eine Differenz zwischen der ersten Patientenimpedanz
und der zweiten Patientenimpedanz zu bestimmen, und um
die Leistungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des
Kondensators (204; 500) basierend auf der Differenz und
der zweiten Patientenimpedanz zu konfigurieren.
27. Defibrillator nach Anspruch 26, bei dem die Schaltung
(44) eine Konfiguration zum Durchführen einer Messung
des zweiten Parameters durch das Anlegen eines Signal
verlaufs, der eine unzureichende Energie für eine Defi
brillation besitzt, durch die erste Elektrode (36; 212;
506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) an den Pa
tienten aufweist.
28. Defibrillator nach Anspruch 27, bei dem die Steuerung
(38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um die Lei
stungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des Kondensa
tors (204; 500) basierend auf der Summe der zweiten
Patientenimpedanz und der Differenz zu konfigurieren.
29. Defibrillator nach Anspruch 25, bei dem die Schaltung
(44) eine Signalquelle (300) zum Liefern eines Signals
durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite
Elektrode (36; 214; 506) zum Erzeugen des zweiten Para
meters aufweist.
30. Defibrillator nach Anspruch 29, bei dem der erste Para
meter eine Spannung über den Kondensator (204; 500) um
faßt.
31. Defibrillator nach Anspruch 29, bei dem der erste Pa
rameter die Ladung, die zu dem Patienten (37; 208; 504)
geliefert wird, umfaßt.
32. Defibrillator nach Anspruch 31, bei dem die Steuerung
(38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um die La
dung, die zu dem Patienten (37; 208; 504) geliefert
wird, zu überwachen, um ein Zeitintervall zum Liefern
einer vorbestimmten Ladungsmenge zu dem Patienten zu
bestimmen und das Zeitintervalls in eines einer Mehr
zahl von vorbestimmten Zeitintervallen zu klassifizie
ren, wobei die Steuerung (38; 202; 502) ferner eine
Konfiguration aufweist, um einen einer Mehrzahl von
vorbestimmten Zeitwerten, die den vorbestimmten Zeit
intervallen entsprechen, auszuwählen, um eine Zeitdauer
von dem Koppeln des ersten Anschlusses und des zweiten
Anschlusses mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und
der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu dem Entkoppeln
des ersten Anschlusses und des zweiten Anschlusses von
der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einzu
stellen.
33. Defibrillator nach Anspruch 32, bei dem die Schaltung
(44) eine zweite Verbindungseinrichtung (46) zum Kop
peln der Schaltung (44) mit der ersten Elektrode (36;
212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) bzw.
zum Entkoppeln der Schaltung (44) von denselben auf
weist.
34. Defibrillator nach Anspruch 33, bei dem der zweite Pa
rameter eine Spannung umfaßt, die durch die erste Elek
trode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214;
506) über den Patienten gemessen wird.
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Families Citing this family (24)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6241751B1 (en) * | 1999-04-22 | 2001-06-05 | Agilent Technologies, Inc. | Defibrillator with impedance-compensated energy delivery |
GB2389047B (en) * | 1999-06-30 | 2004-02-11 | Koninkl Philips Electronics Nv | Electrotherapy apparatus |
US6317635B1 (en) | 1999-06-30 | 2001-11-13 | Dennis E. Ochs | Sensor responsive electrotherapy apparatus |
US6647290B2 (en) * | 2000-01-18 | 2003-11-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Charge-based defibrillation method and apparatus |
US20020052631A1 (en) * | 2000-06-19 | 2002-05-02 | Sullivan Joseph L. | Method and apparatus using a time measurement to an electrical parameter threshold to determine a defibrillation pulse duration |
US6625487B2 (en) * | 2001-07-17 | 2003-09-23 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Bioelectrical impedance ECG measurement and defibrillator implementing same |
WO2003047685A2 (en) * | 2001-12-03 | 2003-06-12 | Medtronic, Inc. | Control of arbitrary waveforms for constant delivered energy |
US6885562B2 (en) * | 2001-12-28 | 2005-04-26 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corporation | Circuit package and method for making the same |
JP2006209232A (ja) * | 2005-01-25 | 2006-08-10 | Fuji Xerox Co Ltd | データ漏洩防止装置、データ漏洩防止方法、画像処理装置 |
TWI258123B (en) * | 2005-02-03 | 2006-07-11 | Lite On It Corp | Apparatus for positioning a clamper of a disc driver |
US7917204B2 (en) * | 2005-10-11 | 2011-03-29 | St. Jude Medical Ab | Method and implantable medical device for measuring an electrical bio-impedance of a patient |
ATE501757T1 (de) * | 2006-05-16 | 2011-04-15 | Koninkl Philips Electronics Nv | Vereinfachter biphasischer defibrillator- kreislauf mit make-only-schaltung |
US8150511B2 (en) * | 2006-06-29 | 2012-04-03 | Pacesetter, Inc. | Systems and methods for determining an optimal defibrillation shock waveform |
US8897885B2 (en) | 2008-12-19 | 2014-11-25 | Ethicon, Inc. | Optimizing the stimulus current in a surface based stimulation device |
US8750997B2 (en) * | 2009-12-31 | 2014-06-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device including isolation test circuit |
JP5711275B2 (ja) | 2010-03-09 | 2015-04-30 | 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 | 植え込み型除細動出力回路 |
US8649862B2 (en) | 2010-07-01 | 2014-02-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Therapy circuit protection for implantable medical device |
US9014807B2 (en) | 2010-12-20 | 2015-04-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead fault detection for implantable medical device |
EP2916751B1 (de) | 2012-11-08 | 2016-09-28 | Covidien LP | Gewebeentfernungskatheter mit einem betriebssteuerungsmechanismus |
AU2015218603B2 (en) | 2014-02-24 | 2019-12-05 | Element Science, Inc | External defibrillator |
JP6981966B2 (ja) | 2015-08-26 | 2021-12-17 | エレメント サイエンス, インクElement Science, Inc | ウェアラブル装置 |
US11607555B2 (en) * | 2016-12-12 | 2023-03-21 | Avive Solutions, Inc. | Defibrillator discharge control |
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Family Cites Families (12)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US573310A (en) * | 1896-12-15 | morgan | ||
US3747605A (en) | 1971-10-20 | 1973-07-24 | Beaumont Hospital William | Defibillator and method and apparatus for calibrating, testing, monitoring and/or controlling a defibrillator or the like |
US4328808A (en) | 1980-10-09 | 1982-05-11 | Hewlett-Packard Company | Defibrillator with means for determining patient impedance and delivered energy |
US4827936A (en) | 1986-05-14 | 1989-05-09 | Ventritex | Apparatus for stimulating the heart with protected pacer |
US4840177A (en) | 1987-11-03 | 1989-06-20 | Hewlett-Packard Company | Current-based defibrillator |
US5111813A (en) | 1990-05-18 | 1992-05-12 | Hewlett-Packard Company | Defibrillation employing an impedance-corrected delivered energy |
US5243975A (en) * | 1991-07-31 | 1993-09-14 | Physio-Control Corporation | Defibrillator with user-interactive screen display |
US5431687A (en) * | 1993-04-09 | 1995-07-11 | Angeion Corporation | Impedance timed defibrillation system |
US5601612A (en) | 1993-08-06 | 1997-02-11 | Heartstream, Inc. | Method for applying a multiphasic waveform |
US5607454A (en) * | 1993-08-06 | 1997-03-04 | Heartstream, Inc. | Electrotherapy method and apparatus |
US5836977A (en) | 1996-10-31 | 1998-11-17 | Hewlett-Packard Company | Defibrillator method and system for making post-discharge measurements of energy and impedance |
IL131821A (en) | 1997-04-18 | 2004-07-25 | Physio Control Mfg Corp | Heart defibrillator apparatus and method |
-
1999
- 1999-03-25 US US09/277,381 patent/US6208898B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-03-15 DE DE10012503A patent/DE10012503B4/de not_active Expired - Lifetime
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GB2348139B (en) | 2003-08-13 |
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