(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
連続する複数の低エネルギー電流パルスを患者に取り付けられた少なくとも２つの電極を通して患者に伝達するために構成及び配置されるエネルギー伝達システムと、
患者の心臓の脈を監視するために構成及び配置される患者監視回路と、
心臓が細動しているかを判定し、前記エネルギー伝達システムに最初の細動の検出に応じて印加用の第一の低エネルギー電流パルスを制御し、再発細動の始めに印加用の第二の低エネルギー電流パルスを制御するコントローラと、
を有する心臓の除細動器の作動方法であり、
前記第一の低エネルギー電流パルスの直後に再発細動が心筋組織に生じ、前記第二の低エネルギー電流パルスの管理が前記再発細動の瞬間と実質的に同時に実行される、
作動方法。
【請求項２】
前記第二の低エネルギーの電流パルスの前記制御に続いて心臓に再発細動が生じ、再発細動の始めに印加用の第三の低エネルギー電流パルスを前記コントローラが制御するステップ、
を有する請求項１記載の作動方法。
【請求項３】
前記ステップは、心臓に再発細動が生じなくなるまで繰り返される、
請求項２記載の作動方法。
【請求項４】
連続する複数の低エネルギー電流パルスを患者に取り付けられた少なくとも２つの電極を通して患者に伝達するために構成及び配置されるエネルギー伝達システムと、
患者の心臓の脈を監視するために構成及び配置される患者監視回路と、
心臓が細動しているかを判定し、前記エネルギー伝達システムに最初の細動の検出に応じて印加用の第一の低エネルギー電流パルスを制御し、再発細動の始めに印加用の第二の低エネルギー電流パルスを制御するコントローラと、
を有する心臓の除細動用の対外式除細動器であり、
前記第一の低エネルギー電流パルスの直後に再発細動が心筋組織に生じ、前記第二の低エネルギー電流パルスの管理が前記再発細動の瞬間と実質的に同時に実行される、
対外式除細動器。
【請求項５】
前記患者監視回路は、前記除細動している電極に集積されたセンサからアナログのＥＣＧ信号を受け、デジタルのＥＣＧ信号を前記コントローラに供給する、
請求項４記載の対外式除細動器。
【請求項６】
前記エネルギー伝達システムは、
１つの低エネルギーの電流パルスにおいて伝達されるエネルギーをそれぞれが蓄積するための複数の充電キャパシタと、
電源からの電力を受け、前記複数のキャパシタを充電するために構成される高電圧充電回路と、
複数の低エネルギーの電極パルスを伝達するために、前記複数のキャパシタのそれぞれを前記電極に独立に接続する複数の電荷伝達回路と、
を有する請求項４記載の対外式除細動器。
【請求項７】
前記複数の充電キャパシタは、
第一の容量を有する第一のキャパシタと、
前記第一の容量と実質的に等しい第二の容量を有する第二のキャパシタと、
を有する請求項６記載の対外式除細動器。
【請求項８】
前記第一の容量及び前記第二の容量は、近似的に１００マイクロファラッドである、
請求項７記載の対外式除細動器。
【請求項９】
前記高電圧充電回路は、前記複数のキャパシタを同時に充電する、
請求項６記載の対外式除細動器。
【請求項１０】
前記複数の電荷伝達回路は、前記キャパシタのそれぞれと前記電極との電気的接続を制御して、前記第一の低エネルギーの電流パルス及び前記第二の低エネルギーの電流パルスに実質的に異なるエネルギーを伝達させる、
請求項６記載の対外式除細動器。
【請求項１１】
前記複数の電荷伝達回路は、前記複数のキャパシタのそれぞれのうちの１つを前記細動する電極にそれぞれ電気的に接続する２つのＨブリッジ回路として実現される、
請求項６記載の対外式除細動器。
【請求項１２】
前記低エネルギーの電流パルスにより伝達される前記エネルギーは、近似的に３０ジュールから７０ジュールの間にある、
請求項６記載の対外式除細動器。
【請求項１３】
前記患者監視回路は、前記患者監視回路が除細動の発生に続いて生じる再発細動を正確に検出するように、前記除細動の発生に従う十分に短い時間間隔において前記ＥＣＧ信号を監視するために構成及び配置される直流結合された監視回路である、
請求項６記載の対外式除細動器。
【請求項１４】
前記患者監視回路は、
前記コントローラによる利用向けに前記ＥＣＧ信号をデジタル信号にするアナログ／デジタル変換器と、
前記電極に接続され、ＥＣＧ信号を前記アナログ／デジタル変換器に供給する前に、前記ＥＣＧ信号を緩衝するために構成される緩衝増幅回路と、
前記緩衝増幅回路と並列接続され、前記患者監視回路のディファレンシャルモードのインピーダンスを実質的に低下することなしに、コモンモード雑音を最小化するために構成されるコモンモードキャンセル回路と、
を有する請求項１３記載の対外式除細動器。
【請求項１５】
前記複数の充電キャパシタのそれぞれは、電気的に直列に接続されて等価な容量を形成する複数の物理的に分離されたキャパシタである、
請求項４記載の対外式除細動器。
【請求項１６】
前記細動器は、携帯用の対外式細動器である、
請求項４記載の対外式除細動器。
【請求項１７】
前記携帯用の対外式細動器はＡＥＤである、
請求項４及び１４記載の対外式除細動器。
【請求項１８】
前記低エネルギーの電流パルスは、二相性の電流パルスである、
請求項４記載の対外式除細動器。
【請求項１９】
前記低エネルギーの電流パルスは、単相性の電流パルスである、
請求項４記載の対外式除細動器。
【請求項２０】
細動する心臓に第一の低エネルギー電流パルス及び第二の低エネルギー電流パルスの２つの連続する低エネルギー電流パルスを伝達し、再発細動の始めに印加用の第二の低エネルギー電流パルスを制御することにより、心臓の細動についての除細動用に効果的な制御を有する経胸腔的な電気的除細動システムであって、
前記第一の低エネルギー電流パルスの直後に再発細動が心筋組織に生じ、前記第二の低エネルギー電流パルスの管理が前記再発細動の瞬間と実質的に同時に実行される、
経胸腔的な電気的除細動システム。
【発明の詳細な説明】
【発明の詳細な説明】
【０００１】
本発明は、一般に電気治療装置に関し、より詳細には、除細動の改善された有効性のために、低エネルギーの電流パルスを連続して印加する電気治療装置に関する。
【０００２】
対外式除細動器は、電気ショックを投与して、心室細動のような様々な心臓の不整脈について患者を治療するために使用されている。心室細動は、心臓の個々の線維のまとまりのない収縮及び緩和であり、血液の流れを抑制し、兆候の数分以内に適切な措置がとられない場合には、その結果死に至らせる。
【０００３】
心室細動という生命を脅かす状態を転換するために最も広く受け入れられている臨床的な処置は、パドル又はパッドと一般に呼ばれる電極を通して胸部の表面に電気パルスが印加される経胸腔的かつ電気的な除細動である。
【０００４】
心室細動を止めるための電気ショックの使用は、心臓がその自然な脈を回復するために、心筋に電流を流すことを必要とする。たとえば、携帯用の全自動又は半自動の対外式除細動器（一般にAEDと呼ばれる）のような対外式の除細動器は、典型的には、患者の胴体に取り付けられた電極対を通して、細動を呈している患者に単一の、高エネルギーの電気ショックを与える。成功すれば、電気ショックは、心室細動を正常な洞調律に変換する。
【０００５】
しかし、除細動を達成するための電気ショックにより伝達されるエネルギーは、過渡的条件の異常から心筋の壊死の範囲にわたり有害な作用をもたらす可能性がある。このことは、その体重が典型的な成人患者の一部である小児患者について特にあてはまる。
【０００６】
一般的に、手動式の対外式除細動器は、電気ショックにより伝達されるエネルギーレベルを含めて、特定の患者及び患者の状態について訓練されたオペレータにより機器調整される。対照的に、自動式の対外式除細動器は、固定されたエネルギー又は段階的な除細動のエネルギーの計画を使用することにより、装置のオペレータに代わりかかる決定を行う。
【０００７】
また、今日のAEDの多くは、患者のインピーダンスに基づいて（時間周期のような）様々な観点での除細動の波形を調節する。かかるインピーダンス測定は、除細動器の全体パス、心拍数、呼吸数及び他の物理的なパラメータを推定するような所定の目的のために有効な情報を提供する場合がある。
【０００８】
しかし、かかるアプローチは、患者の身長及び体重について正確な推定を行うために必要な情報を提供することができない。結果として、AEDは、大柄な成人患者について最適な場合があるが、小柄な患者に対して潜在的に損害を与える場合もある１つの電気ショックをしばしば発生する。この理由のため、今日のほとんどのAEDは、小児患者の利用向けに適合されていない。
【０００９】
それゆえ、変動する体重の患者に対して自動的に細動を除去することができ、かつ訓練されたオペレータが介入することを要しないシステム及び方法が必要とされている。
本発明は、連続して低エネルギーの電気ショックを細動している心臓に伝達し、細動の再発の始まりで第二の低エネルギーの電気ショックを印加することにより、細動している心臓に対して効果的に除細動するための経胸腔的な電気的除細動方法及びシステムを提供する。
【００１０】
かかる低エネルギーの電気ショックは、心筋細胞の一部のみを同時に不応状態にするために十分な大きさの電流密度を生成する。この心筋細胞の一部は、心臓から細動を除去するために必要な部分よりも少ない。細動の発生又は再発生と同時にそれぞれ印加される２つ以上の低エネルギーの電気ショックによる複合効果により、細動している心臓から連続して除細動することができる。
【００１１】
具体的には、第一の低エネルギーの電気ショックの印加により、心筋細胞の一部を脱分極するために十分な電流密度を誘導する。この心筋細胞の一部は、典型的には、心筋が正常な洞調律に回復するために必要とされる部分よりも少ない。第一の電気ショックに応答して、細胞の幾つかは脱分極して不応状態となり、その一方で、他の細胞は脱分極せずに非不応状態のままである。
【００１２】
第一の電流パルスにもかかわらず非不応状態のままである細胞の分極電荷は、細胞から細胞に変化する。１つの細胞膜に残されているこの残留電荷により、その細胞は連続して脱分極する。このような部分的に刺激された細胞の自発的な脱分極は、再発細動（reinitiate fibrillation）と呼ばれる。すなわち、細動の動きは、より小さな除細動の電流密度を受けた細胞の脱分極のために、第一の低エネルギーパルスの印加の後、再び初期化される。これらの細胞は、除細動パルスの後、比較的短時間内で自身を脱分極し、不応状態となる。
【００１３】
かかるECGの動きの始まりで、第二の低エネルギーの電気ショックが投与される。この第二の低エネルギーの電気ショックは、最初に脱分極した細胞をその不応状態に維持する。最初に脱分極した細胞には、第二の電気ショックの印加より前に再分極し始めていないものもある。それらの細胞は、第二の電気ショックに応答してそれらの不応状態に保持される。第一の電気ショックの後に細分極し始めた最初に脱分極した細胞は、第二の電気ショックに応答して再び脱分極する。
【００１４】
加えて、第二の電気ショックは、転換可能な電流密度を達成して以来、追加の細胞をできる限り脱分極する。この脱分極は、自発的に脱分極した低電流密度の細胞の脱分極と同期して発生するものであり、再発細動の開始を示している。連続パルスに応答して不応状態にある細胞は、自然に脱分極している細胞と共に、不応な心筋細胞の臨界質量を形成し、心臓は、正常な洞調律を回復することができる。
【００１５】
このように、細動の第一の兆候と同時に起こるように連続する低エネルギーパルスを印加することで、本発明の連続パルスにより、心筋は、従来の除細動パルスにより生成される大きさの電流密度を心筋細胞が達成することなしに、正常な洞調律に応答することができる状態になる。すなわち、細動を再び初期化するために心臓の性質を利用することにより、本発明は、心筋に印加されるピーク電流を最小にしつつ、除細動を達成するために十分なエネルギーを供給する。これにより、高電流密度による様々な悪影響の尤度を低減する。たとえば、心筋の壊死の尤度が減少し、患者の生存の可能性が増加する。
【００１６】
さらに、小児から成人までのすべての患者について安全かつ効果的な１つ又は１つ以上の低エネルギーの電流パルスを使用して、全てのサイズの患者に対して除細動することができる。これにより、AEDは、全ての患者に対して最適に除細動することができる１つの電気ショックの計画を実現することができる。さらに、かかる低エネルギーの電流を利用することで、より低い印加電圧を使用することができ、対外式の除細動器を実装するためのサイズ、重量及び費用を低減することができる。
【００１７】
本発明の多くの態様は、要約された態様のそれぞれについて実現される場合がある異なる実施の形態に沿って以下に要約される。これら要約された実施の形態は、互いに包括的又は排除的である必要はなく、コンフリクトしない及びコンフリクトする同じ態様又は異なる態様と共にいずれかのやり方で組み合わされる場合がある。これら開示された発明の態様は、主にシステム、方法、データ及び効果的な除細動に関連する技術に向けられているが、例示的な態様であり、本発明を限定するものではないことも考慮されるべきである。
【００１８】
本発明の一つの態様では、細動している心臓に対して除細動するための方法が開示される。本方法は、第一の低エネルギーの電流パルスを心臓に印加すること、第一の低エネルギーの電流パルスの印加に続いて心臓の再発細動を検出すること、及び再発細動の始めで、第二の低エネルギーの電流パルスを印加することを含んでいる。好ましくは、本方法は、第二の低エネルギーの電流パルスの印加に続いて、心臓の再発細動を検出すること、再発細動の始めで、第三の低エネルギーの電流パルスを印加することを含んでいる。
【００１９】
本発明の別の観点において、患者の細動している心臓に対して除細動するための対外式の除細動器が開示される。対外式の除細動器は、患者に取り付けられる少なくとも２つの電極を通して、２つ又は２つ以上の低エネルギーの電気ショックを患者に連続して伝達するために構成及び調整されるエネルギー伝達システム、患者の脈を監視するために構成及び調整される患者監視回路、及び心臓が細動しているかを判定し、最初の細動の検出に応答して第一の低エネルギーの電気ショックをエネルギー伝達システムに印加させるコントローラを含んでいる。
【００２０】
本発明の更なる態様において、経胸腔的な電気的除細動システムが開示される。この経胸腔的な電気的除細動システムは、２つの連続する低エネルギーの電気ショックを細動している心臓に伝達することにより、該細動している心臓に対して効果的に除細動するものであり、第二のかかる低エネルギーの電気ショックは、再発細動の始めに印加される。
【００２１】
本発明の様々な実施の形態が確定された効果を提供し、従来の除細動技術のうちで避けられない問題点を克服する。本発明に係る全ての実施の形態が同一の効果を共有するものではなく、また、全ての状況下において効果を共有するものではない。本発明は、小児から成人までの全ての患者にとって安全かつ効果的な１つ又は１つ以上の低エネルギーの電流パルスを使用して、全てのサイズの患者に対して除細動することができるという上述した利点を含めて様々な利点を提供する。本発明のこれら及び他の特徴及び利点は、本発明の各種実施の形態の構成及び動作と同様に、添付図面を参照して以下に詳細に説明される。
【００２２】
本発明の上述した利点及び更なる利点は、添付図面と共に、以下の発明の実施の形態からより明確に理解されるであろう。添付図面において、同一の参照符号は、同一の構成又は方法ステップを示し、参照番号の左端の１つ又は２つの番号は、参照される構成要素が最初に出現する図番を示している。
【００２３】
正常な心筋細胞は、細胞の境界間で約９０mＶの電位差を有する。心筋細胞が電気的に刺激され、活性化されたとき、細胞の内側と外側との間の通常の電位差により引き起こされる電気分極は崩壊し、心筋は「脱分極（depolalize）」したと呼ばれる。脱分極された心筋細胞は、不応状態にあると呼ばれる。不応細胞は、更なる内因性又は外因性の電気的な刺激に応答して新たな活性状態にはならない。
【００２４】
脱分極の後、心臓の細胞は、通常の電位差を再確立し始める。この工程は、「再分極（repolarization）」と呼ばれる。細胞にとって再分極の工程を完了するためには数百ミリ秒を要する。十分に大きな電圧分極を再確立するための適切な時間長が提供されている心筋細胞は、その後に脱分極しやすい。かかる心筋細胞は、「非不応」であると呼ばれる。ある細胞が脱分極された後に、再び非不応状態になるまでに要求される時間間隔は、不応期間と呼ばれる。
【００２５】
細胞の電圧分極の崩壊によって、近傍の細胞を活性化することが可能である。これらの近くの細胞は、順番に、それらの電圧分極を失い、なお他の近傍の細胞を刺激する。このようにして、脱分極の動きは、心臓全体にわたり伝播することができる。任意の瞬間で、心筋細胞が脱分極している位置は、脱分極の波面と呼ばれる。脱分極の波面が心臓全体を移動するとき、非不応細胞を不応細胞に変換する。この不応細胞は、上述したように、続いて再分極され、非不応状態になる。細動している心臓において、脱分極された波面は、心筋を通して無秩序なやり方で移動する。全ての可能な分極状態で細胞が存在し、細動の間のある瞬間で、心筋の組織化された活性化が妨げられ、血液ポンプがもたらされる。
【００２６】
心室細動という生命を脅かす状態を転換するために最も広く受け入れられている臨床的な処置は、経胸腔的な電気的除細動であり、ここでは、一般にパドル又はパッドと呼ばれる電極を通して胸部の表面に電気パルスが印加される。除細動の電気ショックは、全ての心筋細胞が同時に受けるため、異なる心筋細胞は、それらの電気的な周期において異なる相対的なタイミングで電気ショックを受ける。心筋細胞の不応に関する臨界質量を同時に与えるため、このパルスが十分な大きさの電流密度をつくるとき、除細動が生じる。
【００２７】
しかし、かかる広げられた電流密度を達成するために、電気ショックにより伝達すべき必須のエネルギーは、過渡的条件の異常から心筋の壊死までの悪影響をもたらす可能性がある。典型的なAEDは、ほとんど全ての患者に対して連続した除細動を１つの電気ショックのレベルで達成するために設計されている。この電気ショックのエネルギーレベルは、小柄の患者向けに必要とされる電流密度をかなり超える可能性があり、さらには悪影響の可能性をさらに増加する。
【００２８】
本発明は、経胸腔的な電気的除細動方法及び装置を提供する。この方法及びシステムによれば、連続する低エネルギーの電気ショックを細動する心臓に伝達することにより細動している心臓に対して除細動し、第二の低エネルギーの電気ショックが再発細動の始めに印加される。かかる低エネルギーの電気ショックは、心筋細胞の一部のみを同時に不応状態にするために十分な大きさの電流密度を生じる。この一部は、心臓に対して除細動するために必要とされる部分よりも少ない。細動の発生又は再発生と同期してそれぞれ印加される２つ又は２つ以上の低エネルギーの電気ショックに関する複合効果は、細動している心臓に対して連続して除細動することである。
【００２９】
特に、第一の低エネルギーの電気ショックの印加により、心筋細胞の一部を脱分極するために十分な電流密度を誘導する。この一部は、心筋を正常な洞調律に回復するために必要とされる部分よりも典型的に少ない。第一の電気ショックに応答して、細胞のうちの幾つかは脱分極して不応状態になり、他の細胞は脱分極せずに非不応状態のままである。
【００３０】
第一の電流パルスにもかかわらず非不応状態のままである細胞の分極電荷は、細胞から細胞に変化する。ある細胞膜に残留しているこの残留電荷は、続いて、細胞を脱分極することができる。これらの細胞は、再発細動と呼ばれる自発的に脱分極することができるレベルにまで再分極するための最初の細胞である。すなわち、細動の動きは、低い電流密度の細胞の続いて起こる脱分極のために、第一の低エネルギーパルスの印加の後に、その本来の不応状態に再び初期化する。
【００３１】
かかるECG（心電図）の動きの始めで、第二の低エネルギーの電気ショックが投与される。この第二の低エネルギーの電気ショックは、最初に脱分極された細胞をその不応状態に維持する。最初に脱分極された細胞には、第二の電気ショックの印加よりも先に再分極し始めていないものもある。それらの細胞は、第二の電気ショックに応答して、その不応状態に維持される。第一の電気ショックの後に再分極し始めた最初に脱分極された細胞は、第二の電気ショックに応答して再び脱分極する。
【００３２】
さらに、第二の電気ショックは、転換可能な状態を達成して以来、追加のセルを脱分極する。この脱分極は、自発的に脱分極したより低い電流密度の細胞の脱分極と同期して生じ、再発除細動（reinitiate defibrillation）の開始を記録する。連続パルスに応答して不応状態にある細胞は、自発的に脱分極した細胞と共に、不応の心筋細胞の臨界質量を形成し、心臓は、正常な洞調律を回復することができる。
【００３３】
このように、細動の最初の兆候と同時に起こるように連続した低エネルギーのパルスを印加することで、本発明の連続パルスにより、心筋細胞が従来の除細動パルスにより生成される大きさの電流密度を達成することなしに、心筋は正常な洞調律に応答することができる状態になる。すなわち、細動を再び初期化するための心臓の性質を利用することにより、本発明は、除細動を達成するために十分なエネルギーを供給し、心筋に印加されるピーク電流を最小化することができる。これにより、高電流密度に関する様々な悪影響に関する尤度を減少することができる。たとえば、心筋の壊死が減少し、患者の生存の可能性が増加する。さらに、小児から成人までの全ての患者にとって安全かつ効果的な１つ又は１つ以上の低エネルギーの電流パルスを使用して、全てのサイズの患者に対して除細動することが可能となる。これにより、AEDは、全ての患者に対して除細動することできる１つの電気ショックの計画を実現することが可能となる。さらに、かかる低エネルギーの電流を使用することにより、低い印加電圧により実現することができ、対外式の除細動器のサイズ、重量及び費用を低減することが可能となる。
【００３４】
図１A及び図１Bは、本発明の例示的な実施の形態を示している。図１Aを参照して、第一の低エネルギーパルスは、ブロック１０２で印加され、ブロック１０４で、心臓が監視される。ブロック１０６では、細動の発生の検出に応じて、第二の低エネルギーの電気ショックが印加される。第一の電気ショック後のECGの動きが細動していない状態を示すとき、患者は、第一の電気ショックのみに有利に応答し、２回目の電気ショックに応答すべきではない。かかる患者は、たとえば子供である。
【００３５】
図１Bに示されるような代替的な実施の形態では、本発明は、細動の発生の検出にそれぞれ応答して、複数の低エネルギーの電気ショックを印加する。第二の電気ショックが印加された後、患者のECGの動きが再び監視される。患者が再び細動するのであれば、第三のパルスが印加され、再び心臓が監視される。この処理は、ブロック１１４で細動していないECGの動きが検出されるまで、予め決定された回数だけ繰り返すことができる。細動していないECGの動きは、電気ショックと最初のECGの動きの兆候との間の十分な時間遅延により識別される。
【００３６】
更なる実施の形態では、追加の電気ショックを患者に印加するかを判定するときに、他の要素が考慮される場合がある。たとえば、図１Bに示されている繰返しは、所定の回数の低エネルギーパルスが伝達されるまで繰り返すことができる。
【００３７】
本発明の解釈及び態様は、例示的な電気治療装置を参照して記載される。図２には、本発明を取り入れるに適した対外式の除細動器の簡略化されたブロック図が示されている。対外式の除細動器２００は、本発明に従い患者に対して除細動するために必要な構成要素を含む。なお、かかる対外式の除細動器は、当該技術分野において公知であるので、本明細書及び図２において示される構成要素は、本発明の機能を実現する構成要素に制限されることを理解すべきである。以下の記載では、対外式の除細動器２００は、AEDのような携帯用の対外式の除細動器である。
【００３８】
対外式の除細動器２００の構成要素は、コントローラ２０６の制御下で動作する。コントローラ２０６は、マイクロプロセッサ、ゲートアレイ、ASIC又は他の制御ロジックアーキテクチャ、及びこれらの組み合わせで構成されてもよい。好ましくは、コントローラ２０６は、商業的に入手可能なマイクロプロセッサ上で実行されるソフトウェアコードで実現される。一般的に、かかるソフトウェアコードは、マイクロプロセッサによりアクセス可能なメモリ装置（図示せず）に記憶される。以下に詳細に記載されるように、コントローラ２０６は、除細動器２００の他の構成要素を制御して、本発明に関する機能を実現する。
【００３９】
対外式の除細動器２００は、患者（図示せず）にエネルギーを伝達するエネルギー伝達システム２０２を含んでいる。エネルギー伝達システム２０２は、２つの電極２０８A、２０８B及び電源２１０に接続されている。コントローラ２０６に応答して、エネルギー伝達システム１０４は、患者の様々な所定の位置に配置される電極２０８に一連の低エネルギーの電気ショックを伝達する。実現可能なエネルギー伝達システム２０２は、多くの実施の形態がある。エネルギー伝達システム２０２の１つのかかる例示的な実施の形態が以下に詳細に記載される。
【００４０】
患者監視回路２０４は、患者の脈を監視して、心臓が細動しているかを判定する。患者監視回路２０４は、本実施の形態では、除細動電極２０８に統合されたセンサから情報を受ける。患者監視回路２０４は、本発明の教示に従いエネルギー伝達システム２０２を制御するためにコントローラ２０６により処理されるデジタルECG信号をコントローラ２０６に提供する。
【００４１】
患者監視回路２０４は、高解像度での測定するために十分なダイナミックレンジを有しており、除細動の発生に従い迅速に回復可能である。また、患者監視回路２０４は、以下に詳細に記載される。上述した所定の構成要素、及びこの特許出願において特に記載されていない他の装置の構成要素も含まれてよく、Cameron等による“Electrotherapy Method and Apparatus”と題された米国特許第5,607,454号に記載されるような方式で動作するように調整される。この開示は、その全体において本明細書で参照により組み込まれる。
【００４２】
図３は、本発明の１実施の形態に従うエネルギー伝達システム２０２の高水準の機能ブロック図である。図４は、エネルギー伝達システム２０２の１つの実現に関する回路図である。上述されたように、エネルギー伝達システム２０２は、コントローラ２０６により発生された命令に応答して連続的な低エネルギーの電気ショックを患者に投与する。例示的な実施の形態では、エネルギー伝達システム２０２は、２つのかかる低エネルギーのパルスを連続的に伝達するために構成及び調整される。
【００４３】
エネルギー伝達システム２０２は、電源２１０から電力を受け、複数の充電キャパシタ３０４を充電する高電圧（HV）充電回路３０２を含んでいる。HV充電回路３０２は、コントローラ２０６により発生される充電制御命令３０８に応答してキャパシタ３０４を充電する。充電キャパシタ３０４は、複合的なキャパシタ、すなわちキャパシタバンクを含んでおり、それぞれのかかる低エネルギーの電気ショックの間に伝達されるエネルギーを蓄積する。かかるキャパシタに蓄積されるエネルギーの独立な伝達は、２重の充電伝達スイッチ３０６により制御される。２重の充電伝達スイッチ３０６は、電気ショック制御信号３１０に応答して除細動パドル２０８に独立な電流パルスを伝達する。
【００４４】
ここで、図４を参照して、HV充電回路３０２は、電源制御回路４２４に接続された１次コイルL1を有する変圧器４２２を含んでいる。電源制御回路４２４は、直流（DC）電流源としての役割を果たすバッテリのような電源モジュール２１０に接続されている。電源制御回路４２４は、ここでは公知の電源スイッチ回路とすることができ、変圧器４２２の１次コイルL1間の交流電流を供給する後に開発されるものであってもよい。典型的には、かかる電源制御回路は、変圧器４２２の一次コイルL1に電流を印加するものであって、接地するための電界効果トランジスタ（FET）スイッチを含んでいる。
【００４５】
変圧器４２２の２次コイルL2間に接続されているのは、２つの高電圧除細動キャパシタ４１４，４１６である。２次コイルL2の正端子は、ダイオード４２０，４１８のそれぞれを通してキャパシタ４１４，４１６に接続されている。２次コイルで生成された交流電流は、ダイオード４１８及び４２０により整流され、その結果、キャパシタ４１４，４１６に印加される連続した正の電流パルスとなる。かかる電流パルスにより、当該技術分野において公知であるように、キャパシタ４１４，４１６にエネルギーが蓄積される。
【００４６】
上述したように、この例示的な実施の形態では、電気治療装置１００は、細動を呈している患者に２つの連続する低エネルギーの電流パルスを印加する。かかる高電圧キャパシタに蓄積される大量のエネルギーのために、キャパシタ４１４，４１６を充電するために比較的長い時間が必要とされる。例示的な実施の形態では、１つのキャパシタが利用され、一連のかかる低エネルギーの充電パルスからなるそれぞれ低エネルギーのパルスが伝達される。しかし、代替的な実施の形態では、１つのキャパシタが使用され、連続した低エネルギーの電気ショックが伝達される。
【００４７】
かかる実施の形態では、一方のキャパシタを部分的に放電することにより、及び／又は第二の電気ショックについて十分に短い時間で一方のキャパシタを急速に充電することにより、それぞれの電気ショックが達成される。なお、この例示的な記載では、１つのキャパシタ４１４，４１６が使用され、それぞれ低エネルギーの電気ショックが伝達される。代替的な実施の形態では、それぞれのキャパシタ４１４，４１６は、電気的に直列又は並列に接続される２つ又は２つ以上の物理的に分離されたキャパシタで置き換えられ、キャパシタ４１４，４１６により表される等価なキャパシタがつくられる。
【００４８】
それぞれの電流パルスの間で伝達されるエネルギーは、それぞれのキャパシタ４１４，４１６の容量、放電時間及び患者のインピーダンスにより決定される。図４に示される実現では、キャパシタ４１４，４１６は、同時に充電され、１００μｆの同じ容量を有している。同じ方式で放電された場合、結果として得られる第１及び第２の低エネルギーのパルスは、同じエネルギーを伝達する。当業者であれば理解されるように、本発明により発生される電流パルスにより伝達されるエネルギーは、同じである必要はなく、動的に調節することができる。たとえば、１つの代替的な実施の形態では、キャパシタ４１４，４１６は、異なる容量を有し、結果として異なるエネルギーからなるエネルギーパルスを有する。
【００４９】
別の実施の形態では、変圧器４２２により供給される生の電流パルスは、簡単なスイッチ回路網を介して制御され、キャパシタ４１４，４１６の充電を制御する。さらに他の実施の形態では、２重の電荷伝達スイッチ３０６は、それぞれのキャパシタの放電を制御して、除細動の電気ショックに異なるエネルギーを供給する。
【００５０】
上述されたように、複数の電荷伝達スイッチ３０６は、コントローラ２０６により発生される１つ以上の電気ショック制御信号３１０に応答して、個々のキャパシタ３０４を除細動電極２０８に接続する。図４に示される実施の形態では、複数の電荷伝達スイッチ３０６は、キャパシタ４１４，４１６を除細動電極２０８にそれぞれ電気的に接続する２つのHブリッジとして実現される。費用及び複雑さを低減するために、以下に記載されるように、両Hブリッジには所定のスイッチが含まれる。
【００５１】
１つのHブリッジは、キャパシタ４１６と除細動電極２０８との間の電気的な接続を制御するために、スイッチ４０２，４０４，４１０及び４１２を含んでいる。同様に、第二のHブリッジは、キャパシタ４１４と除細動電極２０８との間の電気的な接続を制御するために、スイッチ４０６，４０８、４１０及び４１２を含んでいる。なお、デュアルHブリッジ３０６は、たとえば、単相又は２相パルスを除細動電極に印加するために制御することができる。
【００５２】
たとえば、１実施の形態では、本発明によりエネルギー伝達システム２０２により印加される第一及び第二の低エネルギーパルスは、２相パルスである。２相パルスをキャパシタ４１６から電極２０８に印加するために、スイッチ４０２及び４１２は閉じ、スイッチ４０４及び４１０は開く。これにより、電極２０８Aをキャパシタ４１６に接続し、電極２０８Bをグランドに接続する。次いで、極性を反転するために、スイッチ４０２及び４１２は開き、スイッチ４０４及び４１０が閉じて、電極２０８Aがグランドに接続され、電極２０８Bがキャパシタ４１６に接続される。
【００５３】
なお、複数の電荷伝達回路３０６により類似のスイッチ動作が実行され、キャパシタ４１４を使用して２相パルスを印加することが理解される。すなわち、スイッチ４０６及び４１２が閉じ、スイッチ４０８及び４１０が開いて、２相パルスの第１の位相について、電極２０８Aがキャパシタ４１４に接続され、電極２０８Bがグランドに接続される。次いで、極性を反転するために、スイッチ４０６及び４１２が開き、スイッチ４０８及び４１０が閉じて、電極２０８Aがグランドに接続され、電極２０８Bがキャパシタ４１４に接続される。
【００５４】
上述したように、患者監視回路２０４は、コントローラ２０６にデジタルECG信号を供給する。患者監視回路２０４は、除細動の発生に続いて比較的迅速な回復を提供するために、監視されたEDG信号の解像度に沿ってDCオフセット電圧をデジタル化するためのダイナミックレンジを有する直流結合された測定回路である。
【００５５】
図５は、患者監視回路２０４の主要な構成要素に関する高水準のブロック図である。図６は、患者監視回路２０４の１つの実現に関するより詳細な回路図である。図５を参照して、患者監視回路２０４は、感知されたECG信号をA/D変喚器５０６に供給する前に、該感知されたECG信号を緩衝する緩衝増幅回路５０２を含んでいる。コモンモードキャンセル回路５０４は、患者の電位と監視回路２０４との間の電位差について動的に補償するフィードバック回路である。アナログ−デジタル（A/D）変換器５０６は、コントローラ２０６による利用向けにECG信号をデジタル化する。
【００５６】
緩衝増幅回路５０２には、多くの実現がある。図６には、その１つの実現が示されている。図６を参照して、緩衝増幅回路５０２は、それぞれの電極２０８に接続される緩衝増幅器６０６を含んでいる。特に、緩衝増幅器６０６Aは、電極２０８Aに電気的に接続されており、緩衝増幅器６０６Bは、電極２０８Bに電気的に接続されている。緩衝増幅器６０６と対応する電極２０８の間に挿入されているのは、保護抵抗６１０A、６１０B及び保護ダイオード６１８A,６１８Bであり、対応する緩衝増幅器６０６A,６０６Bを保護する。緩衝増幅器６０６は、ECG電圧信号をA/D変喚器５０６に印加する前に、ECG電圧信号を緩衝する。A/D変換器５０６は、以下に詳細に記載される。しかし、緩衝増幅回路５０２の設計及び構成の選択は当業者の範囲なしに考慮され、本明細書ではさらに記載されない。
【００５７】
上述したように、患者監視回路２０４は、コモンモードキャンセル回路５０４を含んでいる。コモンモードキャンセル回路５０４は、監視回路２０４のディファレンシャルモードのインピーダンスを実質的に低下することなしに、コモンモード雑音を最小化する。図６に示されるように、コモンモードキャンセル回路５０４は、緩衝増幅回路５０２に並列に接続されている。
【００５８】
一般的な目的は、測定装置への電流の流れと、同時に生じる高インピーダンスの患者／電極インタフェース間の電圧降下とを最小にするための非常に高い入力インピーダンスを有するECG測定装置を提供することである。コモンモードキャンセル回路５０４は、電極２０８からの緩衝増幅回路５０２へのそれぞれの入力線に接続されている抵抗６１２を含んでいる。抵抗６１２A、６１２Bは、コモンノード６２０で接続されている。電極２０８間の電位差を検分する入力インピーダンスは、抵抗６１２A及び６１２Bの値により決定される。図６に示される実施の形態では、これらは共に２メガオームの抵抗であり、差動インピーダンスは、４メガオームである。
【００５９】
公知であるように、患者の電圧は、患者監視回路２０４の参照電圧と異なり、該参照電圧と相関して変動する場合がある。この例示的な実施の形態では、参照電圧は、演算増幅器６０８の正の入力に印加されるグランド信号６２２である。この参照電圧とコモンモード電圧との間の電位差は、緩衝増幅器６０６による信号出力における変化で反映される。この信号は、抵抗６１４A,６１４Bを通して、フィードバック信号としてコモンモードキャンセル回路５０４に供給される。例示的な実施の形態では、抵抗６１４は、共に１００キロオームの抵抗である。抵抗６１４の反対側の端子は、互いに電気的に接続され、演算増幅器６０８の負の入力に接続されている。このように、抵抗６１４は、並列であり、結果的に生じる電流は、演算増幅器６０８の負の入力及び１０００pＦのキャパシタ６１６に供給される。演算増幅器６０８が参照電圧６２２と監視された患者の電圧との間の電位差を検出したとき、演算増幅器６０８は、差動電圧を相殺するために十分な２メガオームの抵抗６１２を通して電流を駆動する。このように、コモンモードキャンセル回路５０４は、ECG信号の歪みを回避するために高い差動インピーダンス、及び監視回路２０４と相対的に患者電圧を安定する低いコモンモードインピーダンスを提供する。
【００６０】
上述したように、緩衝増幅回路５０２の出力は、A/D変換器５０６に供給され、コントローラ２０６のためにデジタル化される。この例示的な実施の形態では、A/D変換器５０６は、２つの２４ビットA/D変換器６０２A、６０２Bを含んでおり、緩衝増幅器６０６により生成されたアナログ信号をデジタル信号にそれぞれ変換する。
【００６１】
上述したように、本発明は、監視されたECG信号に基づいて２つ又は２つ以上の連続的な電気ショックを発生する。連続的な電気ショックは、迅速に発生しなければならない。したがって、２４ビット変換器６０２は、除細動の発生の後に迅速に回復することができる構成要素で実現されることが好ましい。たとえば、１実施の形態では、A/D変換器６０２は、除細動の電気ショックに従い、約５０ｍｓでECG信号をデジタル信号にする。これを達成するために、選択された２４ビットA/D変換器６０２は、DCオフセット電圧における変化に追従するためのかなりのダイナミックレンジを有し、所望の解像度でECG信号をフルレンジでデジタル化することができる。なお、他の応用において他の実現を使用することができる。たとえば、緩衝増幅回路５０２は、１つのA/D変換器によりデジタル化される１つの信号を発生する差動増幅器を含むこともできる。
【００６２】
コントローラ２０６は、従来のECG信号処理を実現し、及び本発明の除細動処理を実現することができる。１実施の形態では、本発明に従い伝達されるそれぞれの低エネルギーパルスのエネルギーは、約３０〜７０ジュールの間である。代替的な実施の形態では、他の低エネルギーのパルスを実現することもできる。たとえば、１実施の形態では、低エネルギーパルスは、約４０〜６０ジュールの間のエネルギーを伝達し、更なる実施の形態では、５０ジュールのエネルギーを伝達することもできる。本発明の方法論は、図１A及び図１Bに示されるように実現することができ、或いはその変形例又はそれらと等価な代替により実現することができる。
【００６３】
なお、図面又は明細書に図示又は記載された実施の形態の様々な変更及び修正は、本発明の精神及び範囲内で行われてもよい。したがって、上述した記載又は添付図面に包含又は図示されている全ての方式は、本発明を限定するものではなく、例示的なものとして解釈される。本発明は、特許請求の範囲に示されるもの、又はその等価なものとしてのみ制限される。
【図面の簡単な説明】
【００６４】
【図１Ａ】本発明に係る低エネルギー除細動方法の異なる実施の形態に関するフローチャートである。
【図１Ｂ】本発明に係る低エネルギー除細動方法の異なる実施の形態に関するフローチャートである。
【図２】本発明の１実施の形態に係る、連続する低エネルギーの除細動パルスを伝達するために構成される例示的な電気治療装置に関する簡略化されたブロック図である。
【図３】本発明のエネルギー伝達システムの１実施の形態に関する高水準のブロック図である。
【図４】本発明の１実施の形態に係る図３に例示されるエネルギー伝達システムの回路図である。
【図５】図２に例示される患者監視回路の１実施の形態に関する機能ブロック図である。
【図６】図５に例示される患者監視回路の１実施の形態に関する詳細な回路図である。
【図１Ａ】
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【図１Ｂ】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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