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Diese
Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Elektrotherapie-Verfahren
und eine -Vorrichtung zum Liefern eines Elektrotherapie-Signalverlaufs
für das
Herz eines Patienten. Insbesondere bezieht sich diese Erfindung
auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Liefern eines Elektrotherapie-Signalverlaufs
zum Herzen eines Patienten durch Elektroden, die an den Patienten
angebracht sind.
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Defibrillatoren
legen Elektrizitätspulse
an das Herz eines Patienten an, um Kammerrhythmusstörungen,
beispielsweise ein Kammerflimmern und eine Kammertachykardie, durch
die Prozesse einer Defibrillation bzw. Kardioversion in normale
Herzrhythmen umzuwandeln. Es gibt zwei Hauptklassifikationen von
Defibrillatoren: externe und implantierte. Implantierte Defibrillatoren
werden chirurgisch in Patienten implantiert, bei denen die große Wahrscheinlichkeit
besteht, daß sie
in der Zukunft eine Elektrotherapie benötigen. Implantierte Defibrillatoren 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.
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Externe
Defibrillatoren senden elektrische Pulse durch Elektroden, die an
den Rumpf des Patienten angelegt werden, zu dem Herzen des Patienten.
Externe Defibrillatoren sind in der Notaufnahme, dem Operationssaal,
Notarztwagen oder anderen Situationen, bei denen ein nicht vorhergesehener
Bedarf danach bestehen kann, kurzfristig eine Elektrotherapie für einen
Patienten zu liefern, nützlich.
Der Vorteil von externen Defibrillatoren besteht darin, daß dieselben
nach Bedarf bezüglich
eines Patienten verwendet werden können, und anschließend bewegt
werden können,
um bezüglich
eines anderen Patienten verwendet zu werden. Da jedoch externe Defibrillatoren
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.
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Das
Zeitdiagramm des Strom- oder Spannungs-Pulses, der durch einen Defibrillator
geliefert wird, zeigt den charakteristischen Signalverlauf des Defibrillators.
Signalverläufe
werden gemäß der Form,
der Polarität,
der Dauer und der Anzahl von Pulsphasen charakterisiert. Die gängisten
externen Defibrillatoren liefern einphasige elektrotherapeutische
Strom- oder Spannungs-Pulse,
obwohl einige zweiphasige sinusförmige Pulse
liefern. Einige bekannte implantierbare Defibrillatoren verwenden
andererseits abgeschnittene exponentielle, zweiphasige Signalverläufe. Beispiele
von zweiphasigen implantierbaren 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 finden. Da jeder
implantierte Defibrillator für
einen einzelnen Patienten bestimmt ist, können seine Betriebsparameter,
beispielsweise die Amplituden der elektrischen Pulse und die gelieferte Gesamtenergie
wirksam an die Physiologie des Patienten angepaßt werden, um die Wirksamkeit
des Defibrillators zu optimieren. Folglich können beispielsweise die Anfangsspannung,
die Dauer der ersten Phase und die Gesamtpulsdauer eingestellt werden,
wenn das Gerät
implantiert wird, um die gewünschte
Energiemenge zu liefern oder die gewünschte Anfangs- und End-Spannungsdifferenz
(d.h. eine konstante Neigung) zu erreichen.
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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 Defibrillatoren gemäß Puls-Amplituden-
und -Dauer-Parametern arbeiten, die bei den meisten Patienten ungeachtet
der Physiologie des Patienten wirksam sind. Beispielsweise variiert
die Impedanz, die durch das Gewebe zwischen den externen Defibrillatorelektroden
und dem Herzen des Patienten geboten wird, von Patient zu Patient,
wodurch die Intensität und
die Signalverlaufsform des elektrotherapeutischen Signalverlaufs,
der für
eine gegebene Anfangs-Puls-Amplitude und -Dauer tatsächlich zu
dem Herzen des Patienten geliefert wird, variieren. Puls-Amplituden und -Dauern,
die wirksam sind, um Patienten mit geringer Impedanz zu behandeln,
liefern nicht notwendigerweise wirksame und energieeffiziente Behandlungen
für Patienten
mit hoher Impedanz.
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Eine
andauernde Herausforderung beim Anlegen eines optimalen elektrotherapeutischen
Signalverlaufs an einen Patienten besteht darin, Impedanzabweichungen
von Patient zu Patient mit dem Anlegen des anfänglichen elektrotherapeutischen
Signalverlaufs zu kompensieren. Ein Bedarf existiert nach einem
Defibrillations-Verfahren und einer -Vorrichtung, die das Liefern
eines optimalen elektrotherapeutischen Signalverlaufs sowohl beim
anfänglichen
als auch bei nachfolgenden Anwendungen elektrotherapeutischer Signalverläufe ermöglichen.
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Die
US 5,733,310 offenbart eine
Schaltung zum Erzeugen therapeutischer Signale, die eine Ladungsspeichervorrichtung
aufweist, die mit zwei Entladeelektroden verbunden ist. Eine Steuerschaltung
ist mit einem Sensor und der Ladungsspeichervorrichtung verbunden,
um eine Entladung über
die Elektroden zu steuern. Die Entladung umfasst einen Strom-Signalverlauf,
bei dem ein Erfassungspulsabschnitt verwendet wird, um mit einer
Energie, die nicht ausreicht, um eine Therapie durchzuführen, eine
Patientenimpedanz zu erfassen. Ein therapeutischer Entladeabschnitt
des Signalverlaufs weist einen Anfangsentladestrom auf, der basierend auf
der Patientenimpedanz gesteuert wird.
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Die
US 5,749,904 beschreibt
ein elektrotherapeutisches Verfahren, bei dem eine Mehrzahl von
Kondensatoren über
Elektroden mit einem Patienten verschaltbar sind, um ein elektrotherapeutisches
Signal anzulegen. Bei dem Anlegen des elektrotherapeutischen Signals
wird eine während
der jeweiligen Phasen auftretende Spannung mit einem Schwellenwert
verglichen, wobei eine jeweilige Phase entweder bei einem Erreichen
einer vorbestimmten Zeitdauer oder bei einem Unterschreiten des
Spannungsschwellenwerts beendet wird.
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Die
WO 9814756 A1 beschreibt einen Defibrillator, der eine Anpassung
der Pulsform, beispielsweise einer Amplitude und einer Zeitdauer
durchführt,
um eine Lieferung einer vorbestimmten Energiemenge zu sichern. Vor
dem Liefern eines Defibrillationspulses wird eine TTI (transthoracic
impedance) erfasst und zum Steuern der Amplitude und Zeitdauer des
Defibrillationspulses verwendet.
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Die
US 5,431,687 beschreibt ein
Defibrillatorsystem, das eine Herzimpedanz überwacht und einen Defibrillation-Schock-Impuls basierend
auf der überwachten
Herzimpedanz entlädt.
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Die
EP 0 526 175 A1 beschreibt
einen Defibrillator, der eine TTI bestimmt und Veränderungen
der gewählten
Energiepegel für
den Defibrillationspuls anzeigt. Die Messung erfolgt kontinuierlich,
wobei Veränderungen
eines Strompegels oder eines ausgewählten Energiepegels kontinuierlich
angezeigt werden.
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Die
Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine elektrotherapeutische
Vorrichtung und einen Defibrillator zu schaffen, die optimierte
elektrotherapeutische Signalverläufe
für verschiedene
Patienten liefern.
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Diese
Aufgabe wird durch eine Elektrotherapievorrichtung nach Anspruch
1 und einen Defibrillator nach Anspruch 8 gelöst.
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Ein
Verfahren zum Durchführen
einer Elektrotherapie bezüglich
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 Konfigurierens 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.
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Eine
Elektrotherapievorrichtung zum Durchführen einer Elektrotherapie
bezüglich
eines Patienten durch eine erste Elektrode und eine zweite Elektrode
umfaßt
eine Energiequelle, um Energie durch die erste Elektrode und die
zweite Elektrode zu dem Patienten zu liefern. Die Elektrotherapievorrichtung
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
umfaßt
die Elektrotherapievorrichtung einen ersten Verbindungsmechanismus,
der konfiguriert ist, um die Energiequelle mit der ersten Elektrode
und der zweiten Elektrode zu koppeln bzw. von denselben zu entkoppeln.
Die Elektrotherapievorrichtung 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 Patienten ändert, zu
messen. Die Elektrotherapievorrichtung umfaßt ferner eine Steuerung, die
mit dem ersten Verbindungsmechanismus 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 koppeln. 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.
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Ein
Defibrillator zum Liefern eines mehrphasigen Signalverlaufs durch
eine erste Elektrode und eine zweite Elektrode zu einem Patienten
für eine
Defibrillation umfaßt
einen Kondensator zum Speichern einer Ladung zur Lieferung zu dem
Patienten durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode. Der
Kondensator umfaßt
einen ersten Anschluß und
einen zweiten Anschluß.
Der Defibrillator weist ferner eine Leistungsversorgung zum Laden
des Kondensators auf. Der Defibrillator umfaßt ferner einen ersten Verbindungsmechanismus,
der zwischen den ersten Anschluß und
den zweiten Anschluß des
Kondensators 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 entkoppelt wird. Der erste
Verbindungsmechanismus ermöglicht
ferner, 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 Parameters, der sich
auf die Energie bezieht, die durch den Kondensator 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 Defibrillator umfaßt ferner eine Steuerung, die
mit dem ersten Verbindungsmechanismus gekoppelt ist und angeordnet
ist, um den ersten Parameter zu empfangen. Die Steuerung ist konfiguriert,
um den ersten Verbindungsmechanismus zu betätigen, um den ersten Anschluß und den
zweiten Anschluß des
Kondensators 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 Parameter zu konfigurieren.
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Bevorzugte
Ausführungsbeispiele
der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die
beiliegenden Zeichnungen näher
erläutert.
Es zeigen:
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1 einen
abgeschnittenen exponentiellen Entladungssignalverlauf, der typischerweise
einem Patienten mit einer relativ hohen Impedanz zugeordnet wird;
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2 einen
abgeschnittenen exponentiellen Entladungssignalverlauf, der typischerweise
einem Patienten mit einer relativ geringen Impedanz zugeordnet wird;
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3 ein
grobes Blockdiagramm einer ersten Elektrotherapievorrichtung;
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4 ein
grobes Blockdiagramm einer zweiten Elektrotherapievorrichtung;
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5 ein
grobes Flußdiagramm
eines Verfahrens zum Einstellen des Anfangsenergiepegels für den elektrotherapeutischen
Signalverlauf, der unter Verwendung entweder der ersten Elektrotherapievorrichtung, die
in 3 gezeigt ist, oder der zweiten Elektrotherapievorrichtung,
die in 4 gezeigt ist, an den Patienten angelegt werden
soll;
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6A und 6B ein
grobes Flußdiagramm
eines Verfahrens zur Verwendung entweder der ersten, in 3 gezeigten
Elektrotherapievorrichtung oder der zweiten, in 4 gezeigten
Elektrotherapievorrichtung, um die Niederpegel-Impedanzmessung zu
kalibrieren;
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7 ein
erstes Ausführungsbeispiel
der ersten Elektrotherapievorrichtung, die in 3 gezeigt
ist;
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8 eine
Meßvorrichtung,
die mit jedem der Ausführungsbeispiele
der ersten Elektrotherapievorrichtung oder der zweiten Elektrotherapievorrichtung
verwendet werden könnte;
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9 ein
grobes Flußdiagramm
eines Verfahrens des Verwendens des ersten Ausführungsbeispiels der ersten
Elektrotherapievorrichtung, die in 7 gezeigt
ist, um den Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird, dynamisch
nachzustellen;
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10 einen
typischen Signalverlauf, der die Folge eines dynamischen Nachstellens
des Signalverlaufs, der an einen Patienten mit einer hohen Impedanz
angelegt wird, sein könnte;
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11 einen
typischen Signalverlauf, der die Folge eines dynamischen Nachstellens
des Signalverlaufs, der an einen Patienten mit einer geringen Impedanz
angelegt wird, sein könnte;
und
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12 ein
erstes Ausführungsbeispiel
der zweiten Elektrotherapievorrichtung, die in 4 gezeigt
ist.
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Die
vorliegende Erfindung ist nicht auf die spezifischen exemplarischen
Ausführungsbeispiele,
die in dieser Beschreibung veranschaulicht werden, begrenzt. Obwohl
die Elektrotherapievorrichtung im Zusammenhang mit einem Betrieb
außerhalb
eines Patienten erläutert
wird, sollte es klar sein, daß die
offenbarten Grundsätze
auf eine Elektrotherapievorrichtung 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.
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Die 1 und 2 zeigen
die Unterschiede von Patient zu Patient, die bei einem Entwurf einer
externen Elektrotherapievorrichtung berücksichtigt werden müssen. Diese
Figuren sind schematische Darstellungen abgeschnittener exponentieller,
zweiphasiger Signalverläufe,
die von einer externen Elektrotherapievorrichtung zu zwei unterschiedlichen
Patienten geliefert werden. Bei diesen Zeichnungen ist die vertikale
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 Elektrotherapie an einen Patienten angelegt werden können, wie
z.B. gedämpfte
sinusförmige
Pulse oder einphasige Pulse.
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Der
Signalverlauf, der in 1 gezeigt ist, wird als ein
Niederneigungs-Signalverlauf bezeichnet, während der Signalverlauf, der
in 2 gezeigt ist, als ein Hochneigungs-Signalverlauf
bezeichnet wird, wobei die Neigung, H, als ein Prozentsatz wie folgt
definiert ist: x = ((|A| – |D|) ÷ |A|) × 100
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Wie
in den 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 exponentiellen Abfalls der Anfangsspannung A
mit der Zeit durch den Patienten, 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 1 und 2 sind
die gleichen. Die Unterschiede der Endspannungen B und D reflektieren
Unterschiede der Impedanz des Patienten.
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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 Batterie- und Kondensator-Wahl der Elektrotherapievorrichtung.
Bei einem gegebenen Patienten defibrillieren extern angelegte, abgeschnittene,
exponentielle, zweiphasige Signalverläufe bei geringeren Spannungen
und bei geringeren insgesamt gelieferten Energien als extern angelegte
einphasige Signalverläufe.
Darüberhinaus
existiert eine komplette Beziehung zwischen der Gesamtpulsdauer,
dem Verhältnis
der Dauern von erster Phase und zweiter Phase, der Anfangsspannung,
der Gesamtenergie und der Gesamtneigung.
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Bis
zu einem gewissen Punkt ist, je mehr Energie einem Patienten bei
einem elektrotherapeutischen Puls geliefert wird, desto größer die
Wahrscheinlichkeit, daß der
Defibrillationsversuch erfolgreich sein wird. Zweiphasige Signalverläufe mit
geringer Neigung ergeben wirksame Defibrillationsraten mit einem
geringeren Spitzenstrom als Signalverläufe mit hoher Neigung. Andererseits
liefert eine Elektrotherapievorrichtung, die zweiphasige Signalverläufe mit
hoher Neigung liefert, einen höheren
Spitzenstrom zu dem Patienten als eine Elektrotherapievorrichtung,
die Signalverläufe
mit geringer Neigung liefert, während
eine hohe Wirksamkeit bis zu einem bestimmten kritischen Neigungswert
beibehalten wird. Somit empfangen für einen gegebenen Kapazitätswert,
eine gegebene Anfangsspannung und feste Phasendauern Patienten mit
hoher Impedanz einen Signalverlauf mit einer geringeren Gesamtenergie
und geringeren Spitzenströmen,
jedoch besseren Umwandlungseigenschaften pro gelieferter Energieeinheit,
während
Patienten mit geringer Impedanz einen Signalverlauf mit einer höheren gelieferten
Energie und höheren
Spitzenströmen
empfangen. Indem die Elektrotherapievorrichtung mit der Fähigkeit
versehen wird, den Signalverlauf ansprechend auf Messungen, die
sich auf die Impedanz des Patienten beziehen, dynamisch nachzustellen,
wird die Differenz der Energie, die zu Patienten mit hoher Impe danz
und Patienten mit geringer Impedanz geliefert wird, reduziert.
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Das
ideale Ergebnis des Anlegens eines Defibrillationspulses an einen
Patienten besteht darin, daß die
Kammerdefibrillation nach dem Anlegen eines einzelnen Pulses gestoppt
wird, ungeachtet dessen, ob der gelieferte Puls einphasig, zweiphasig,
gedämpft
sinusförmig
oder von irgendeiner anderen Pulsform ist. Bei Patienten mit hoher
Impedanz ist es möglich,
daß eine
unzureichende Spitzenamplitude des Stroms, die bei dem ersten Puls
zu dem Herzen geliefert wird, das Fibrillieren (Flimmern) nicht
stoppt. Bei Patienten mit geringer Impedanz ist es möglich, daß eine große Spitzenstromamplitude
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 entsprechend der Impedanz des Patienten nachgestellt werden
kann, zu optimieren. Zusätzlich
sollte die Form des angelegten Pulses während des Anlegens des Pulses
dynamisch nachgestellt werden, um die Wirksamkeit des Defibrillationsversuchs
zu verbessern.
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Um
Impedanzabweichungen zwischen Patienten vor dem ersten elektrotherapeutischen
Signalverlauf optimal zu kompensieren, 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, gemessen werden. Da die
Spannung, die die Folge eines angelegten Stroms ist, proportional
zu der Impedanz ist, und da der Strom, der die Folge einer angelegten
Spannung ist, umgekehrt proportional zu der Impedanz ist, können die
Messungen verwendet werden, um direkt als eine Anzeige der Impedanz
verwendet zu werden.
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Unter
Verwendung eines gemessenen Parameters, der sich auf die Impedanz
des Patienten bezieht, könnten
die Patienten in eine Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen klassifiziert
werden, beispielsweise Bereiche für Patienten mit Impedanzen
von mehr als 100 Ohm, Impedanzen von mehr als 60 Ohm und weniger als
oder gleich 100 Ohm, und Impedanzen von weniger als oder gleich
60 Ohm. Der Anfangsspannungspegel, der während 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 Impedanzabschätzung eingeordnet wurde.
Beispielsweise würde
Patienten 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 werden. Patienten mit
einer abgeschätzten
Impedanz von weniger als oder gleich 60 Ohm würde eine anfängliche
angelegte Spannung von 1200 Volt zugeordnet werden.
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Andere
Schemata zum Variieren der anfänglichen
angelegten Spannung sind möglich.
Beispielsweise könnte
die Niederpegelabschätzung
der Impedanz verwendet werden, um zwischen einem vorbestimmten Bereich
mögliche
Anfangsspannungen zu interpolieren. Dies würde eine nahezu kontinuierliche
Verteilung von möglichen
Spannungen zwischen den Endwerten des Bereichs von möglichen
Anfangsspannungen liefern. Es sollte klar sein, daß eine gleichartige
Steuerung bezüglich
des Anlegens eines Strompulses an den Patienten verwendet werden
könnte.
In diesem Fall würde
die Impedanzabschätzung
verwendet werden, um den anfänglichen
angelegten Strom einzustellen. 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 Impedanzbereiche die Impedanzabschätzung gehört, eingestellt
wird. Alternativ könnte
eine Interpolation verwendet werden, um den Anfangsstrompegel auf
eine Art und Weise, die gleichartig zu der des Einstellens des Interpolationspegels
für den
Anfangsspannungspegel ist, einzustellen.
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In 3 ist
ein grobes Blockdiagramm einer ersten Elektrotherapievorrichtung 30,
wie z.B. eines Defibrillators, gezeigt, die die Impedanzmessung
ebenso wie die dynamische Impedanzkompensation durchführen kann.
Die erste Elektrotherapievorrichtung 30 umfaßt eine
Energiequelle 32, um Strompulse oder die Spannungspulse
des Typs, der in den 1 und 2 gezeigt
ist, zu liefern. Die Energiequelle 32 kann beispielsweise
einen einzelnen Kondensator oder eine Kondensatorbank, die angeordnet
ist, um als ein einzelner Kondensator wirksam zu sein, aufweisen.
Ein erster Verbindungsmechanismus 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, angebracht 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 negativen Anschlusses der Energiequelle 32 aufweisen.
Die erste Elektrotherapievorrichtung wird durch eine Steuerung 38 gesteuert.
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 Energiequelle 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 Patienten geliefert wird. Die Steuerung 38 empfängt Zeitgebungsinformationen
von einem Zeitgeber 40, während der Zeitgeber 40 elektrische
Informationen von einem Sensor 42, der über die Energiequelle 32 geschaltet
ist, empfängt.
Alternativ kann die Funktion des Zeitgebers 40, oder einer
verwandten 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 Signalverlauf, der durch die Energiequelle 32 geliefert
wird, gesteuert wird. Eine Meßvorrichtung 44 zum
Messen eines Parameters, der sich auf die Impedanz des Patienten
bezieht, ist mit dem zweiten Verbindungsmechanismus 46 gekoppelt.
Der zweite Verbindungsmechanismus 46 ist ferner mit den
Elektroden 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 darstellt) 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.
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In 4 ist
ein grobes Blockdiagramm einer zweiten Elektrotherapievorrichtung 50,
wie z.B. eines Defibrillators, gezeigt, die die Impedanzmessung
und die dynamische Impedanzkompensation durchführen kann. Bei der zweiten
Elektrotherapievorrichtung 50 ist der Sensor 42 mit
dem ersten Verbindungsmechanismus 34 gekoppelt, um einen
Parameter zu messen, 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
Zeitgebungsinformationen 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 gekoppelt ist. Die Steuerung 38 betätigt den
zweiten Verbindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 mit
den Elektroden 36 zu koppeln, um eine Niederpegel-Impedanzmessung
der resistiven Last 37 durchzuführen.
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Die
erste Elektrotherapievorrichtung 30 und die zweite Elektrotherapievorrichtung 50 umfassen
jeweils den zweiten Verbindungsmechanismus 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 Spannungen, die während
des Anlegens des elektrotherapeutischen Signalverlaufs auf den Elektroden 36 vorliegen.
Es ist möglich,
eine Meßschaltung
zu konzipieren, die dem Anlegen dieser hohen Spannungen widersteht.
Wenn eine solche Meßschaltung
bei der ersten Elektrotherapievorrichtung 30 und der zweiten
Elektrotherapievorrichtung 50 verwendet werden würde, wäre der zweite
Verbindungsmechanismus 46 nicht notwendig.
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In 5 ist
ein grobes Flußdiagramm
eines Verfahrens zur Verwendung der Hardware, die in 3 oder
in 4 gezeigt 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 Steuerung 38 in einem Schritt 104 das
Ausgangssignal der Meßvorrichtung 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 Niederpegel-Impedanzmessung den Energiepegel der Energiequelle 32 in
Vorbereitung auf die Durchführung
der Elektrotherapie ein. Während
des Anlegens des elektrotherapeutischen Signalverlaufs stellt die
erste Elektrotherapievorrichtung 30 oder die zweite Elektrotherapievorrichtung 50 den
elektrotherapeutischen Signalverlauf, der dem Patienten geliefert
wird, ansprechend auf einen Parameter, der sich auf die Impedanz
des Patienten bezieht, dynamisch nach.
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Falls
die Energiequelle einen Kondensator oder eine Konden satorbank aufweist,
steuert die Steuerung 38 die Anfangsspannung, auf die die
Kondensatoren geladen werden. Die Steuerung 38 könnte einen vordefinierten
Satz von Anfangsladungsspannungen 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.
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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
besteht 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 elektrotherapeutischen Signalverlaufs statt. Daher kann die Größe des Stroms,
der zu Beginn des Anlegens des elektrotherapeutischen Signalverlaufs
fließt,
abhängig
von der Impedanz des Patienten beträchtlich variieren. Durch die
Kombination einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel
der Energiequelle 32 einzustellen, und einer dynamischen
Signalverlaufssteuerung wird eine zusätzliche Kompensation von Impedanzabweichungen
zwischen Patienten erhalten. Das Einstellen des Energiepegels der
Energiequelle 32 (der beispielsweise die Spannung sein
kann, die auf einem Kondensator gespeichert 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 Energiepegel der Energiequelle nach dem Anlegen eines elektrotherapeutischen
Signalverlaufs mit einem nominellen Energiepegel eingestellt werden
würde,
würde der
Vorteil des Reduzierens des Bereichs, über den der Spitzenstrom variiert,
während
des Anlegens dieses elektrotherapeutischen Signalverlaufs nicht
erhalten.
-
Die
Niederpegel-Impedanzmessung mit der dynamischen Signalverlaufssteuerung
könnte
verwendet werden, um Protokolle mit gesteigerter Energie zu optimieren
(Elektrotherapieverfahren, die die Energie bei aufeinanderfolgenden
Defibrillationsversuchen erhöhen).
Das Durchführen
einer Niederpegel-Impedanzmessung,
um den Energiepegel der Energiequelle 32 vor dem Anlegen
des ersten elektrotherapeutischen Signalverlaufs einzustellen, ermöglicht,
daß der
elektrotherapeutische Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird,
beginnend mit dem ersten angelegten elektrotherapeutischen Signalverlauf
besser an die Impedanz des Patienten angepaßt ist. Durch das Einstellen
des Energiepegels der Energiequelle 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 mittleren Patientenimpedanz eingestellt werden würde. Dies
wird erreicht, während
sichergestellt wird, daß Patienten mit
hoher Impedanz therapeutisch vorteilhafte Energiepegel empfangen.
-
Alternative
Ausführungsbeispiele
der ersten Elektrotherapievorrichtung 30, die in 3 gezeigt
ist, und der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50, die
in 4 gezeigt ist, umfassen die Fähigkeit, die Genauigkeit der
Niederpegel-Impedanzmessung, die vor dem Anlegen jedes elektrotherapeutischen
Signalverlaufs durchgeführt
wird, zu kalibrieren. In den 6A und 6B ist
ein grobes Flußdiagramm
eines Verfahrens zum Verwenden der alternativen Ausführungsbeispiele
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 bezieht. 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
Niederpegelimpedanz 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 Parameter,
der sich auf die Energie, die durch die Energiequelle 32 geliefert
wird, bezieht. Nachfolgend bestimmt die Steuerung 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 Energiequelle 32 geliefert wird,
und die Energiepegeleinstellung der Energiequelle 32 vor
dem Anlegen des elektrotherapeutischen 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 bestimmt 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 Energiequelle 32 von
den Elektroden 36 den Energiepegel der Energiequelle 32 basierend
auf der nachgestellten Niederpegelimpedanz ein.
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Die
Nachstellung der Niederpegel-Impedanzmessung durch den Impedanzversatzwert
kann als eine Kalibrierung der Niederpegel-Impedanzmessung betrachtet
werden. Der Impedanzversatzwert wird für das nächste Anlegen eines elektrotherapeutischen
Signalverlaufs verwendet, um die Niederpegel-Impedanz messung, die
vor dem Anlegen des elektrotherapeutischen Signalverlaufs durchgeführt wurde,
nachzustellen. Der Energiepegel der Energiequelle 32 wird
dann basierend auf der Niederpegel-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 eingestellt werden
würde.
Der Impedanzversatzwert selbst kann nach dem Anlegen jedes elektrotherapeutischen Signalverlaufs
aktualisiert werden, indem der Unterschied zwischen der jüngsten Niederpegel-Impedanzmessung
und der Impedanzmessung, die nach dem Anlegen des elektrotherapeutischen
Signalverlaufs 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 Wahrscheinlichkeit von Problemen bei dem Koppeln
der Elektrotherapievorrichtung mit dem Patienten. Die Probleme,
die Niederpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen bewirken können, umfassen
Kontaktprobleme zwischen den Elektroden und dem Patienten oder Defekte
in den Elektroden. Die Niederpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen
können
vor dem Anlegen des ersten elektrotherapeutischen Signalverlaufs
oder zwischen dem Anlegen von elektrotherapeutischen Signalverläufen erfaßt werden.
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Die
Steuerung in der Elektrotherapievorrichtung könnte konfiguriert sein, um
den Benutzer zu informieren, wenn relativ große Niederpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen
erfaßt
wurden, um eine Gelegenheit für
den Benutzer zu liefern, eine empfohlene Korrekturhandlung abzuschließen, und
dann mehrere Niederpegel-Impedanzmessungen durchzuführen, um
zu bestimmen, ob das Problem korrigiert wurde. Alternativ könnte die Elektrotherapievorrichtung
mit der Anwendung der Elektrotherapie 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 erfolgreich ist, die Elektrotherapie unter Verwendung
eines vorher ausgewählten
Energiepegels oder eines vorausgewählten Energiepegels angewendet
wird.
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Die
Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel
der Energiequelle 32 einzustellen, besitzt einen Vorteil
gegenüber
einer Messung der Impedanz des Patienten, die primär auf Parametern
basiert, die aus dem Anlegen eines elektrotherapeutischen Signalverlaufs
gemessen werden, um den Energiepegel einer Energiequelle einzustellen.
Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung ermöglicht,
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 Patienten einstellen,
indem zuerst ein elektrotherapeutischer Signalverlauf angelegt wird,
der einem Energiepegel entspricht, der für einen Patienten mit einer
nominellen Impedanz optimiert ist, können mehr Energie liefern als
für Patienten
mit niedriger Impedanz notwendig ist, und weniger als die optimale
Energiemenge für
Patienten mit hoher Impedanz.
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Die
Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel
der Energiequelle 32 einzustellen, besitzt ferner 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 Elektrotherapie tatsächlich bezüglich eines
Patienten mit einer Impedanz von 75 Ohm (einem Patienten mit einer
nominellen Impedanz) durchgeführt wird,
dann wird (unter der Annahme, daß der Serienwiderstand anfänglich für einen
Patienten mit einer 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 Energiequelle 32 einzustellen,
das Anlegen von therapeutisch optimaleren Energiepegeln für Patientenimpedanzen
im Bereich von gering bis hoch zur Folge, ohne den verschwendeten
Energieverbrauch in Serienwiderständen. Dieses Verhalten ist
aufgrund der begrenzten Energie, die für eine Elektrotherapie bei tragbaren
Elektrotherapievorrichtung verfügbar
ist, besonders wichtig.
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In 7 ist
ein vereinfachtes schematisches Diagramm gezeigt, das ein erstes
Ausführungsbeispiel der
ersten Elektrotherapievorrichtung 30, die durch das Blockdiagramm,
das in 3 gezeigt ist, dargestellt ist, zeigt. Eine Hochspannungs-Leistungsversorgung 200 wird
durch die Steuerung 202 konfiguriert, um einen Ladungskondensator 204 durch
eine Sperrdiode 206 zu laden. Der Zielladungspegel des
Speicherkondensators 204 wird durch Steuerung 202 basierend
auf der Niederpegelmessung der Impedanz 208 des Patienten eingestellt.
Die Niederpegelabschätzung
der Impedanz 208 des Pa tienten wird unter Verwendung der
Meßvorrichtung
durchgeführt.
Die Steuerung 202 empfängt
das Ausgangssignal von der Meßvorrichtung 44,
um eine Abschätzung
der Patientenimpedanz 208 zu erhalten. Unter Verwendung
dieser Abschätzung
der Patientenimpedanz 208 lädt die Steuerung 202 den
Speicherkondensator 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 Patienten geliefert wird,
ausreichend groß für eine Defibrillation
ist, jedoch nicht wesentlich jenseits des Pegels liegt, der für eine Defibrillation
benötigt
wird.
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Während des
Ladens des Speicherkondensators 204 durch die Hochspannungsleistungsversorgung 200 sind
Schalter SW1, SW2, SW3 und SW4 geöffnet, so daß keine
Spannung an die Patientenimpedanz 208 angelegt ist. Während des
Aufladens des Speicherkondensators 204 ist der Schalter
SW5 geschlossen. Nachdem der Speicherkondensator 204 durch
die Hochspannungsleistungsversorgung auf seine Zielspannung aufgeladen
wurde, beendet die Steuerung 202 ein weiteres Aufladen
des Speicherkondensators 204 durch die Hochspannungsleistungsversorgung 200.
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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 Signal von der Steuerung 202 initiiert
der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 die Entladung des
Speicherkondensators 204 durch die erste Elektrode 212 und
die zweite Elektrode 214. Der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 initiiert
die Entladung 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 gespeichert 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 Speicherkondensator 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.
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Die
Steuerung 202 verzögert
um die Zeitperiode G, die in den 10 und 11 gezeigt
ist, bevor die zweite Phase des zweiphasigen 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 Polarität 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 Zeitperiode oder
nachdem die Spannung über
den Speicherkondensator 204 auf einen vorbestimmten Wert
abgefallen ist, auftreten.
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Ein
Komparator 216 vergleicht die Spannung über den Speicherkondensator 204 mit
einem Schwellenwert, um zu bestimmen, wann die Spannung über den
Speicherkondensator 204 den Schwellenwert erreicht. Der
Widerstandsteiler, der durch einen ersten Widerstand 218 und
einen zweiten Widerstand 220 gebildet ist, skaliert die
Spannung, die an den Komparator 216 angelegt wird. Abhängig von
dem verwendeten Elektrotherapieverfahren kann die Beendigung der
ersten Phase nach einer 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.
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Eine
Vielzahl von Komponenten kann verwendet werden, um die Schalter
SW1 bis SW5 zu implementieren. Für
das schematische Diagramm, das in 7 gezeigt
ist, könnte
ein Bipolartransistor mit isoliertem Gate (IGBT; IGBT = insulated
gate bipolar transistor) als Schalter SW5 verwendet werden, während Silizium-gesteuerte
Gleichrichter als Schalter SW1 bis SW4 verwendet werden könnten. Ein
IGBT ist als ein Spannungsgesteuerter elektronischer Schalter wirksam.
Für Spannungen,
die an die Basis angelegt werden, die größer als ein Schwellenwert sind,
kann ein Strom zwischen dem Kollektor und dem Emitter fließen. Der
IGBT wird abgeschaltet, indem die Basisspannung entfernt wird. Im
Gegensatz dazu ist ein gesteuerter Siliziumgleichrichter (SCR; SCR
= silicon controlled rectifier) ein Lawinenschalter, der durch das
Anlegen eines Triggersignals an einen Steueranschluß einen
leitfähigen
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 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.
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Durch
das Plazieren des Schalters SW5 gemäß der schematischen Darstellung
von 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 standhalten 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 Konfigurationen von Speicherkondensatoren und Schaltern können verwendet
werden, um einen zweiphasigen Puls zu dem Patienten zu liefern.
Darüberhinaus
könnte
die Schaltung, die in 7 gezeigt ist, verwendet werden,
um eine Vielzahl von anderen Pulsen als zweiphasigen zu liefern.
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Ein
Ausführungsbeispiel
der Meßvorrichtung 44 ist
in dem vereinfachten schematischen Diagramm, das in 8 gezeigt
ist, enthalten. Bei diesem Ausführungsbeispiel
der Meßvorrichtung 44 ist
der Parameter, der sich auf die Patientenimpedanz bezieht, eine
Spannung am Ausgang eines Filters. Es sollte klar sein, daß andere
Parameter, beispielsweise ein Strom, verwendet werden könnten, um
die Impedanz des Patienten abzuschätzen. Eine Signalquelle 300 liefert
ein Rechtecksignal mit einer Frequenz von näherungsweise 31 kHz und einer
Spitze-Spitze-Amplitude von SV. Ein Spannungsteiler, der aus einem
Widerstand 302 und einem Widerstand 304 gebildet
ist, dämpft
das Rechtecksignal, das durch die Signalquelle 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 Impedanz des
Patienten bezieht, verwendet werden könnten. Darüberhinaus könnten andere werte des Widerstands 302 und
des Widerstands 304 verwendet werden, um die Spannung,
die durch die Signalquelle 300 geliefert wird, zu teilen.
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Der
Knoten 306 ist mit der Primärseite eines Isoliertransformators 308 verbunden.
Die Sekundärseite des
Isoliertransformators 308 ist durch ein zweipoliges Einfach-Umschalt-Relais 310 mit
einer ersten Elektrode 212 und einer zweiten Elektrode 214 verbunden.
Der Isoliertransformator 308 reflektiert die Patientenimpedanz 208 von
seiner Sekundärseite
zu seiner Primärseite.
Daher wird der Stromfluß durch
die Primärseite
des Isoliertransformators 308 durch die Patientenimpedanz 208 beeinflußt. Der
Strom, der durch die Primärseite des
Isoliertransformators 308 fließt, fließt durch den Widerstand 312 und
in die virtuelle Masse an dem invertierenden Eingang des Verstärkers 314.
Ein Widerstand 316, der von dem invertierenden Eingang
mit dem Ausgang des Verstärkers 314 verbunden
ist, ein Widerstand 312 und ein Verstärker 314 bilden einen
invertierenden Verstärker
mit einer Verstärkung,
die näherungsweise
gleich dem Verhältnis
der Werte der Widerstände 316 und 312 ist.
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Der
Ausgang des Verstärkers 314 ist
mit dem Eingang eines Bandpaßfilters 318 gekoppelt.
Die Mittenfrequenz des Bandpaßfilters 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 ausgegebenen
Sinussignals ist eine Funktion der Größe der Patientenimpedanz 208.
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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 herkömmlichen
Verstärkers
implementiert sein, der als ein Spannungsfolger konfiguriert ist,
wobei der Ausgang des Spannungsfolgers 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 Patientenimpedanz 208 aus
diesem digitalen Wert zu berechnen.
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In 9 ist
ein grobes Flußdiagramm
eines Verwendungsverfahrens für
die Hardware, die in 3 gezeigt ist, um den Signalverlauf,
der ansprechend auf Echtzeitmessungen von Signalverlaufparametern durch
die Energiequelle 32 an die Last 37 angelegt wird,
dynamisch nachzustellen. Das Verfahren, das in 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 Verfahrens, das in 9 gezeigt
ist, würde
der Messung des Parameters, der sich auf die Impedanz der Last 37,
die in 3 gezeigt ist, bezieht, folgen.
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In
einem Schritt 400 betätigt
die Steuerung 38 den Verbindungsmechanismus 34,
um den Energiefluß von
der Energiequelle 32 in die Last 37 zu initiieren.
Dann bestimmt die Steuerung 38 in einem Schritt 402,
ob die Zeit, die seit der Initiierung 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 Schwellenzeitwert 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 ausgewählt, 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.
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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 Schwellenspannungswert,
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.
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Wenn
einer der Schritte des Bestimmens, ob die Spannung, die durch die
Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder gleich dem
vorbestimmten Schwellenspannungswert ist, bestimmt, 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 nächstes
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 einem 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 Verbindungsmechanismusses 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.
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Für Patienten
mit einer hohen Impedanz erzeugt das Verfahren, das in 9 gezeigt
ist, den Signalverlaufstyp, der in 10 gezeigt
ist. Bei dem Signalverlauf in 10 ist
die Zeitperiode E der ersten Phase des zweiphasigen Pulses über einen
vorbestimmten Schwellenzeitwert hinaus verlängert, so daß sich die
Energiequelle 32 auf den vorbestimmten Schwellenspannungswert
entlädt,
bevor die erste Phase abgeschlossen wird. Für Patienten mit einer geringen
Impedanz erzeugt das Verfahren, das in 9 gezeigt
ist, den Signalverlaufstyp, der in 11 gezeigt
ist. Bei dem Signalverlauf in 11 wird
die erste Phase des zweiphasigen Pulses abgeschlossen, bevor der
vorbestimmte Schwellenzeitwert erreicht wird, wenn der vorbestimmte Schwellenspan nungswert
während
der Entladung der Energiequelle 32 erreicht wird. Daher
stellt das Verfahren, das in 9 gezeigt
ist, den Signalverlauf, der durch die Energiequelle 32 an
den Patienten angelegt wird, ansprechend auf die Patientenimpedanz,
die durch die Steuerung 38 erfaßt wird, dynamisch nach.
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In 12 ist
ein vereinfachtes schematisches Diagramm gezeigt, das ein erstes
Ausführungsbeispiel einer
zweiten Elektrotherapievorrichtung 50, die durch das Blockdiagramm,
das in 4 gezeigt ist, dargestellt ist, zeigt. Gemäß 12 ist
die Energiequelle ein Kondensator 500 mit einem Kapazitätswert zwischen
60 und 150 Mikrofarad, mit einem optimalen Kapazitätswert von
100 Mikrofarad. Das erste Ausführungsbeispiel
umfaßt
ferner einen Aufladungsmechanismus, beispielsweise eine Hochspannungs-Leistungsversorgung 501, zum
Aufladen des Kondensators 500 auf eine Anfangsspannung.
Eine Steuerung 502 steuert den Betrieb der Elektrotherapievorrichtung 50,
um automatisch ansprechend auf erfaßte Rhythmusstörungen oder
manuell ansprechend auf einen menschlichen Bediener einen elektrotherapeutischen
Signalverlauf durch Elektroden 506 zu der Patientenimpedanz 504 zu
liefern.
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Schalter 508 und 510 isolieren
den Patienten von der Defibrillationsschaltung bis zum Anlegen eines zweiphasigen
Pulses. Schalter 508 und 510 können eine beliebige geeignete
Art von Trenngliedern sein, beispielsweise mechanische Relais, Halbleiterelemente,
Funkenstrecken oder andere Gasentladungselemente. Bei dem ersten
Ausführungsbeispiel
der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 umfaßt der erste
Verbindungsmechanismus 34 vier Schalter 512, 514, 516 und 518,
die durch die Steuerung 502 betrieben werden, um einen
elektrotherapeutischen Signalverlauf von dem Kondensator 500 zu
Patienten zu liefern.
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Das
erste Ausführungsbeispiel
der zweiten Elektrotherapievorrichtung 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
Entladung 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 beginnen, wobei die Sequenz
des Öffnens
der Schalter entsprechend modifiziert wäre.
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Vor
dem Aufladen des Kondensators 500 durch die Hochspannungs-Leistungsversorgung 501 führt die
Meßvorrichtung 44 eine
Niederpegelmessung der Patientenimpedanz 504 durch. Der
zweite Verbindungsmechanismus 46 verbindet die Meßvorrichtung 44 mit
Elektroden 506, um die Impedanzabschätzung durchzuführen. Wenn
die Impedanzabschätzung
abgeschlossen ist, steuert die Steuerung 502 den zweiten
Verbindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung von den Elektroden 506 zu
trennen. Die Messung des Parameters, der sich auf die Patientenimpedanz
bezieht, dient als eine Abschätzung
für die
Impedanz, die dem Kondensator 500 durch die Patientenimpedanz 504 geboten
wird. Der Ausgang der Meßvorrichtung 44 ist
mit der Steuerung 502 gekoppelt. Unter Verwendung dieser
Abschätzung
der Patientenimpedanz 504 steuert die Steuerung 502 die
Hochspannungs-Leistungsversorgung 501, um den Kondensator 500 entsprechend
der Patientenimpedanz 504 auf eine Anfangsspannung aufzuladen.
Der Anfangsladungsspannungswert wird basierend auf der Impedanzabschätzung derart
ausgewählt,
daß der
Spitzenstrom, der am Beginn der Entladung zu dem Patienten geliefert
wird, ausreichend groß für eine Defibrillation
ist, jedoch nicht beträchtlich
jenseits des Pegels liegt, der für
eine Defibrillation benötigt
wird.
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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 Spitzenstrom
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.
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Die
Dauer der ersten und der zweiten Phase des zweiphasigen Pulses werden
durch das Messen eines Patienten-abhängigen elektrischen Parameters
bestimmt. Wie nachfolgend detaillierter beschrieben wird, ist der
gemessene Parameter bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel die Zeit, die
benötigt
wird, damit eine vorbestimmte Ladungsmenge durch die Energiequelle
zu dem Patienten geliefert wird. Die Ladungssteuerung kann eine
bessere Rauschfestigkeit liefern als andere Signalverlaufs-Überwachungsverfahren,
beispielsweise eine Spannungs- oder Strom-Überwachung. Das erste Ausführungsbeispiel
der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 verwendet einen
Integrator 526, um ein Maß der Ladung, die zu dem Patienten
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) basierend auf Ladungsmessungen, die durch den Integrator 526 geliefert
werden, ein. Es sollte klar sein, daß andere Parameter überwacht
werden können,
um die Länge
der ersten und der zweiten Phase zu steuern. Beispielsweise kann
die Messung der Spannungs- oder Strom-Amplitude verwendet werden,
um die Länge
der ersten und der zweiten Phase zu steuern.
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Am
Ende der ersten Phase des Signalverlaufs öffnet die Steuerung den Schalter 518,
um das Liefern des elektrotherapeutischen Signalverlaufs zu beenden.
Der Schalter 522 kann ebenfalls zu einem beliebigen Zeitpunkt
nach dem Zeitpunkt, zu dem der Schalter 518 geöffnet wird,
geöffnet
werden. 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 Dauer 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. Beispielsweise
könnte
die Dauer der zweiten Phase auf eine vorbestimmte 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 Schalters 512 geöffnet.
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Es
folgt nun eine Beschreibung einer spezifischen Implementierung des
ersten Ausführungsbeispiels der
zweiten Elektrotherapievorrichtung 50. Bei diesem Beispiel
sind die Schalter 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 Komponenten
zu erfüllen.
Der Schalter 518 ist als zwei serielle Bipolartransistoren
mit isoliertem Gate ("IGBTs") implementiert,
wiederum um die Spannungssperranforderungen zu erfüllen.
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Die
Funktionen der Schalter 522 und 518 sind unter
Verwendung 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 gleichen Zeit ausgeschaltet, zu der der Schalter 518 ausgeschaltet
ist. Durch die Verwendung von drei IGBTs, um die Funktionen der
Schalter 522 und 518 zu implementieren, ist der
Widerstand 520 in zwei Widerstände aufgeteilt, um die Spannung
gleichmäßig über zwei
der IGBTs zu verteilen.
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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 jeweils unter
Verwendung eines Operationsverstärkers,
der zum Erfassen von Ladungsgrenzen bzw. Stromgrenzen einen Schwellenkomparator
speist, implementiert sein. Der Integrator 526 könnte einen
Schalter zum Zurücksetzen
desselben in seinen Anfangszustand vor der Initiierung eines elektrotherapeutischen
Signalverlaufs umfassen.
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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-Zählers, der
eine skalierte Referenzfrequenz abwärts zählt, durch die Steuerung 502 überwacht.
Ein Element des Frequenzskalierers ist ein wählbarer 2:3-Vorskalierer. Der
Zeitgeber 528 umfaßt
den Aufwärts/Abwärts-Zähler, den
2:3-Vorskalierer und die Frequenzquelle zum Liefern der Zeitgebungsinformationen,
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 diesem Beispiel sind
elf Zeitschwellen in der Steuerung gespeichert, was die erste Phasendauer
("t(ϕ1)") basierend auf der
Zeit, die erforderlich ist, um Qt zu erreichen, bestimmt. An jeder
Zeitschwelle wird ein neuer Wert von t(ϕ1) geladen, bis
Qt erreicht wird. Wenn Qt nicht innerhalb von 6,35 mS erreicht wird,
wird t(ϕ1) 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(ϕ1) sind in Tabelle I gezeigt.
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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 Erste-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.
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Bei
diesem Beispiel wird die Zweite-Phase-Zeitgebung durch die Erste-Phase-Zeitgebung
bestimmt. Speziell wird der Zählwert,
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 tatsächliche
Dauer der zweiten Phase hängt
von der skalierten Abwärtsfrequenz
ab, die verwendet wird, um den Zähler
herunterzuzählen.
wenn die erste Phase t(Qt) kleiner als 3,07 mS war, wird der Referenztakt-Vorskalierer
auf drei eingestellt, 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 eingestellt,
was eine Dauer der zweiten Phase ergibt, die 2/3 der Dauer der ersten
Phase beträgt.
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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, beispielsweise ein Spannungsteiler, der mit
einem Pufferverstärker
verbunden ist, verwendet, um die Spannung auf dem Kondensator 500 zu überwachen.
Der Ausgang des Pufferverstärkers
ist mit einem Komparator verbunden. Wenn der Komparator einen Spannungspegel
an dem Ausgang des Pufferverstärkers
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 Verwendung eines Aufwärts/Abwärts-Zählers, der
eine skalierte Abwärtsgrenzfrequenz zählt, überwacht.
Die Dauer der ersten Phase (t(ϕ1)) basiert auf der Zeit,
die erforderlich ist, um Vt zu erreichen. Das Verfahren, um t(ϕ1)
geeignet auszuwählen,
ist identisch zu dem des Ladungssteuerausführungsbeispiels. Wenn Vt nicht
innerhalb von 6,18 mS erreicht wird, wird t(ϕ1) auf 12
mS eingestellt. Tabelle II zeigt die t(Vt)-Schwellen und deren zugeordnete
Längen
der ersten Phase (t(ϕ1). Die Zwischenphasenverzögerung und
das Bestimmen der Zeitgebung der zweiten Phase sind absolut gleichartig
zu dem Ladungssteuerverfahren.
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