JP2000288100A - インピーダンス推定に基づいて動的波形制御を行う電気療法の方法及び装置 - Google Patents
インピーダンス推定に基づいて動的波形制御を行う電気療法の方法及び装置Info
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Abstract
置及び方法を提供する。 【解決手段】電気療法装置(30,50)は、患者(37,208,50
4)に対して低レヘ゛ルインヒ゜ータ゛ンス測定を実施して、患者(37,2
08,504)に電気療法波形を供給するために使用されるコンテ
゛ンサ(204,500)の初期充電レヘ゛ルを決定する。さらに、患者
のインヒ゜ータ゛ンスのばらつきを補償するために、患者(37,20
8,504)に印加する波形を動的に制御する。このようにし
て初期充電レヘ゛ルを決定することによって、必要以上に高
いヒ゜ーク電流が低インヒ゜ータ゛ンスの患者に流れるのを阻止する
と同時に、インヒ゜ータ゛ンスが高い患者に流れるヒ゜ーク電流を治
療上有効なレヘ゛ルに維持する。電気療法装置(30,50)は、
患者(37,208,504)のインヒ゜ータ゛ンスに関連したハ゜ラメータを測定
するために使用される測定装置(44)を備える。このハ゜ラメ
ータは、低レヘ゛ルの患者インヒ゜ータ゛ンスを決定するために使用さ
れる。測定装置(44)は、コンテ゛ンサ(204,500)の初期充電レヘ゛
ルを決定するためにコントローラ(38,202,502)によって使用さ
れる電圧出力を提供する。
Description
臓に電気療法波形を供給するための電気療法の方法及び
装置に関するものである。とりわけ、本発明は、患者に
取り付けられた電極を介して、患者の心臓に電気療法波
形を供給するための方法及び装置に関するものである。
者の心臓に電気パルスを加えて、それぞれ、細動除去及
びカルジオバージョン(電気的除細動)によって、心室
細動及び心室頻拍といった心室不整脈を正常な心臓の律
動に変換する。細動除去器には、外部細動除去器と移植
細動除去器という、2つの主たる部類がある。移植可能
な細動除去器は、将来電気療法を必要とする確率の高い
患者に手術によって移植される。移植された細動除去器
は、一般に、患者の心臓の活動をモニタし、徴候が生じ
ると、自動的に、患者の心臓に対して電気療法パルスを
直接供給する。従って、細動除去器を移植することによ
って、患者は、医療職員の監視の目から離れて、多少普
通に活動することが可能になる。
れた電極を介して患者の心臓に電気パルスを送る。外部
細動除去器は、緊急治療室、手術室、救急車、または、
患者に緊急に電気療法を施す必要が生じる可能性のある
他の状況において有効である。外部細動除去器の利点
は、必要に応じて、ある患者に対して使用し、その後、
別の患者に使用するため移動させることができるという
点にある。しかし、外部細動除去器は、患者の心臓に電
気療法パルスを間接的に(すなわち、心臓に対して直接
ではなく、患者の皮膚表面から)供給するので、移植細
動除去器よりも大きなエネルギー、電圧、及び/また
は、電流で動作しなければならない。
電圧パルスの時間プロットによって、細動除去器の特性
波形が示される。波形は、形状、極性、持続時間、及
び、パルス位相数によって特性が明らかにされる。大部
分の現行の外部細動除去器は、単相電流または電圧の電
気療法パルスを供給するが、二相正弦波パルスを供給す
るものもある。一方、先行技術による移植可能な細動除
去器には、打ち切り指数関数状(truncated exponentia
l)二相波形を利用するものもある。二相の移植可能細
動除去器の例については、Baker,Jr.他に対する米国特
許第4,821,723号、deCoriolis他に対する米国特許第5,0
83,562号、Winstromに対する米国特許第4,800,883号、B
ach,Jr.他に対する米国特許第4,850,357号、及び、Meh
ra他に対する米国特許第4,953,551号において見いだす
ことが可能である。各移植細動除去器は、1人の患者に
専用化されているので、電気パルス振幅及び全供給エネ
ルギーといったそれの動作パラメータを、細動除去器の
効果を最適化するために、患者の生理に対して有効に滴
定することが可能である。従って、この装置が移植され
ると、所望の量のエネルギーが供給されるように、ある
いは、所望の開始電圧と終了電圧の差(すなわち、一定
の傾斜)が実現されるように、例えば、初期電圧、第1
の位相持続時間、及び、全パルス持続時間を設定するこ
とが可能になる。
者の心臓に直接接触していないので、また、外部細動除
去器は、生理的にそれぞれ異なるさまざまな患者に用い
ることができなければならないので、外部細動除去器
は、患者の生理状態に関係なく、大部分の患者に有効な
パルス振幅及び持続時間パラメータに従って動作しなけ
ればならない。例えば、外部細動除去器の電極と患者の
心臓の間の組織が示すインピーダンスは患者毎に異なる
ので、所与の初期パルス振幅及び持続時間に対して、患
者の心臓に実際に供給される電気療法波形の強度及び波
形形状は異なる。低インピーダンスの患者の治療に有効
なパルス振幅及び持続時間が、必ずしも、高インピーダ
ンスの患者にとって有効かつエネルギー効率のよい治療
を施すことにはならない。
き続き問題となっているのは、初期電気療法波形の印加
による患者間のインピーダンス変動を補償することであ
る。
療法波形の初期印加並びに後続印加時に、最適な電気療
法波形の供給を可能にする細動除去の方法及び装置を提
供することにある。
含む電気療法装置において、患者に電気療法を施すため
の方法には、患者のインピーダンス(患者インピーダン
ス)に関連した第1のパラメータを測定するステップ
と、第1のパラメータに基づいてエネルギー源を構成す
るステップが含まれる。この方法には、さらに、患者に
エネルギー源を結合するステップと、エネルギー源によ
って患者に供給されるエネルギーに関連した第3のパラ
メータを測定するステップが含まれる。この方法には、
第3のパラメータに基づいて患者からエネルギー源を分
離するステップも含まれる。
電気療法を施すための電気療法装置には、第1の電極及
び第2の電極を介して患者にエネルギーを供給するエネ
ルギー源が含まれている。電気療法装置には、さらに、
患者に供給されるエネルギーに関連した第1のパラメー
タを測定するように構成されたセンサも含まれている。
さらに、電気療法装置には、それぞれ、第1の電極及び
第2の電極にエネルギー源を結合し、第1の電極及び第
2の電極からエネルギー源を分離するように構成された
第1の接続機構も含まれている。電気療法装置には、第
1の電極及び第2の電極を介して、患者のインピーダン
スに応じて変動する第2のパラメータを測定するように
構成された測定装置も含まれている。電気療法装置に
は、さらに、第1の接続機構及びエネルギー源に結合さ
れて、センサから第1のパラメータを受信するように構
成されたコントローラも含まれている。コントローラ
は、第1の接続機構を作動させて、エネルギー源を第1
の電極及び第2の電極に結合するように構成されてい
る。コントローラは、また、第1の接続機構を作動さ
せ、第1のパラメータに基づいて、第1の電極及び第2
の電極からエネルギー源を分離するように構成されてい
る。コントローラは、測定装置から第2のパラメータを
受信して、第2のパラメータに基づき、エネルギー源を
構成するように構成されている。
極を介して患者に多相波形を供給する細動除去器には、
第1の電極及び第2の電極を介して患者に供給する電荷
を蓄積するためのコンデンサが含まれている。コンデン
サは、第1の端子及び第2の端子を備えている。細動除
去器には、コンデンサを充電するための電源も含まれて
いる。細動除去器には、さらに、コンデンサの第1の端
子及び第2の端子と第1の電極及び第2の電極との間に
結合されて、コンデンサの第1の端子が、第1の電極及
び第2の電極の一方との結合及び分離を行えるようにす
る第1の接続機構も含まれている。第1の接続機構は、
また、コンデンサの第2の端子も、第1の電極及び第2
の電極の一方との結合及び分離を行えるようにする。細
動除去器には、コンデンサによって供給されるエネルギ
ーに関連した第1のパラメータを測定するためのセンサ
も含まれている。細動除去器には、さらに、患者のイン
ピーダンスに応じて変動する第2のパラメータを測定す
るための回路も含まれている。この回路は、第1の電極
及び第2の電極を介して第2のパラメータを測定するよ
うに構成されている。細動除去器には、第1の接続機構
に結合されて、第1のパラメータを受信するように構成
されたコントローラも含まれている。コントローラは、
第1の接続機構を作動させ、第1のパラメータに基づい
て、第1の電極及び第2の電極からコンデンサの第1の
端子及び第2の端子を分離するように構成されている。
コントローラは、測定装置から第2のパラメータを受信
し、第2のパラメータに基づいて、コンデンサを充電す
るための電源を構成するように構成されている。
記載した以下の詳細な説明からより明瞭に理解すること
ができる。本発明は、本明細書に示された特定の典型的
な実施態様に制限されるものではない。電気療法装置の
説明は、患者の体外における動作に関連して行われる
が、認識しておくべきは、開示した原理は、患者の体内
において動作する電気療法装置にも適用可能であるとい
う点である。さらに、電気療法装置の説明は、二相パル
スの印加に関連して行われるが、認識しておくべきは、
開示した原理は、単相または減衰正弦波波形のような他
の波形を加える電気療法装置にも適用可能であるという
点である。
において考慮しなければならない患者間の相違が例示さ
れている。これらの図は、体外電気療法装置から2人の
異なる患者に供給される打ち切り指数関数状二相波形の
概略を示すものである。これらの図面において、縦軸は
電圧であり、横軸は時間である。本明細書で解説する原
理は、電流対時間に関して説明される波形にも適用可能
である。さらに、本明細書で解説する原理は、減衰正弦
波パルスまたは単相パルスのような電気療法の一部とし
て患者に加えることが可能な他の波形タイプにも適用可
能である。
図2に示す波形は、大傾斜波形と呼ばれるが、ここで、
傾斜Hは下記のようにパーセントで定義される。
00図1及び2に示すように、Aは、第1の位相の初期
電圧であり、Dは、第2の位相の終期電圧である。第1
の位相の終期電圧Bは、患者を介して、初期電圧Aが時
間の経過につれて指数関数的に減衰する結果として生
じ、第2の位相の終期電圧Dは、同様に、第2の位相の
初期電圧Cが指数関数的に減衰する結果として生じる。
図1及び2の波形の開始電圧及び第1と第2の位相の持
続時間は、同じである。終了電圧B及びDにおける差
は、患者のインピーダンスにおける差を反映している。
給要件は、コンポーネントのサイズ、コスト、重量、及
び、可用性に影響を及ぼす。すなわち、動作電圧要件
は、スイッチ及びコンデンサ・テクノロジの選択に影響
を及ぼす。エネルギー供給要件全体が、電気療法装置の
バッテリ及びコンデンサの選択に影響を及ぼす。所与の
患者に関して、体外から印加される打ち切り指数関数状
二相波形は、体外から印加される単相波形よりも低い電
圧、及び、少ない全供給エネルギーで細動除去を行う。
さらに、全パルス持続時間、第1の位相と第2の位相の
持続時間比、初期電圧、全エネルギー、及び、全傾斜の
間には複雑な関係がある。
て患者に供給されるエネルギーが大きければ大きいほ
ど、細動除去の試みが成功する可能性も高くなる。小傾
斜二相波形の場合、大傾斜波形に比べて小さいピーク電
流で有効な細動除去率が得られる。一方、電気療法装置
によって大傾斜二相波形が供給されると、電気療法装置
によって小傾斜波形が供給される場合に比べて大きいピ
ーク電流が患者に供給され、同時に、所定の臨界傾斜値
まで高い効力が維持される。従って、所与のキャパシタ
ンス値、所定の初期電圧、及び、固定位相持続時間の場
合、高インピーダンスの患者が波形を受けると、全エネ
ルギー及びピーク電流はより小さくなるが、供給される
エネルギー単位当たりの変換特性に優れることになり、
低インピーダンスの患者が波形を受けると、供給される
エネルギー及びピーク電流はより大きくなる。電気療法
装置に、患者のインピーダンスに関連した測定結果に応
答して波形を動的に調整する能力を含めることによっ
て、高インピーダンスの患者と低インピーダンスの患者
に供給されるエネルギーの差が減少する。
的な結果は、単一パルスの印加後、その供給されたパル
スが、単相であろうと、二相であろうと、減衰正弦波で
あろうと、あるいは、他のパルス形状であろうと関係な
く、心室の細動除去を停止するということである。高イ
ンピーダンス患者の場合、最初のパルスで心臓に供給さ
れる電流のピーク振幅が不十分場合は、心室細動を停止
させることができない。低インピーダンス患者の場合、
ピーク振幅の大きい電流によって、細動除去に必要とさ
れるよりも大きいエネルギーを心臓に供給することが可
能である。必要とされるのは、患者のインピーダンスに
従って調整することが可能な、最初のパルスから患者に
供給される電流のピーク振幅を最適化するための方法で
ある。さらに、細動除去の試みの有効性を向上させるた
めに、印加されるパルスの形状が、パルスの印加中に動
的に調整される。
おけるインピーダンスの変化を最適に補償するため、電
気療法装置は、高電圧を印加せずに、患者のインピーダ
ンスを推定する能力を備えていることが望ましい。これ
は、電極に低レベルの電圧信号または低レベルの電流信
号を加え、同時に、その結果生じる対応する電流または
電圧を測定することによって実施可能である。加えられ
る電流から生じる電圧は、インピーダンスに比例し、加
えられる電圧から生じる電流は、インピーダンスに反比
例するので、測定結果は、インピーダンスを表すものと
して直接利用することが可能である。
メータを利用して、患者を、インピーダンスが100オ
ームを超える患者の範囲、インピーダンスが60オーム
を超え、100オーム以下の患者の範囲、及び、インピ
ーダンスが60オーム以下の患者の範囲といった、複数
の所定の範囲に分類することが可能である。最初のパル
スにおいて患者に印加される初期電圧レベルは、インピ
ーダンス推定を利用して、患者が組み入れられた範囲に
基づいて、第1の集合をなす値の1つになる。例えば、
推定インピーダンスが100オームを超える患者には、
1790ボルトの初期電圧が印加されることになる。推
定インピーダンスが60オームを超え、100オーム以
下の患者には、1500ボルトの初期電圧が印加される
ことになる。推定インピーダンスが60オーム以下の患
者には、1200ボルトの初期電圧が印加されることに
なる。
可能である。例えば、低レベルの推定インピーダンスを
利用して、所定の範囲の可能性のある初期電圧間におけ
る補間を行うことが可能である。これによって、可能性
のある初期電圧範囲の極値間において可能性のある電圧
のほぼ連続した拡散が得られる。認識しておくべきは、
患者に対する電流パルスの印加にも、同様の制御を適用
することができるという点である。この場合、推定イン
ピーダンスを利用して、初期印加電流が設定される。電
圧パルスの印加の場合と同様、初期印加電流の振幅は、
推定インピーダンスを3つの範囲に分類し、推定インピ
ーダンス値がどのインピーダンス範囲に属するかに従っ
て、初期印加電流を設定することによって、決定するこ
とが可能である。代替的には、初期電圧レベルに関する
補間レベルの設定と同様のやり方で、補間を利用して、
初期電流レベルを設定することが可能である。
ンピーダンス補償を実施することが可能な、細動除去器
の如き第1の電気療法装置30の高レベルのブロック図
を示す。第1の電気療法装置30には、図1及び図2に
示すタイプの電流パルスまたは電圧パルスを供給するエ
ネルギー源32が含まれている。エネルギー源32に
は、例えば、単一コンデンサ、または、単一コンデンサ
として動作するように構成されたコンデンサ・バンクを
含めることが可能である。第1の接続機構34は、抵抗
性負荷37として表示された患者に電気的に取り付けら
れた1対の電極36に対して、エネルギー源32を選択
的に接続し、また切断する。電極36とエネルギー源と
の接続は、エネルギー源32における正端子及び負端子
に関して2つの極性のいずれか一方で行うことが可能で
ある。第1の電気療法装置は、コントローラ38によっ
て制御される。すなわち、コントローラ38は、第1の
接続機構34を作動させて、2つの極性の一方で、エネ
ルギー源32を電極36に接続するか、または、エネル
ギー源32を電極36から切断する。さらに、コントロ
ーラ38は、エネルギー源32に結合されて、エネルギ
ー源32によって供給される初期エネルギーの制御も行
う。センサ42は、エネルギー源32に関連したパラメ
ータをモニタして、エネルギー源32によって患者に供
給されるエネルギーを表示する。コントローラ38は、
タイマ40からタイミング情報を受信し、タイマ40
は、エネルギー源32の両端に接続されたセンサ42か
ら電気的情報を受信する。代替的には、センサ42をコ
ントローラ38に直接結合して、タイマ40の機能また
は関連能力をコントローラ38に組み込むことが可能で
ある。センサ42は、エネルギー源32によって供給さ
れる波形が制御される方法に従って、電圧センサ、電流
センサ、または、電荷センサとすることが可能である。
患者のインピーダンスに関連したパラメータを測定する
ための測定装置44は、第2の接続機構46に結合され
ている。第2の接続機構46は、電極36にも結合され
ている。コントローラ38からの制御ラインは、電極3
6に対する測定装置44の接続を制御するため、第2の
接続機構46に結合されている。測定装置44によって
測定されるパラメータは、エネルギー源32が第1の接
続機構34によって負荷37に接続されると、負荷37
によってエネルギー源32に加えられるインピーダンス
(患者のインピーダンスを表す)の推定値を提供する。
測定装置44の出力は、コントローラ38に結合され
る。
ンピーダンス補償の実施が可能な、細動除去器の如き第
2の電気療法装置50の高レベルのブロック図を示す。
第2の電気療法装置50において、センサ42は、抵抗
性負荷37に供給されるエネルギーに関連したパラメー
タを測定するために、第1の接続機構34に結合されて
いる。センサ42の出力は、タイマ40に結合されてい
る。タイマ40は、第1の接続機構34の作動を制御す
るために用いられるコントローラ38にタイミング情報
を供給する。代替的には、センサ42をコントローラ3
8に直接結合することによって、タイマ40の機能また
は関連能力をコントローラ38に組み込むことも可能で
ある。コントローラ38は、抵抗性負荷37の低レベル
・インピーダンス測定を実施するために、第2の接続機
構46を作動させて、測定装置44を電極36に結合す
る。
法装置50には、それぞれ、抵抗性負荷37に電気療法
波形を印加している間、測定装置44を電極36から切
断するため、第2の接続機構46が含まれている。切断
によって、電気療法波形の印加中、測定装置44は電極
36に生じる高電圧から保護される。これらの高電圧の
印加に耐えることが可能な測定回路を設計することも可
能である。こうした測定回路が、第1の電気療法装置3
0及び第2の電気療法装置50において用いられる場合
は、第2の接続機構46は不要になる。
アを利用して、エネルギー源32を、そのエネルギー・
レベルを設定することによって構成する方法の高レベル
の流れ図を示す。まず、ステップ100において、コン
トローラ38が、第2の接続機構46を作動させて、測
定装置44を電極36に接続する。次に、ステップ10
2において、測定装置44が、負荷37のインピーダン
スに関連したパラメータを測定する。次に、ステップ1
04において、コントローラ38が、測定装置44の出
力を読み取る。次に、ステップ106において、コント
ローラ38が、低レベル・インピーダンスを求める。最
後に、ステップ108において、コントローラ38が、
低レベル・インピーダンスの測定結果に基づいて、電気
療法の実施に備え、エネルギー源32のエネルギー・レ
ベルを設定する。電気療法波形の印加中、第1の電気療
法装置30または第2の電気療法装置50は、患者のイ
ンピーダンスに関連したパラメータに応答して、患者に
加えられる電気療法波形を動的に調整する。
ンサ・バンクが含まれている場合、コントローラ38
は、コンデンサに充電される初期電圧を制御する。コン
トローラ38は、測定装置44から得られる推定インピ
ーダンスに基づいて、予め設定された初期充電電圧の集
合を利用することが可能である。代替的には、コントロ
ーラ38は、測定装置44から得られた推定インピーダ
ンスを用いて、補間によって初期充電電圧を生成するこ
とが可能である。
ーダンスの低レベル測定を実施することによって、大き
な利点が得られる。動的波形制御を使用する目的は、患
者のインピーダンスに基づいて電気療法波形の特性を調
整することにある。しかし、加えられる波形の動的調整
は、電気療法波形の印加後に行われる。従って、電気療
法波形の印加の開始時に流れる電流の大きさは、患者の
インピーダンスに応じて大幅に変動する可能性がある。
エネルギー源32のエネルギー・レベルを設定するため
の低レベル・インピーダンス測定と動的波形制御を組み
合わせることによって、患者間におけるインピーダンス
の変動をさらに補償することができる。低レベル・イン
ピーダンス測定に基づいてエネルギー源32の(例え
ば、コンデンサに蓄積された電圧とすることが可能な)
エネルギー・レベルを設定することによって、患者のイ
ンピーダンスの変化に応じてピーク電流の大きさが変動
する範囲が狭められる。患者のインピーダンスと印加さ
れる電気療法波形との整合性を改善することによって、
電気療法の効果が高められる。公称のエネルギー・レベ
ルの電気療法波形を加えた後で、エネルギー源のエネル
ギー・レベルが設定される場合、ピーク電流の変動範囲
を狭める利益は、電気療法波形の印加中は得られないこ
とになる。
ンス測定を利用して、段階的増大式のエネルギー・プロ
トコル(一連の細動除去の試みにおいてエネルギーを増
大させる電気療法)を最適化することが可能である。最
初の電気療法波形の印加前に、低レベル・インピーダン
ス測定を実施して、エネルギー源32のエネルギー・レ
ベルを設定すると、患者に印加する電気療法波形を、最
初に印加する電気療法波形から患者インピーダンスによ
り精密に整合させることが可能になる。測定された患者
のインピーダンスに基づいてエネルギー源32のエネル
ギー・レベルを設定すると、平均的な患者のインピーダ
ンスに基づいてエネルギー源32のエネルギー・レベル
を設定した場合に使用されるエネルギーよりも低いエネ
ルギーで、細動除去を実施することが可能になる。これ
が実現されることによって、インピーダンスが高い患者
が、治療上有効なエネルギー・レベルを受けることも同
時に保証される。
図4に示した第2の電気療法装置50の代替実施態様に
は、各電気療法波形を加える前に行われる低レベル・イ
ンピーダンス測定の正確さを較正する能力が含まれてい
る。図6及び7に、第1の電気療法装置30または第2
の電気療法装置50の代替実施態様を用いて、エネルギ
ー源32のエネルギー・レベルを設定し、電気療法を実
施するための方法の高レベルの流れ図を示す。第1のス
テップ110において、コントローラ38が、第2の接
続機構46を作動させて、測定装置44を電極36に接
続する。次に、ステップ112において、測定装置44
が、負荷37のインピーダンスに関連したパラメータを
測定する。次に、ステップ114において、コントロー
ラ38が、測定装置44の出力を読み取る。次に、ステ
ップ116において、コントローラ38が、抵抗性負荷
37の低レベル・インピーダンスを求める。次に、ステ
ップ118において、コントローラ38が、推定インピ
ーダンスに基づき、電気療法の実施に備えて、エネルギ
ー源32の初期エネルギー・レベルを設定する。次に、
ステップ120において、コントローラ38が、第2の
接続機構46を作動させて、電極36から測定装置44
を切断する。次に、ステップ122において、コントロ
ーラが38が第1の接続機構34を作動させて、エネル
ギー源32を電極36に結合する。次に、ステップ12
4において、センサ42が、エネルギー源32によって
供給されるエネルギーに関連したパラメータを測定す
る。次に、ステップ126において、コントローラ38
が、電気療法波形を加える前に、エネルギー源32によ
って供給されるエネルギーに関連したパラメータ、及
び、エネルギー源32のエネルギー・レベル設定を利用
して、抵抗性負荷37(患者を表す)のインピーダンス
を求める。ステップ128において、コントローラ38
が、ステップ116で求めた低レベル・インピーダンス
とステップ126で求めたインピーダンスとの差とし
て、インピーダンス・オフセット値を求める。次に、ス
テップ130において、コントローラ38が、インピー
ダンス・オフセット値を利用して、低レベル・インピー
ダンスを調整する。最後に、ステップ132において、
コントローラ38が、電極36からエネルギー源32を
分離した後、調整された低レベル・インピーダンスに基
づいて、エネルギー源32のエネルギー・レベルを設定
する。
ベル・インピーダンス測定(値)の調整は、低レベル・
インピーダンス測定の較正とみなすことができる。イン
ピーダンス・オフセット値は、電気療法波形を加える前
に行われた低レベル・インピーダンス測定の結果を調整
するために、電気療法波形の次の印加で利用される。次
に、エネルギー源32のエネルギー・レベルが、インピ
ーダンス・オフセット値によって調整された低レベル・
インピーダンス測定値に基づいて設定される。こうし
て、エネルギー源32のエネルギー・レベルは、エネル
ギー源32のエネルギー・レベルが、調整を施されてい
ない低レベル・インピーダンス測定値に基づいて設定さ
れる場合に比べて、より精密に患者のインピーダンスに
整合するように調整される。インピーダンス・オフセッ
ト値自体は、各電気療法波形の印加後に、電気療法波形
の印加後に行われる最も新しい(最近の)低レベル・イ
ンピーダンス測定結果とインピーダンス測定結果との差
を求めることによって、更新することが可能である。
ル・インピーダンス測定の結果間における変動によっ
て、低レベル・インピーダンス測定の信頼性が示され
る。低レベル・インピーダンス測定結果の変動が比較的
大きい場合(少なくとも10%〜20%の範囲)は、患
者に対するその電気療法装置の結合に問題がある可能性
がある。低レベル・インピーダンス測定結果の変動を生
じさせる可能性のある問題には、電極と患者間の接触問
題または電極の欠陥が含まれる。低レベル・インピーダ
ンスの変動は、第1の(最初の)電気療法波形の印加
前、または、電気療法波形の印加間に検出することが可
能である。
きい低レベル・インピーダンス変動が検出されると、こ
れをユーザに知らせて、ユーザに示唆された是正処置を
完了する機会を与え、さらに、複数の低レベル・インピ
ーダンス測定を実施して、問題が是正されたか否かを判
定するように構成することが可能である。代替案とし
て、電気療法装置は、低レベル・インピーダンス測定結
果に比較的大きい変動が検出されると、あらかじめ選択
されたエネルギー・レベルまたはデフォルトのエネルギ
ー・レベルを利用して、引き続き電気療法を施すことが
可能である。さらにもう1つの代替案では、電気療法装
置は、問題を是正するようにユーザに促すことが可能で
あり、ユーザが失敗すると、あらかじめ選択されたエネ
ルギー・レベルまたはデフォルトのエネルギー・レベル
を利用して、電気療法を施すことが可能である。
エネルギー源32のエネルギー・レベルを設定すること
には、電気療法波形の印加から測定されたパラメータに
主に基づいて患者のインピーダンスを測定し、これによ
ってエネルギー源のエネルギー・レベルを設定すること
に対して有利な点がある。低レベル・インピーダンス測
定を利用すると、最初の電気療法波形の印加前に、エネ
ルギー源のエネルギー・レベルを設定することが可能に
なり、従って、加えられるエネルギーと患者のインピー
ダンスがより精密に整合する。公称インピーダンスを有
する患者に合わせて最適化されたエネルギー・レベルに
対応する電気療法波形を最初に加えることにより、患者
のインピーダンスに基づいてエネルギー・レベルを調整
する方法では、インピーダンスの低い患者に対しては必
要なエネルギー量より多くのエネルギーが、インピーダ
ンスの高い患者に対しては最適なエネルギー量よりも少
ないエネルギーが供給される場合がある。
エネルギー源32のエネルギー・レベルを設定すること
には、また、患者に加えられる電流波形を制御するため
に、患者と直列をなす抵抗を変化させる電気療法に比べ
て有利な点もある。これらの方法では、一般に、インピ
ーダンスの高い患者に対して十分なエネルギーが得られ
るようにエネルギー源のエネルギー・レベルを設定す
る。患者と直列をなす抵抗が、公称の患者のインピーダ
ンスに対応するように設定される。電気療法波形の印加
後、患者と直列をなすインピーダンスを調整して、電流
を所望のレベルに設定する。直列抵抗の利用は、患者に
供給される電流を制御するのに比較的効率の悪い方法で
ある。例えば、エネルギー源のエネルギー・レベルが、
インピーダンスが150オームの患者(インピーダンス
が高い患者)に最適なエネルギーを供給するのに十分な
高さに設定され、実際には、インピーダンスが75オー
ムの患者(公称インピーダンスの患者)に対して電気療
法が施される場合、(直列抵抗が、最初、公称インピー
ダンスの患者に合わせて設定されていたものと仮定する
と)エネルギー源のエネルギーの約半分が、直列抵抗に
おいて消散することになる。これに対し、低信号インピ
ーダンス測定を利用して、エネルギー源32のエネルギ
ーレベルを設定すると、直列抵抗における無駄なエネル
ギーの損失を生じることなく、低インピーダンスから高
インピーダンスにわたる患者のインピーダンスに合わせ
て、治療上より最適なレベルのエネルギーが加えられる
ことになる。この性能は、可搬性の電気療法装置による
電気療法で利用可能なエネルギーが制限されるため、と
りわけ重要である。
された第1の電気療法装置30の第1の実施態様を示す
概略図を示す。高電圧電源200は、コントローラ20
2によって、阻止ダイオード206を介して蓄積コンデ
ンサ204に充電するように構成される。蓄積コンデン
サ204の目標充電レベルが、患者のインピーダンス2
08の低レベル測定に基づいて、コントローラ202に
よって設定される。患者のインピーダンス208の低レ
ベル推定が、測定装置44を用いて実施される。コント
ローラ202は、測定装置44から出力を受信して、患
者のインピーダンス208の推定値を得る。コントロー
ラ202は、この患者のインピーダンス208の推定値
を利用して、患者のインピーダンス208に対応する初
期電圧まで蓄積コンデンサ204を充電する。初期充電
電圧は、放電の開始時に患者に供給されるピーク電流
が、細動除去に十分な大きさであるが、細動除去に必要
とされるレベルをそれほど超えないように、推定インピ
ーダンスに基づいて選択される。
04の充電中、スイッチSW1、SW2、SW3、及
び、SW4が開くので、電圧が患者のインピーダンス2
08に印加されることはない。蓄積コンデンサ204の
充電中は、SW5が閉じる。蓄積コンデンサ204が、
高電圧電源200によってその目標電圧まで充電される
と、コントローラ202は、高電圧電源200が蓄積コ
ンデンサ204をそれ以上充電するのを阻止する。
T1、T2、T3、T4、及びT5を利用して、スイッ
チSW1、SW2、SW3、SW4、及びSW5をそれ
ぞれ制御する。コントローラ202からの信号に応答し
て、二相スイッチ・タイマ210は、第1の電極212
及び第2の電極214を介して蓄積コンデンサ204の
放電を開始する。二相スイッチ・タイマ210は、スイ
ッチSW1及びスイッチSW4を閉じることによって、
二相パルスの第1の位相に対して蓄積コンデンサ204
の放電を開始する。スイッチSW5は二相スイッチ・タ
イマ210によって既に閉じているので、スイッチSW
1及びスイッチSW4を閉じると、蓄積コンデンサ20
4に蓄積された電圧が患者のインピーダンス208の両
端に印加される。使用する電気療法に従って、所定の時
間期間が満了すると、または、蓄積コンデンサ204の
両端における電圧が所定の値まで降下すると、二相スイ
ッチ・タイマ210によって、第1の位相の電圧の供給
を終了することが可能である。二相パルスの第1の位相
の供給は、制御信号T5を用いて、スイッチSW5を開
き、次に、制御信号T1及びT4をそれぞれ用いて、ス
イッチSW1及びSW4を開くことによって終了する。
に示す時間期間Gにわたる遅延の後、二相パルスの第2
の位相を開始する。第2の位相に備えて、スイッチSW
5は閉じられる。第1の位相と第2の位相との間の時間
期間Gが終了すると、二相スイッチ・タイマ210は、
制御信号T2及びT3をそれぞれ用いて、スイッチSW
2及びスイッチSW3を閉じる。スイッチSW2及びス
イッチSW3を閉じると、第2の位相中に印加される電
圧の極性が、第1の位相において印加される電圧の極性
とは逆になる。第2の位相は、二相スイッチ・タイマ2
10がスイッチSW5を開くと終了する。第2の位相
は、所定の時間期間が終了すると、または、蓄積コンデ
ンサ204の両端における電圧が所定の値まで降下する
と、終了することができる。
04の両端電圧がしきい値に達した時、その確認を行う
ため、蓄積コンデンサ204の両端電圧としきい値を比
較する。第1の抵抗器218及び第2の抵抗器220に
よって形成される抵抗分割器によって、コンパレータ2
16に印加される電圧のスケーリングが行われる。施さ
れる電気療法に従って、第1の位相は、所定の時間期間
の経過後に、または、蓄積コンデンサ204の両端にお
ける電圧がしきい値に達したときに終了することができ
る。二相パルスの第2の位相の終了は、所定の時間期間
経過後に行われる。
1〜SW5を実施することが可能である。図8に示す概
略図の場合、スイッチSW5には、絶縁ゲート・バイポ
ーラ・トランジスタ(IGBT)を利用することが可能
であり、スイッチSW1〜SW4には、シリコン制御整
流器を利用することが可能である。IGBTは、電圧制
御電子スイッチとして動作する。しきい値を超える電圧
がベースに印加されると、電流はコレクタとエミッタ間
に流れることが可能になる。IGBTは、ベース電圧を
除去することによってオフになる。これに対して、シリ
コン制御整流器(SCR)は、制御端子にトリガ信号が
印加されると導通状態になるアバランシェ・スイッチで
ある。SCRを流れる電流がゼロに近づくまで、SCR
は導通状態を保つことになる。スイッチSW1及びSW
4またはスイッチSW2及びSW3が、トリガ信号の印
加によって導通するためには、スイッチSW5を閉じな
ければならない。図8に示す概略図の場合、スイッチS
W5を開いて、第1の位相または第2の位相の終了時
に、スイッチSW1及びSW4またはスイッチSW2及
びSW3を通る電流を遮断する。
より、スイッチSW5は、蓄積コンデンサ204に蓄積
された最大電圧に耐えなくてもよくなる。スイッチSW
1〜SW5の全てが開くと、スイッチSW5が耐えなけ
ればならない電圧が、SCRとIGBTの間で分割され
る。スイッチSW5が二相タイマ・スイッチ210によ
って開くと、スイッチSW5の両端に印加される電圧
は、ほぼ全コンデンサ電圧になる。しかし、この時点に
おいて、蓄積コンデンサ204の両端における電圧は、
大幅に減衰している。蓄積コンデンサ及びスイッチの他
の構成を使用して、二相パルスを患者に供給することも
可能である。さらに、図8に開示した回路を使用して、
二相パルス以外のさまざまなパルスを供給することも可
能である。
施態様を示す。測定装置44のこの実施態様では、患者
インピーダンスに関連したパラメータは、フィルタの出
力における電圧である。認識しておくべきは、電流のよ
うな他のパラメータを使用して、患者のインピーダンス
を推定することもできるという点である。信号源300
は、周波数が約31KHzで、ピークツーピーク振幅が
5ボルトの方形波を供給する。抵抗器302と抵抗器3
04から形成される分圧器が、信号源300によって供
給される方形波を減衰させるので、回路ノード306に
は、約25ミリボルトのピークツーピーク電圧が生じ
る。認識しておくべきは、他の信号源周波数及び振幅を
用いて、患者のインピーダンスに関連したパラメータを
測定することもできるという点である。さらに、他の値
の抵抗器302及び抵抗器304を利用して、信号源3
00によって供給される電圧を分割することも可能であ
る。
次側に接続されている。絶縁トランス308の二次側
は、単投二極式リレー310を介して、第1の電極21
2及び第2の電極214に接続されている。絶縁トラン
ス308は、その二次側からその一次側に患者のインピ
ーダンス208を反映する。従って、絶縁トランス30
8の一次側を通る電流の流れは、患者インピーダンス2
08によって影響を受ける。絶縁トランス308の一次
側を流れる電流は、抵抗312を通って、増幅器314
の反転入力における仮想アースに流入する。増幅器31
4の反転入力から出力に接続された抵抗316と、抵抗
312、及び、増幅器314は、利得が抵抗316と抵
抗312の値の比にほぼ等しい反転増幅器を形成してい
る。
8の入力に結合されている。帯域フィルタ318の中心
周波数は、信号源300の周波数に同調させられる。帯
域フィルタ318の出力は、信号源300の基本周波数
を有する正弦波である。帯域フィルタ318の正弦波出
力の振幅は、患者のインピーダンス208の大きさの関
数である。
器320の入力に結合される。ピーク検出器320は、
帯域フィルタ318からの正弦波出力のピーク値をコン
デンサ322に記憶する。ピーク検出器は、ショットキ
・ダイオードのアノードにその出力が接続された電圧フ
ォロワとして構成された、演算増幅器を用いて実施する
ことができる。ショットキ・ダイオードのカソードは、
コンデンサ322に結合される。コントローラ202に
は、コンデンサ322の電圧をデジタル値に変換し、こ
のデジタル値から患者のインピーダンス208の低レベ
ル値を計算するA/D変換器が含まれている。
して、波形パラメータのリアル・タイム測定結果に応答
してエネルギー源32によって負荷37に加えられる波
形を動的に調整する方法の高レベルの流れ図を示す。図
10に示す方法は、エネルギー源32がコンデンサまた
はコンデンサ・バンクから形成される事例に対応する。
図10に示す方法の最初のステップは、図3に示す負荷
37のインピーダンスに関連したパラメータの測定の後
に行われる。
8は、接続機構34を作動させて、エネルギー源32か
ら負荷37へのエネルギーの流入を開始する。次に、ス
テップ402において、コントローラ38は、エネルギ
ー源32から負荷37へのエネルギーの流入開始以後の
経過時間が所定の時間しきい値未満であるか否かを判定
する。所定の時間しきい値は、電気療法波形の有効な第
1の位相を供給するために必要とされる、経験的に決定
された最短時間期間に基づいて選択される。経過時間
が、時間しきい値未満の場合、ステップ404におい
て、コントローラ38は、エネルギー源32によって供
給される電圧が、電圧しきい値以下であるか否かを判定
する。所定の電圧しきい値は、電気療法波形の有効な第
1の位相を供給するために必要とされる、経験的に決定
された最小供給エネルギーに基づいて選択される。エネ
ルギー源32によって供給される電圧が電圧しきい値以
下ではない場合、コントローラ38はステップ402に
戻り、経過時間が所定の時間しきい値未満であるか否か
を判定する。
間しきい値を超えたと判定すると、ステップ406にお
いて、エネルギー源32によって供給される電圧が所定
の電圧しきい値以下であるか否かを判定する。電圧が所
定の電圧しきい値より大きい場合、コントローラ38
は、引き続き、エネルギー源32によって供給される電
圧が、所定の電圧しきい値以下であるか否かを判定す
る。
が所定の電圧しきい値以下であるか否かを判定するステ
ップのいずれかにおいて、以下であると判定されると、
ステップ408において、コントローラ38は、エネル
ギー源32の放電を停止して、二相パルスの第1の位相
を終了する。次に、ステップ410において、コントロ
ーラ38は、二相パルスの第1の位相と第2の位相の間
の所定の時間間隔Gにわたって待機する。次に、ステッ
プ412において、接続機構34が、エネルギー源32
によって負荷37に印加される電圧の極性を切り換え
る。次に、ステップ414において、コントローラ38
は、所定の時間間隔Fにわたって、第2の位相の二相パ
ルスの放電を開始する。最後に、所定の時間間隔Fの終
了時に、ステップ416において、コントローラ38
は、接続機構34を用いて、電極36からエネルギー源
32を切り離すことによって、エネルギー源32の放電
を停止する。第1の電気療法装置の第1の実施態様に関
するこれ以上の詳細については、Gliner他に対して発行
された、参考として本明細書に組み込んだ米国特許第5,
593,427号に記載されている。
に示す方法によって、図11に示すタイプの波形が生じ
る。図11の波形の場合、二相パルスの第1の位相の時
間期Eは、所定の時間しきい値を超えるので、エネルギ
ー源32は、第1の位相の終了前に、所定の電圧しきい
値まで放電する。患者のインピーダンスが低い場合、図
10に示す方法によって、図12に示すタイプの波形が
生じる。図12の波形の場合、エネルギー源32の放電
中に、所定の電圧しきい値に達すると、二相パルスの第
1の位相は、所定の時間しきい値に達する前に終了す
る。従って、図10に示す方法では、コントローラ38
によって検出された患者のインピーダンスに応答して、
エネルギー源32によって患者に加えられる波形が動的
に調整される。
表された第2の電気療法装置50の第1の実施態様を示
す概略図である。図13の場合、エネルギー源は、60
〜150マイクロファラッドのキャパシタンス値を有
し、最適なキャパシタンス値が100マイクロファラッ
ドのコンデンサ500である。第1の実施態様には、コ
ンデンサ500を初期電圧まで充電するための高電圧電
源501のような充電機構も含まれている。コントロー
ラ502は、電気療法装置50の動作を制御し、検出さ
れた不整脈に応答して自動的に、または、人間のオペレ
ータに応答して手動式に、電極506を介して患者のイ
ンピーダンス504に電気療法波形を供給する。
が印加されるまで、患者を細動除去回路から分離する。
スイッチ508及び510は、機械式リレー、ソリッド
ステートデバイス、スパークギャップ、または、他のガ
ス放電装置といった、任意の適合する種類のアイソレー
タとすることが可能である。第2の電気療法装置50の
第1の実施態様の場合、第1の接続機構34には、コン
デンサ500から患者に電気療法波形を供給するため
に、コントローラ502によって操作される4つのスイ
ッチ512、514、516、及び、518が含まれて
いる。
には、回路コンポーネント及びオペレータにさらなる保
護を施すために、抵抗器520及びスイッチ522を含
むオプションの電流制限回路を含めることも可能であ
る。第2の電気療法装置50の第1の実施態様の動作に
おいて、全てのスイッチが、コンデンサ500の放電前
に開くことになる。しかし、認識しておくべきは、スイ
ッチの全てを開位置で開始する必要はないという点であ
る。例えば、スイッチの一部を閉位置で開始し、それに
従って、スイッチを開くシーケンスに修正を施すことが
可能である。
の充電前に、測定装置44は、患者のインピーダンス5
04の低レベル測定を実施する。第2の接続機構46
は、インピーダンス推定を行うために、測定装置44を
電極506に接続する。インピーダンス推定が完了する
と、コントローラ502は、第2の接続機構46を制御
して、電極506から測定装置を切り離す。患者のイン
ピーダンスに関連したパラメータの測定結果は、患者の
インピーダンス504によってコンデンサ500に加え
られるインピーダンスの推定に役立つ。測定装置44の
出力は、コントローラ502に結合される。患者のイン
ピーダンス504のこの推定値を利用して、コントロー
ラ502は、高電圧電源501を制御して、患者のイン
ピーダンス504に対応する初期電圧まで、コンデンサ
500を充電する。初期充電電圧値は、推定インピーダ
ンスに基づいて、放電の開始時に患者に供給されるピー
ク電流が、細動除去には十分な大きさであるが、細動除
去に必要とされるレベルをあまり超えないように選択さ
れる。
器523が示すとこれに応答して、コントローラ502
は、まず、スイッチ508及び510を、次に、スイッ
チ518を、そして次にスイッチ514を閉じて、患者
に対する電気療法波形の供給を開始する。センサ524
は、コンデンサ500によって供給される電流をモニタ
する。ピーク電流が、回路の安全しきい値未満の場合、
スイッチ522を閉じて、回路から抵抗器520が取り
除かれる。しきい値を超えるピーク電流値は、短絡状態
を表している可能性がある。
間は、患者によって決まる電気的パラメータを測定する
ことによって求められる。さらに詳細に後述するよう
に、望ましい実施態様における測定パラメータは、エネ
ルギー源が患者に所定量の電荷を供給するのに要する時
間である。充電制御によって、電圧モニタまたは電流モ
ニタといった他の波形モニタ法よりも優れたノイズ耐性
を得ることができる。第2の電気療法装置50の第1の
実施態様では、積分器526を用いて、患者に供給され
る電荷の測定結果がコントローラ502に供給される。
コントローラ502は、積分器526によって供給され
る電荷の測定結果に基づいて、第1及び第2の位相の持
続時間を設定する(これにより、波形形状を制御す
る)。認識しておくべきは、他のパラメータをモニタし
て、第1及び第2の位相の長さを制御することも可能で
あるという点である。例えば、電圧または電流振幅の測
定結果を用いて、第1及び第2の位相の長さを制御する
ことも可能である。
ラは、スイッチ518を開いて、電気療法波形の供給を
終了する。スイッチ522は、スイッチ518が開いた
後の任意の時点において開くことも可能である。コント
ローラ502は、スイッチ514も開く。短い相間期間
の経過後、コントローラ502は、スイッチ512及び
516を閉じて、第2の位相の波形の供給を開始する。
第2の位相の持続時間は、第1の位相の持続時間によっ
て決定することができる。しかし、第2の位相の持続時
間を決定することができる他の方法もある。例えば、第
2の位相の持続時間は、所定の時間に設定することが可
能である。第2の位相の終了時に、コントローラ502
は、スイッチ512を開き、電気療法波形の供給を終了
する。スイッチ516、508、及び、510は、スイ
ッチ512が開いた後に開く。
実施態様の特定の実施例に関する説明である。この例で
は、スイッチ508及び510は、二極双投機械式リレ
ーとして実施される。スイッチ514及び516は、現
在利用可能なコンポーネントに関する電圧阻止要件(vo
ltage blocking requirement)を満たすため、直列をな
す1対のSCRとして、それぞれ実施される。スイッチ
518は、やはり、電圧阻止要件を満たすため、直列を
なす2つの絶縁ゲート・バイポーラ・トランジスタ
(「IGBT」)として実施される。
阻止要件を満たすために、3つの直列に接続されたIG
BTを用いて実施される。他の2つのIGBTの間に接
続されたIGBTは、スイッチ522とスイッチ518
の両方によって使用される。中央のIGBTは、スイッ
チ522がオンになるのと同時にオンになり、スイッチ
518がオフになるのと同時にオフになる。3つのIG
BTを用いて、スイッチ522及び518の機能を実施
する場合、抵抗器520は、IGBTの2つの間で電圧
を等しく分割するために、2つの抵抗器に分割される。
2に電流情報を送り、電極506間の短絡、または、電
極506の一方または両方が患者に接続されていない状
態を検出することが可能である。センサ524及び積分
器526は、電荷限界及び電流限界をそれぞれ検出する
ためのしきい値コンパレータに給電する演算増幅器を用
いて、それぞれ、実施することが可能である。積分器5
26には、電気療法波形の開始前に初期状態にリセット
するためのスイッチを含めることが可能である。
患者に供給される電荷をモニタし、電荷が0.0618
2クーロン(「Qt」と称される)に達すると、コント
ローラ502に信号を送る。その電荷に達するのに必要
な時間(「t(Qt)」)が、スケール・ダウンされた
基準周波数をカウントするアップ/ダウン・カウンタを
用いて、コントローラ502によってモニタされる。周
波数スケーラの構成要素の1つは、選択可能な2:3プ
リスケーラである。タイマ528には、アップ/ダウン
・カウンタ、2:3プリスケーラ、及び、コンデンサ5
00の放電を制御するためにコントローラによって使用
されるタイミング情報を供給する周波数源が含まれてい
る。プリスケーラは、第1の位相の間、3に設定され
る。この例の場合、コントローラには、11の時間しき
い値が記憶されており、コントローラは、Qtに達する
のに必要な時間に基づいて第1の位相の持続時間(「t
(φ1)」を決定する。各時間しきい値毎に、Qtに達
するまで、t(φ1)の新たな値がロードされる。6.
35mS以内にQtに達しなければ、t(φ1)は、1
2mSに設定される。カウンタは、第1の位相の波形全
体を供給する間、スケール・ダウンされた周波数で動作
する。表1に、Qtしきい値及びt(φ1)に関する典
型的な値のいくつかを示す。
定されている。0μS(第1の位相と第2の位相の間の
遅延開始)において、第1の位相のIGBTが開くと、
第1の位相が終了する。250μSにおいて、第2の位
相のIGBTが閉じる。300μSにおいて、第2の位
相のSCRが閉じ、第2の位相が開始する。
第1の位相タイミングによって決まる。すなわち、位相
1の間(2.3mS〜12mS)に累積されたカウント
値を用いて、第2の位相の持続時間が制御される。第2
の位相の間、第1の位相の間にカウント・アップされた
カウンタは、0までカウント・ダウンされ、その時点
で、第2の位相が終了する。第2の位相の実際の持続時
間は、カウンタを減速動作させる(run down)ために用
いられるスケール・ダウンされた周波数によって決ま
る。第1の位相t(Qt)が3.07mS未満の場合、
基準クロック・プリスケーラは、第1の位相の持続時間
に等しい第2の位相の持続時間が得られるように、3に
設定される。t(Qt)が3.07mS以上の場合、プ
リ・スケーラは2に設定され、第2の位相の持続時間
は、第1の位相の持続時間の2/3になる。
ための電荷供給測定の代替案は、コンデンサ500に残
存する電圧を測定することである。この実施態様の場
合、緩衝増幅器に接続された分圧器のような回路を使用
して、コンデンサ500の電圧をモニタする。緩衝増幅
器の出力は、コンパレータに接続されている。コンパレ
ータが、緩衝増幅器の出力において、コンデンサ500
における1000ボルトへの電圧降下に対応する電圧レ
ベルを検出すると、コントローラ502に信号が送られ
る。コンデンサ500の電圧が1000ボルトに達する
時間(Vt)に従って、二相パルスの第1の位相の持続
時間が変動する。電荷制御の実施態様の場合と同様に、
その電圧に達するのに必要な時間が、スケール・ダウン
された基準周波数をカウントするアップ/ダウン・カウ
ンタを用いて、コントローラによってモニタされる。第
1の位相の持続時間(t(φ1))は、Vtに達するの
に必要な時間に基づく。適切なt(φ1)を選択する方
法は、電荷制御の実施態様と同じである。6.18mS
以内にVtに達しなければ、t(φ1)は12mSに設
定される。表2に、t(Vt)しきい値とそれに関連す
る第1の位相の長さt(φ1)を示す。相間遅延及び第
2の位相タイミングの決定は、電荷制御の方法と極めて
よく似ている。
し、それらの形態について説明してきたが、当業者にと
っては、本発明の思想や特許請求の範囲から逸脱するこ
となく、さまざまな修正をそれらに施すことが可能であ
るということは明白なことである。以下においては、本
発明の種々の構成要件の組み合わせからなる例示的な実
施態様を示す。 1.エネルギー源(32、200、204、501、5
00)を含む電気療法装置(30、50)において、患
者(37、208、504)に電気療法を施すための方
法であって、前記患者(37、208、504)のイン
ピーダンスに関連した第1のパラメータを測定するステ
ップ(102、112)と、前記第1のパラメータに基
づいて前記エネルギー源(32、200、204、50
1、500)を構成するステップ(108、118)
と、前記患者(37、208、504)に前記エネルギ
ー源(32、200、204、501、500)を結合
するステップ(122)と、前記エネルギー源(32、
200、204、501、500)によって前記患者
(37、208、504)に供給されるエネルギーに関
連した第3のパラメータを測定するステップ(124)
と、前記第3のパラメータに基づいて、前記患者(3
7、208、504)から前記エネルギー源を分離する
ステップを含む、方法。 2.前記エネルギー源(32、200、204、50
1、500)と前記患者(37、208、504)に結
合された第1の電極(36、212、506)及び第2
の電極(36、214、506)との間に結合された第
1の接続機構(34)と、前記第1の電極(36、21
2、506)及び第2の電極(36、214、506)
に結合するように構成された測定装置(44)と、前記
エネルギー源(32、200、204、501、50
0)、前記第1の接続機構(34)、前記測定装置(4
4)に結合されたコントローラ(38、202、50
2)と、センサ(42、526、524、216)を含
む電気療法装置(30、50)に関して、前記第1のパ
ラメータを測定するステップ(102、112)が、前
記測定装置(44)を使用するステップを含み、前記エ
ネルギー源(32、200、204、501、500)
を構成するステップ(108、118)が、前記コント
ローラ(38、202、502)を用いて、前記第1の
パラメータに基づいており、かつ、前記エネルギー源
(32、200、204、501、500)によって蓄
積されたエネルギーに関連する第2のパラメータを設定
するステップを含み、前記患者(37、208、50
4)に前記エネルギー源(32、200、204、50
1、500)を結合するステップ(122)が、前記コ
ントローラ(38、202、502)を使用して、前記
第1の接続機構(34)を作動させ、前記第1の電極
(36、212、506)及び前記第2の電極(36、
214、506)に前記エネルギー源(32、200、
204、501、500)を結合するステップを含み、
前記第3のパラメータを測定するステップ(124)
が、前記センサ(42、526、524、216)を使
用するステップを含み、前記患者(37、208、50
4)から前記エネルギー源(32、200、204、5
01、500)を分離するステップが、前記コントロー
ラ(38、202、502)を使用して、前記第1の接
続機構(34)を作動させ、前記第3のパラメータに基
づいて、前記第1の電極(36、212、506)及び
前記第2の電極(36、214、506)から前記エネ
ルギー源(32、200、204、501、500)を
分離するステップを含む上項1に記載の方法。 3.前記測定装置(44)を使用して前記第1のパラメ
ータを測定するステップ(102、112)であって、
前記コントローラ(38、202、502)を使用して
前記第1の接続機構(34)を作動させ、前記第1の電
極(36、212、506)及び前記第2の電極(3
6、214、506)から前記エネルギー源(32、2
00、204、501、500)を分離した後に生じる
前記第1のパラメータを測定することからなるステップ
(102、112)と、前記第3のパラメータに基づい
て第1の患者インピーダンスを決定するステップ(12
6)と、前記第1のパラメータ及び前記第1の患者イン
ピーダンスに基づいて前記第2のパラメータを設定する
ステップ(132)をさらに含む、上項2に記載の方
法。 4.前記第1のパラメータ及び前記第1の患者インピー
ダンスに基づいて前記第2のパラメータを設定するステ
ップ(132)が、前記第1のパラメータに基づいて第
2の患者インピーダンスを決定するステップ(116)
と、前記第1の患者インピーダンスと前記第2の患者イ
ンピーダンスの差を決定するステップ(128)と、前
記第2の患者インピーダンスと前記差の合計に基づいて
前記第2のパラメータを設定するステップ(132)を
含み、前記測定装置を使用して前記第1のパラメータを
測定するステップ(102、112)が、前記第1の電
極(36、212、506)及び前記第2の電極(3
6、214、506)を介して、電気療法には不十分な
エネルギーの波形を前記患者(37、208、504)
に加えるステップを含む上項3に記載の方法。 5.前記第1のパラメータを複数の所定の範囲の1つに
分類するステップであって、前記所定の範囲が、それぞ
れ、複数の値の1つに対応し、前記第2のパラメータを
設定するステップが、前記第1のパラメータの分類によ
って前記第1のパラメータが組み入れられる、前記所定
の範囲の1つに対応する前記値の前記1つに、前記第2
のパラメータを設定するステップを含み、前記第1のパ
ラメータの分類が、前記第1のパラメータの測定後で、
かつ、前記第2のパラメータの設定前に行われることか
らなる、ステップをさらに含む、上項2に記載の方法。 6.第1の電極(36、212、506)及び第2の電
極(36、214、506)を介して、患者(37、2
08、504)に電気療法を施すための電気療法装置
(30、50)であって、前記第1の電極(36、21
2、506)及び前記第2の電極(36、214、50
6)を介して、前記患者(37、208、504)にエ
ネルギーを供給するためのエネルギー源(32、20
0、204、501、500)と、前記患者(37、2
08、504)に供給される前記エネルギーに関連した
第1のパラメータを測定するように構成されたセンサ
(42、526、524、216)と、前記エネルギー
源(32、200、204、501、500)を、前記
第1の電極(36、212、506)及び前記第2の電
極(36、214、506)に対して、それぞれ、結合
し、及び、分離するように構成された第1の接続機構
(34)と、前記第1の電極(36、212、506)
及び前記第2の電極(36、214、506)を介し
て、患者インピーダンスに応じて変動する第2のパラメ
ータを測定するように構成された測定装置(44)と、
前記第1の接続機構(34)及び前記エネルギー源(3
2、200、204、501、500)に結合され、前
記センサ(42、526、524、216)から前記第
1のパラメータを受信するように構成されたコントロー
ラ(38、202、502)であって、該コントローラ
(38、202、502)は、前記第1の接続機構(3
4)を作動させて、前記エネルギー源(32、200、
204、501、500)を前記第1の電極(36、2
12、506)及び前記第2の電極(36、214、5
06)に結合するように構成され、及び、前記第1の接
続機構(34)を作動させて、前記第1のパラメータに
基づいて、前記エネルギー源(32、200、204、
501、500)を前記第1の電極(36、212、5
06)及び前記第2の電極(36、214、506)か
ら分離するように構成され、さらに、該コントローラ
(38、202、502)は、前記測定装置(44)か
ら前記第2のパラメータを受信して、前記第2のパラメ
ータに基づいて前記エネルギー源(32、200、20
4、501、500)を構成するように構成されている
ことからなる、コントローラ(38、202、502)
を含む、電気療法装置(30、50)。 7.前記エネルギー源(32、200、204、50
1、500)が、電源(200、501)とコンデンサ
(204、500)を備えており、前記電源(200、
501)によって前記コンデンサ(204、500)が
充電されることと、前記第2のパラメータが、前記測定
装置(44)からの出力電圧を含むことと、前記測定装
置(44)が、前記第1の電極(36、212、50
6)及び前記第2の電極(36、214、506)を介
して前記第2のパラメータを測定するための構成を備え
ていることと、前記コントローラ(38、202、50
2)が、前記第1のパラメータに基づいて第1の患者イ
ンピーダンスを決定し、前記第2のパラメータに基づい
て第2の患者インピーダンスを決定し、前記第1の患者
インピーダンスと前記第2の患者インピーダンスの差を
決定し、及び、前記差と前記第2の患者インピーダンス
に基づいて、前記エネルギー源(32、200、20
4、501、500)を構成するための構成を備えてい
ることと、前記測定装置(44)が、前記第1の電極
(36、212、506)及び前記第2の電極(36、
214、506)を介して、前記患者(37、208、
504)に電気療法には不十分なエネルギーの波形を加
えることによって、前記第2のパラメータを測定するた
めの構成を備えていることからなる、上項6に記載の電
気療法装置(30、50)。 8.前記コントローラ(38、202、502)が、前
記第2の患者インピーダンスと前記差の合計に基づい
て、前記エネルギー源(32、200、204、50
1、500)を構成するための構成を備え、前記電源
(200、501)が、前記測定装置(44)からの出
力電圧に基づいて、複数の所定の電圧のうちの1つの電
圧まで前記コンデンサ(204、500)を充電するた
めの構成が備え、前記測定装置(44)が、前記測定装
置(44)を、前記第1の電極(36、212、50
6)及び前記第2の電極(36、214、506)に対
して、それぞれ、結合し、及び、分離するための第2の
接続機構(46)を備える上項7に記載の電気療法装置
(30、50)。 9.細動除去のために、第1の電極(36、212、5
06)及び第2の電極(36、214、506)を介し
て前記患者(37、208、504)に多相波形を供給
する細動除去器(30、50)であって、第1の端子及
び第2の端子を備え、前記第1の電極(36、212、
506)及び前記第2の電極(36、214、506)
を介して患者(37、208、504)に供給するため
の電荷を蓄積するコンデンサ(204、500)と、前
記コンデンサ(204、500)を充電するための電源
(200、501)と、前記コンデンサ(204、50
0)の前記第1の端子及び前記第2の端子と前記第1の
電極(36、212、506)及び前記第2の電極(3
6、214、506)の間に結合されて、前記コンデン
サ(204、500)の前記第1の端子と前記第1の電
極(36、212、506)及び前記第2の電極(3
6、214、506)の一方との結合及び分離を可能に
し、前記コンデンサ(204、500)の前記第2の端
子と前記第1の電極(36、212、506)及び前記
第2の電極(36、214、506)の一方との結合及
び分離を可能にする第1の接続機構(34)と、前記コ
ンデンサ(204、500)によって供給されるエネル
ギーに関連した第1のパラメータを測定するためのセン
サ(42、526、534、216)と、前記第1の電
極(36、212、506)及び前記第2の電極(3
6、214、506)を介して、患者インピーダンスに
応じて変動する第2のパラメータを測定するように構成
された、前記第2のパラメータを測定するための回路
(44)と、前記第1の接続機構(34)に接続され
て、前記第1のパラメータを受信するように構成された
コントローラ(38、202、502)であって、該コ
ントローラ(38、202、502)は、前記第1の接
続機構(34)を作動させて、前記第1のパラメータに
基づいて、前記第1の電極(36、212、506)及
び前記第2の電極(36、214、506)から前記コ
ンデンサ(204、500)の前記第1の端子及び前記
第2の端子を分離するように構成されており、さらに、
前記コントローラ(38、202、502)は、前記回
路(44)から前記第2のパラメータを受信し、及び、
前記第2のパラメータに基づいて、前記コンデンサ(2
04、500)を充電するための前記電源(200、5
01)を構成するように構成されていることからなる、
コントローラ(38、202、502)を含む、細動除
去器(30、50)。 10.前記コントローラ(38、202、502)が、
前記第1のパラメータに基づいて第1の患者インピーダ
ンスを決定し、前記第2のパラメータに基づいて第2の
患者インピーダンスを決定し、前記第1の患者インピー
ダンスと前記第2の患者インピーダンスの差を決定し、
及び、前記差と前記第2の患者インピーダンスに基づい
て、前記コンデンサ(204、500)を充電するため
の前記電源(200、501)を構成する構成を備え、
前記回路(44)が、前記第1の電極(36、212、
506)及び前記第2の電極(36、214、506)
を介して、細動除去には不十分なエネルギーの波形を前
記患者(37、208、504)に加えることによっ
て、前記第2のパラメータを測定する構成を備え、前記
コントローラ(38、202、502)が、前記第2の
患者インピーダンスと前記差の合計に基づいて、前記コ
ンデンサ(204、500)を充電するための前記電源
(200、501)を構成する構成を備え、前記回路
(44)が、前記第1の電極(36、212、506)
及び前記第2の電極(36、214、506)を介し
て、前記第2のパラメータを発生するための信号を供給
する信号源(300)を備え、前記第1のパラメータ
が、前記患者(37、208、504)に供給される電
荷を含み、前記コントローラ(38、202、502)
が、前記患者(37、208、504)に供給される電
荷をモニタして、前記患者(37、208、504)に
所定の量の電荷を供給するための時間間隔を決定し、及
び、前記時間間隔を複数の所定の時間間隔の1つに分類
する構成を備え、前記コントローラ(38、202、5
02)は、さらに、前記所定の時間間隔に対応する複数
の所定の時間値の1つを選択し、前記第1の電極(3
6、212、506)及び前記第2の電極(36、21
4、506)に前記第1の端子及び前記第2の端子を結
合してから、前記第1の電極(36、212、506)
及び前記第2の電極(36、214、506)から前記
第1の端子及び前記第2の端子を分離するまでの時間長
を設定する構成を備え、前記第2のパラメータが、前記
第1の電極(36、212、506)及び前記第2の電
極(36、214、506)を介して、前記患者(3
7、208、504)の両端間で測定される電圧を含む
上項9に記載の細動除去器(30、50)。
を推定することにより、患者のインピーダンスに応じて
電気療法波形の形状と電流値を動的に調整して、細動除
去をおこなうために最適な電気療法波形を患者に供給す
ることができる。患者のインピーダンスの推定は、患者
に高電圧を印加せずに行うことができる。
連した、打ち切り指数関数状の放電波形を示す図であ
る。
連した、打ち切り指数関数状の放電波形を示す図であ
る。
ある。
ある。
示す第2の電気療法装置を用いて、患者に加えられる電
気療法波形のエネルギーの初期レベルを設定する方法に
関する高レベルの流れ図である。
示す第2の電気療法装置を用いて、低レベル・インピー
ダンス測定結果を較正する方法に関する高レベルの流れ
図である。
示す第2の電気療法装置を用いて、低レベル・インピー
ダンス測定結果を較正する方法に関する高レベルの流れ
図である。
様を示す図である。
のいずれの実施態様にも使用することができる測定装置
を示す図である。
態様を用いて、患者に加えられる波形を動的に調整する
方法の高レベルの流れ図である。
動的に調整することによって生じる可能性のある典型的
な波形を示す図である。
動的に調整することによって生じる可能性のある典型的
な波形を示す図である。
態様を示す図である。
Claims (1)
- 【請求項1】エネルギー源(32、200、204、5
01、500)を含む電気療法装置(30、50)にお
いて、患者(37、208、504)に電気療法を施す
ための方法であって、 前記患者(37、208、504)のインピーダンスに
関連した第1のパラメータを測定するステップ(10
2、112)と、 前記第1のパラメータに基づいて前記エネルギー源(3
2、200、204、501、500)を構成するステ
ップ(108、118)と、 前記患者(37、208、504)に前記エネルギー源
(32、200、204、501、500)を結合する
ステップ(122)と、 前記エネルギー源(32、200、204、501、5
00)によって前記患者(37、208、504)に供
給されるエネルギーに関連した第3のパラメータを測定
するステップ(124)と、 前記第3のパラメータに基づいて、前記患者(37、2
08、504)から前記エネルギー源を分離するステッ
プを含む方法。
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---|---|---|---|
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Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2000288100A true JP2000288100A (ja) | 2000-10-17 |
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Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000086198A Pending JP2000288100A (ja) | 1999-03-25 | 2000-03-27 | インピーダンス推定に基づいて動的波形制御を行う電気療法の方法及び装置 |
Country Status (4)
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---|---|
US (1) | US6208898B1 (ja) |
JP (1) | JP2000288100A (ja) |
DE (1) | DE10012503B4 (ja) |
GB (1) | GB2348139B (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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 |
JP2012512701A (ja) * | 2008-12-19 | 2012-06-07 | エシコン・インコーポレイテッド | 表面系刺激装置における刺激電流の最適化 |
KR101933809B1 (ko) | 2017-12-29 | 2018-12-28 | (주)나눔테크 | 자동심장충격기의 고전압 제어모듈 및 이의 제어방법 |
Families Citing this family (21)
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 |
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 |
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 (en) | 2012-11-08 | 2016-09-28 | Covidien LP | Tissue-removing catheter including operational control mechanism |
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 |
JP2022504629A (ja) | 2018-10-10 | 2022-01-13 | エレメント サイエンス,インク | 使い捨て部品と再使用可能部品を備えたウェアラブル医療機器 |
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
- 2000-03-24 GB GB0007226A patent/GB2348139B/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-03-27 JP JP2000086198A patent/JP2000288100A/ja active Pending
Cited By (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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 |
JP2012512701A (ja) * | 2008-12-19 | 2012-06-07 | エシコン・インコーポレイテッド | 表面系刺激装置における刺激電流の最適化 |
US8897885B2 (en) | 2008-12-19 | 2014-11-25 | Ethicon, Inc. | Optimizing the stimulus current in a surface based stimulation device |
KR101933809B1 (ko) | 2017-12-29 | 2018-12-28 | (주)나눔테크 | 자동심장충격기의 고전압 제어모듈 및 이의 제어방법 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
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