DE69218658T2 - Implantierbares Defibrillator-System - Google Patents

Implantierbares Defibrillator-System

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Description

  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf Vorrichtungen zur Abgabe von Energie an das Herz eines Menschen während der Defibrillierung.
  • Ein Defibrillieren des menschlichen Herzens wird durch Anlegen einer elektrischen Wellenform an den Herzmuskel mit Hilfe geeigneter Elektroden erreicht, welches das Ende von schnellen, unkoordinierten Kontraktionen des Herzens und eine Wiederherstellung des normalen Herzschlags bewirkt.
  • Die für diesen Zweck optimale Spannungs-Zeit-Wellenform ist ungefähr, aber nicht genau bekannt. Es gibt eine große Übereinstimmung in dem Stand der Technik, daß sie wenigstens einen rechteckigen oder ungefähr rechteckigen positiven Impuls umfaßt. Das Adjektiv "positiv" hat eine Bedeutung, nachdem man den Punkt an dem oder nahe dem Herzen bestimmt hat, welcher am besten als Referenzspannung für einen bestimmten Patienten dient; eine Eigenschaft, die von Mensch zu Mensch variiert. Im einfachsten Fall wird ein einziger derartiger Impuls zur Defibrillierung verwendet. Diese Möglichkeit wird "einphasige" Wellenform genannt.
  • Um eine konkrete Beschreibung zu geben, wird eine spezifische Wellenform gewählt, welche in die Bereiche der allgemein anerkannten Werte fällt. Ein solches Beispiel wird in idealisierter Form in Fig. 3 gezeigt. Dieser Impuls hat eine Amplitude von +400 Volt und eine Dauer von 7 ms. Es existiert zu diesem Thema umfangreiche Literatur, wobei ein typisches Beispiel ein Artikel von Feeser et al., Circulation, Volume 82, Number 6, Page 2128, December 1990 ist, welcher eine umfangreiche Bibliographie aufweist.
  • Der elektrische Widerstand, welchen der menschliche Herzmuskel dem Durchfluß des Defibrillierungsstroms entgegenbringt, ist relativ niedrig und liegt in der Regel in dem Bereich von 40 bis 100 Ohm. Diese geringen Werte sind ein kombiniertes Ergebnis der verwendeten Großflächenelektroden und der Nichtlinearität des Herzmuskels als elektrischer Widerstand, wobei der Widerstand abfällt, wenn sich der Strom vergrößert. Deswegen sind große Ströme nötig, typischerweise einige Ampere bei der typischen, aber willkürlich gewählten Amplitude von 400 V. Es ist eine beträchtliche Herausforderung, eine rechteckige Wellenform bei einem derart hohen Strom zu erzeugen, insbesondere in einem batteriebetriebenen implantierbaren Defibrillatorsystem, welches klein und leicht sein muß. Glücklicherweise kann eine Annäherung an die idealisierte Form das gewünschte Ergebnis erzielen, allerdings scheint die Effektivität beträchtlich niedriger zu sein.
  • Eine einfache und weithin verwendete Annäherung an die ideale Wellenform kann dadurch erreicht werden, daß ein Kondensator in dem vorliegenden Beispiel auf 400 V aufgeladen und direkt von einer Elektrode zu der anderen mit dem Herzmuskel verbunden wird sowie das Herz als Lastwiderstand dient, welcher den Kondensator entlädt. Wenn ein Widerstand auf diese Weise zum Entladen eines Kondensators verwendet wird, ist das Ergebnis eine Spannungs-Zeit-Wellenform, welche in exponentieller Weise von der ursprünglichen Kondensatorspannung von im vorliegenden Fall 400 V abfällt. Die zuvor genannte Nichtlinearität verzerrt die exponentielle Wellenform geringfügig, aber nicht signifikant. Um eine rechteckige Wellenform anzunähern, ist es notwendig, den Entladungsprozeß zu unterbrechen, während die Spannung einen bestimmten Bruchteil ihres ursprünglichen Wertes behält. Dieses kann durch einfaches Unterbrechen oder "Öffnen" des durch den Kondensator und den Widerstand gebildeten Stromkreises erreicht werden, wobei der letzte in diesem Fall das Herz ist.
  • Zu diesem Zeitpunkt fällt die an dem Herzen anliegende Spannung plötzlich auf Null ab.
  • Angenommen, daß für ein bestimmtes Beispiel während der Dauer des Impulses von 7 ms die Spannung der Wellenform auf 200 V oder ihren halben Anfangswert gefallen ist, so erkennt man, daß die "charakteristische Zeit" des Entladungsprozesses oder die Zeit, die es dauert, daß die Spannung auf ungefähr 36,8% ihres Anfangswertes sinkt, 7 ms im vorliegenden Fall überschreiten muß. Die charakteristische Zeit in Sekunden wird durch das Produkt des Widerstandes R in Ohm und des Kondensators C in Farad bestimmt. Für die angenommenen Erfordernisse muß eine charakteristische Zeit oder "RC-Zeitkonstante" von 10 ms erreicht werden. Um mit spezifischen Werten für veranschaulichende Zwecke fortzufahren, soll ein Herzwiderstand von 70 Ohm angenommen werden, der somit einen Kondensator von 143 Mikrofarad erfordert. Die Verhältnisse sind in Fig. 4A für die angenommenen Bedingungen veranschaulicht. Der qualitative Unterschied zwischen Fig. 3 und 4A ist in der Fachsprache als das Maß der "Steigung" (tilt) bekannt und es wird eine Wellenform mit "geringer Steigung" (low-tilt wave form) bevorzugt. Die angenäherte Wellenform ist unzufriedenstellend, wenn die Spannung am Ende des Impulsintervalls ein kleiner Bruchteil der Ursprungsspannung ist, ein Zustand, welcher als Wellenform mit "großer Steigung" (high-tilt waveform) beschrieben werden würde.
  • Die Verbindung mit und Entfernung des Kondensators von dem Herzmuskel wird im Stand der Technik beispielsweise, und nur zum Zwecke der Veranschaulichung und nicht als beschränkend für die vorliegende Erfindung anzusehen, durch ein Schaltnetzwerk erreicht, welches einen Leistungsfeldeffekttransistor (oder FET) verwendet. Das ist ein dreipoliges Festkörper- Bauteil, wobei ein Pol eine Steuerungselektrode ist und die anderen zwei Pole Leistungselektroden sind. Der Widerstand zwischen den Leistungspolen kann entweder sehr niedrig (der "Sperr"-Betrieb) oder sehr hoch sein (der "Durchlaß"-Betrieb). Somit ist der FET funktional äquivalent zu dem bekannten mechanischen einpoligen Ausschalter (single-pole single throw switch) und er wird als solcher aus Gründen der Kürze und Veranschaulichung beschrieben. Ein Stromkreis, welcher einen einzigen derartigen Schalter verwendet, kann eine in Fig. 4A gezeigte Wellenform liefern. Sowohl die Wellenform als auch der sie produzierende Stromkreis (in Fig. 4B gezeigt) werden später im Detail besprochen.
  • Das erste Adjektiv, d.h. "einfach" (single) des Ausdrucks Ausschalter (single-throw switch), deutet darauf hin, daß dieser Schalter einen einzigen drehbar gelagerten Anker oder beweglichen Hebel aufweist und das zweite Adjektiv "werfen" (throw) deutet an, daß es eine stabile Position gibt, welche Strom leitet. Die Beschreibung des Schaltnetzwerkes wird transparenter gemacht, indem die mechanische Schalteroption, wie in Fig. 4B gezeigt, gewählt wird, welche schematisch das Netzwerk darstellt, welches das in Fig. 4A gezeigte und später im Detail beschriebene Ergebnis liefert.
  • Eine weitere Wellenform nach dem Stand der Technik ist die "zweiphasige" Wellenform, welche in der Lage ist, die Defibrillierung mit weniger Energie zu erreichen, als für die einphasige Wellenform nötig ist. Dieser Unterschied ist von größter Bedeutung für implantierbare Systeme, da die lieferbare Gesamtenergie einer Batterie während ihrer Lebensdauer ungefähr proportional zu ihrer Größe und ihrem Gewicht ist.
  • In einer zweiphasigen Wellenform folgt ein negativer Impuls einem positiven Impuls der vorher beschriebenen Art. Idealerweise sollte der negative Impuls rechteckig, in der Amplitude mit dem positiven Impuls vergleichbar sein und eine Dauer haben, welche ungefähr zwischen 10 und 90% der Gesamtimpulsbreite liegt. Es soll mit speziellen Beispielen fortgefahren und als positive Wellenform die von Fig. 5A angenommen werden, wobei der negative Impuls, wie gezeigt, eine Dauer von 3 ms hat. Das einfachste zweiphasige Schaltnetzwerk des Standes der Technik liefert einen negativen Impuls mit einer Anfangsamplitude, welche, wie in Fig. 5A gezeigt, gleich der Endamplitude des positiven Impulses ist. Eine Ausführungsform eines Netzwerkes zum Liefern dieser kombinierten Wellenform wird in Fig. 5B gezeigt. Dieser Schaltkreis weist zwei einpolige Dreifachschalter auf. Ein derartiger Schalter kann durch die Verwendung von drei FETs realisiert werden, welche alle eine Leistungselektrode gemeinsam haben. Da die zwei Schalter verbunden sind, um koordiniert zu arbeiten, können sie als ein einzelner zweipoliger Dreifachschalter beschrieben werden. Hier bezeichnet c die Aufladestellung, p die Stellung des positiven Impulses und n die Stellung des negativen Impulses.
  • Die US-A-4 800 883 offenbart ein Gerät zur Abgabe von Energie an das Herz eines Menschen während der Defibrillierung, wobei das Gerät wenigstens zwei Kondensatoren, elektronische Schaltungstechnik zum Verbinden der Kondensatoren mit dem Herzen und Steuerungsmittel, welche mit der elektronischen Schaltungstechnik verbunden sind, um die Kondensatorenergie an das Herz zu liefern, umfaßt, wobei die Kondensatoren für eine erste Phase der Energieabgabe elektrisch nur in Reihe mit dem oder den anderen Kondensatoren zur Energieabgabe an das Herz verbunden sind.
  • Die US-A-4 637 397 offenbart eine Methode und ein Gerät zur Stimulation von Zellen in arrythmischen myokardialen Geweben, welche eine Depolarisierung der Zellen durch ein Anlegen eines ersten elektrischen Impulses oder Schocks umfaßt, gefolgt durch einen zweiten elektrischen Impuls, welcher eine dem ersten Impuls entgegengesetzte Polarität hat. Am Ende wird ein dritter Impuls mit derselben Polarität wie der erste Impuls an die Zellen angelegt.
  • Die vorliegende Erfindung umfaßt eine Vorrichtung zur Abgabe von Energie an das Herz eines Menschen während der Defibrillierung mit
  • (a) wenigstens zwei Kondensatoren;
  • (b) elektronischen Schaltern zum Verbinden der Kondensatoren mit dem Herzen; und
  • (c) mit den elektronischen Schaltern verbundenen Steuerungsmitteln, um die Kondensatorenergie an das Herz abzugeben; dadurch gekennzeichnet, daß; in einer ersten Phase der Energieabgabe wenigstens einer der Kondensatoren in einer der zwei Betriebsarten, parallel und in Reihe, zu dem oder den anderen Kondensator(en) und während einer zweiten Phase der Energieabgabe in der anderen der zwei Betriebsarten mit dem oder den anderen Kondensator(en) geschaltet ist.
  • Die vorliegende Erfindung überwindet die Nachteile des Standes der Technik durch das Bilden von Schaltnetzwerken, welche zum Beispiel das Entladen von zwei Kondensatoren vorsehen, welche während des positiven Impulses parallel und während des negativen Pulses in Reihe liegen und welche auch, falls gewünscht, nacheinander entladen werden können. In Weiterführung derartiger Grundsätze werden Schaltnetzwerke gebildet, welche zwei oder mehr Kondensatoren aufweisen und welche mit geeigneten Steuerungssignalmustern willkürliche Kombinationen von parallelen, in Reihe und nacheinander Entladen der Kondensatoren vorsehen, um die resultierende Wellenform innerhalb eines großen Bereiches in Annäherung an jede gewünschte ideale Wellenform nachzubilden. Durch ähnlichen Umgang mit den Kondensatorverbindungen ist es möglich, Teile des Impulses zu benutzen, welche in dem Stand der Technik nicht verwendet wurden, wobei dies erlaubt, bestimmte Wellenformen mit weniger Kapazität als vorher erforderlich zu erreichen. Da der Kondensator räumlich gesehen die größte Komponente in einem Defibrillator nach dem Stand der Technik ist, ist die Verringerung seines Wertes und somit seiner Größe entscheidend. Eine derartige Wellenform ist in Fig. 8C gezeigt. Sie liefert eine bessere Annäherung an die ideale einphasige Wellenform von Fig. 3 als die Wellenform nach dem Stand der Technik von Fig. 4A, aber sie erfordert eine um 11% geringere Kapazität als im Falle des Standes der Technik. Um die Steuerung und das Einstellen des Schaltnetzwerkes außerhalb des Körpers durchführen zu können, ist vorgesehen, daß digitales Programmieren zum Beispiel durch elektromagnetische Hochfrequenz-Strahlung durchgeführt wird, wie es jetzt zum Beispiel für andere Systeme, wie Herzschrittmacher, verwendet wird. Es ist weiter vorgesehen, daß ein telemetrisches Relais an oder auf dem Körper angebracht werden kann, um die digitale Programmierung zu vereinfachen. Es ist weiter vorgeschlagen, daß photovoltaische Vorrichtungen subkutan implantiert werden, um die implantierten Batterien aufzuladen. Besonders geeignet sind hier zu einem Feld angeordnete "Solar"-Zellen, wobei die monolithischen Serienfeldversionen des Standes der Technik besonders gut geeignet sind. Eine weitere Option ist natürlich die Verwendung einer implantierten Spule wie nach dem Stand der Technik, welche durch eine externe Quelle elektromagnetischer Strahlung angetrieben wird.
  • Die generelle Aufgabe der Erfindung ist es, ein implantierbares Defibrillierungssystem zu realisieren, welches vor oder nach der Implantation eine Optimisierung der Wellenform liefert, welches implantiert eine lange verwendbare Lebensdauer hat und welches kleiner ist als vorherige implantierbare Defibrillatoren. Ein Teil der Neuheit besteht in dem Aufbau von Schaltnetzwerken zum Nachbilden der Wellenform.
  • Eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung weist zwei oder mehr Kondensatoren auf, welche durch ein Schaltnetzwerk parallel entladen werden können, wobei der Strom verdoppelt wird und die Steigung reduziert wird oder auch in Reihe oder nacheinander entladen werden können. Wenn die Kondensatoren in Reihe entladen werden, um den negativen Impuls zu liefern, ist es möglich, die Amplitude des negativen Impulses zu vergrößern, so daß sie sich der des positiven Impulses annähert. Oder die Kondensatoren können für eine geringere Steigung parallel entladen werden, wenn eine verkleinerte Amplitude vertretbar ist. In Weiterbildung der vorliegenden Erfindung können mehr als zwei Kondensatoren verwendet und serielle, parallele und sequenzielle Kondensatorentladungsanordnungen wahlweise kombiniert werden, um eine Wellenform nachzubilden, welche so weit wie möglich der mit dem Fortschritt in der Defibrillierung als ideal anerkannten Wellenform entspricht. Das neue Merkmal, einen großen Kondensator durch zwei oder mehrere kleinere Kondensatoren der gleichen Gesamtkapazität zu ersetzen, bringt Vorteile in der Flexibilität der Anordnung. Zum Beispiel können die kleineren Komponenten dichter angeordnet werden, welches zu einer kleineren Gesamtgröße führt. Das liegt daran, daß die in dieser Arbeit verwendeten Kondensatoren einen inflexiblen zylindrischen Formfaktor haben. Ein weiteres neues Merkmal ist eine Reduzierung der benötigten Größe der Kapazität, um bestimmte Wellenformen zu erzeugen und daher eine weitere Verringerung der Größe.
  • Zu der Neuheit des implantierten Defibrillierungssystems kommt die Kombination der obigen Merkmale mit digitaler Programmierung durch Hochfrequenzkommunikation der Art, wie sie in Schrittmachern verwendet werden, hinzu. Eine weitere kombinatorische Neuheit umfaßt ein telemetrisches Relais, welches es erlaubt, daß die Programmierelektronik und der Bediener räumlich von dem Operationssaal, in dem die Implantation des Defibrillierungssystems durchgeführt wird entfernt sind.
  • Eine noch weitere Neuheit besteht aufgrund des im Laufe der Zeit beträchtlichen Energiebedarfs von Defibrillierungssystemen in der Verwendung von implantierbaren Batterien. Aufgrund der relativ hohen Spannungserfordernisse eines Defibrillierungssystems weist die Erfindung desweiteren implantierte, in Reihe geschaltete (und daher Hochspannungs-) photovoltaischen Vorrichtungen auf, wobei monolithische Serienanordnungsvarianten aus Gründen der Zuverlässigkeit und Effizienz besonders bevorzugt werden. Ein Aufladen mit Hilfe dieser Vorrichtung weist die neuen und bevorzugten Merkmale auf, nichtinvasiv, preiswert und in Bezug auf die Anforderungen, welche das Wiederaufladen an den Patienten oder an den medizinischen Assistenten stellt, einfach zu sein.
  • Ein bedeutender Aspekt und bedeutendes Merkmal der vorliegenden Erfindung ist das Entladen der Defibrillierungskondensatoren nach Wunsch parallel, in Reihe oder nacheinander durch neuartige Schaltnetzwerke.
  • Ein weiterer bedeutender Aspekt und bedeutendes Merkmal der vorliegenden Erfindung vergrößert die Anzahl der Kondensatoren weiter und bietet durch neuartige Schaltnetzwerke willkürliche Kombinationen von parallelen, seriellen und sequentiellen Entladungen von willkürlichen Kombinationen der Kondensatoren, wobei die Defibrillierungswellenform mit einem hohen Maß an Flexibilität nachgebildet wird. Ein Steuerungssystem steuert das Schaltnetzwerk, um die gewünschte Wellenform zu erreichen.
  • Ein zusätzlicher bedeutender Aspekt und bedeutendes Merkmal der vorliegenden Erfindung ist die Realisierung bestimmter Wellenformen mit einer kleineren Gesamtkapazität als nach dem Stand der Technik erforderlich, wodurch ein kleinerer implantierbarer Defibrillator möglich wird, da der Kondensator eine derart dominante Komponente in einem implantierbaren Defibrillator ist. Somit trägt die Verwendung von kleineren, aber mehrfach vorliegenden Kondensatoren auf zwei Arten zur Verringerung der Größe eines implantierbaren Defibrillators bei.
  • Noch ein weiterer bedeutender Aspekt und besonderes Merkmal der vorliegenden Erfindung ist das digitale Programmieren des Steuerungssystems außerhalb des Körpers, wobei eine Hochfrequenzübertragung eine mögliche Form der Kommunikation für diesen Zweck ist. Ein telemetrisches System kann an oder nahe dem Körper der Person, welche das Implantat hat, aufgestellt werden.
  • Da somit die Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung beschrieben wurden, ist es eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Flexibilität der Defibrillatorwellenform zu erreichen, um sich Änderungen in den Anforderungen des Patienten oder dem fortschreitenden Wissen in der Technik der Defibrillierung anzupassen.
  • Eine weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein System mit langer Lebensdauer und hoher Zuverlässigkeit für das implantierbare Defibrillatorsystem zu schaffen.
  • Eine zusätzliche Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein kleineres, implantierbares Defibrillatorpaket mit den gleichen Möglichkeiten wie ein Defibrillator nach dem Stand der Technik zu realisieren.
  • Eine noch weitere Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es sicherzustellen, daß der Anteil des Patienten an der Technik der routinemäßigen Wartung einfach, einfach zu handhaben, ungefährlich und eine insbesondere in Bezug auf das Aufladen der Batterie dem Wesen nach einfache Technik ist.
  • Es werden nun, beispielhaft und mit Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen, Vorrichtungen nach bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung beschrieben.
  • In den Zeichnungen:
  • Fig. 1 zeigt ein implantierbares Defibrillatorsystem, welches in einen Patienten implantiert wurde, und eine externe Programmierkonsole,
  • Fig. 2 zeigt ein Blockdiagramm des implantierbaren Defibrillatorsystems,
  • Fig. 3 zeigt die idealisierte Wellenform für einphasige Defibrillierung,
  • Fig. 4A zeigt eine einphasige Wellenform nach dem Stand der Technik, welche durch Entladen und Schalten von Kondensatoren erreicht wurde,
  • Fig. 4B zeigt schematisch einen Schaltkreis zum Erzeugen der einphasigen Wellenform nach dem Stand der Technik,
  • Fig. 5A zeigt eine zweiphasige Wellenform nach dem Stand der Technik,
  • Fig. 5B zeigt schematisch einen Schaltkreis zum Erzeugen einer zweiphasigen Wellenform nach dem Stand der Technik,
  • Fig. 6A zeigt eine einphasige Wellenform der vorliegenden Erfindung, welche aus dem sequentiellen Entladen von zwei Kondensatoren resultiert,
  • Fig. 6B zeigt schematisch einen Schaltkreis zum Erzeugen der sequentiell einphasigen Wellenform der vorliegenden Erfindung,
  • Fig. 6C zeigt eine einphasige Wellenform der vorliegenden Erfindung, welche aus dem sequentiellen Entladen von vier Kondensatoren resultiert,
  • Fig. 7A zeigt eine zweiphasige Wellenform nach der vorliegenden Erfindung,
  • Fig. 7B zeigt schematisch einen Stromkreis zum Erzeugen einer zweiphasigen Wellenform nach der vorliegenden Erfindung,
  • Fig. 8A zeigt eine weitere zweiphasige Wellenform der vorliegenden Erfindung, welche sequentielles Entladen umfaßt,
  • Fig. 8B zeigt schematisch einen Stromkreis zum Erzeugen einer weiteren zweiphasigen Wellenform der vorliegenden Erfindung, und
  • Fig. 8C zeigt noch eine weitere einphasige Wellenform nach der vorliegenden Erfindung.
  • BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
  • Fig. 1 zeigt ein implantierbares Defibrillatorsystem 5, wie zum Beispiel einen implantierbaren Defibrillator 10 in einem Patienten 11, wobei der implantierbare Defibrillator 10 ein elektronisches Schaltnetzwerk 12 für die flexible Kombination von Kondensatorentladungswellenformen zum Annähern einer bestimmten Wellenform zum Anlegen an den Herzmuskel in einem Defibrillierungsprozeß aufweist. Eine Programmierkonsole 13, welche in der Lage ist, Befehle zu berechnen und an das elektronischen Schaltnetzwerk 12 zu übertragen, ist relativ entfernt von dem Patienten 11, welcher sich einer Implantationsoperation unterzieht und ein telemetrisches Relais oder Wiederholer wird nahe oder in dem Körper des Patienten verwendet. Digitale Signale werden zu den implantierten Vorrichtungen über elektromagnetische infrarote, sichtbare oder Hochfrequenz-Strahlung oder Ultraschall-Strahlung übertragen.
  • Fig. 2 zeigt den implantierbaren Defibrillator 10, wobei alle Bezugszeichen den vorher beschriebenen Elementen entsprechen, einschließlich eines Kondensatorabschnittes 14, welcher elektrisch über Elektroden mit einem Herzen 15 verbunden ist, eines elektronischen Schaltnetzwerkes 12, eines eingespeicherten oder nicht eingespeicherten Fibrillationsdetektors 16, einer Spannungsmeß- und Steuerungseinheit 17, Batterien 18 und 19, welche durch die Spannungsmeß- und Steuerungseinheit 17 mit dem elektronischen Schaltnetzwerk 12 verbunden sind, und einer Ladeeinheit 20. Wie gezeigt, ist die Batterie 18 über die Spannungsmeß- und Steuerungseinheit 17 mit dem elektronischen Schaltnetzwerk 12 und den mit diesem verbundenen Komponenten verbunden. Die Batterie 19 wird über die Spannungsmeß- und Steuerungseinheit 17 durch die Ladeeinheit 20 wieder aufgeladen. Wenn die Batterie 18 stark entladen ist, schaltet die Spannungsmeß- und Steuerungseinheit 17 den Ausgang der Ladungseinheit 20 auf Batterie 18 und schaltet den Ausgang der Batterie 19 auf das elektronische Schaltnetzwerk 12, wie durch die Umkehrung der entsprechenden Schalter 21 und 22 gezeigt wird. Zu diesem Zeitpunkt wird die Batterie 18 aufgeladen und die Batterie 19 treibt den implantierbaren Defibrillator 10 an. Die Ladeeinheit 20 kann, wenn sie photovoltaische Vorrichtungen umfaßt, eine subkutan implantierte Vorrichtung sein, welche von einer externen Lichtquelle gespeist wird und kann, wenn es eine Spule ist, welche durch eine externe Quelle elektromagnetischer Strahlung mit Energie versorgt wird, subkutan oder tiefer implantiert werden.
  • Fig. 3 zeigt eine Spannungs-Zeit-Wellenform 23, welche einen idealisierten Rechteck-Charakter hat und eine typische, aber willkürlich gewählte, Amplitude von +400 V hat und eine Dauer von 7 ms. Die Wellenform besteht aus einem einzigen Impuls und wird einphasig genannt.
  • Fig. 4A zeigt eine einphasige Spannungs-Zeit-Wellenform 24 nach dem Stand der Technik, welche von dem Typ ist, welcher durch einen geladenen, geeignet geschalteten Kondensator erzeugt wird. Realistische und willkürliche Pulsdauer 25 wird wieder verwendet. Die Anfangsimpulsspannung 26 wird durch die Spannung, auf welche der Kondensator aufgeladen wird, bestimmt und die Endspannung 27 des Impulses wird durch die Entladungsrate, die RC-Zeitkonstante 28, bestimmt, welche graphisch durch lineare Extrapolation der Anfangstangenten 29 bis zun dem Punkt 30, an dem sich die Tangente mit der Zeitachse 32 schneidet, bestimmt werden kann.
  • Fig. 4B zeigt ein schematisches Diagramm 40 nach dem Stand der Technik eines zwischen einer Ladungsquelle 42 und einem Herz 44 eingefügten Stromkreises zum Erzeugen der einphasigen Wellenform 24 von Fig. 4A nach dem Stand der Technik, wobei ein Kondensator 46, ein einpoliger Ausschalter 48 und eine Diode 50 verwendet werden.
  • Fig. 5A zeigt eine zweiphasige Wellenform 60 nach dem Stand der Technik, wobei die Endgröße 62 des positiven Impulses, +200 V, gleich groß und von umgekehrtem Vorzeichen der Anfangshöhe 64 des negativen Impulses, -200 V, ist. Typischerweise und willkürlich als Beispiel und nur zum Zwecke der Veranschaulichung und nicht als beschränkend für die vorliegende Erfindung aufzufassen, sind die gewählten Dauern für die zwei Impulse von 7 ms 66 bzw. 3 ms 68.
  • Fig. 5B zeigt das schematische Diagramm 70 eines zwischen einer Ladequelle 72 und einem Herzen 74 eingefügten Stromkreises zum Erzeugen der zweiphasigen Wellenform 60 nach Fig. 5A, welcher einen Kondensator 76 und die einpoligen Dreifach- Schalter 80 und 90 (welche zusammengeschaltet und wahlweise als ein zweipoliger Dreifachschalter beschrieben werden können) aufweist. Die drei Stellungen des Schalters 80 sind c, die Aufladestellung 82, b, die Stellung des positiven Impulses 84 und n, die Stellung des negativen Impulses 86. Die entsprechenden Stellungen des Schalters 90 sind c, die Aufladestellung 92, b, die Stellung des positiven Impulses 94 und n, die Stellung des negativen Impulses 96.
  • Fig. 6A zeigt eine einphasige Wellenform 100 nach der vorliegenden Erfindung, welche durch das sequentielle Entladen von zwei Kondensatoren erzeugt wird, welche eine Gesamtkapazität haben, die gleich der des Kondensators 46 in Fig. 4B ist und zwei Maxima oder Peaks 102 und 104 aufweisen und somit eine einphasige Wellenform 100 liefern, welche eine bessere Annäherung an die ideale Wellenform 23 von Fig. 3 ist als die Wellenform 24 nach dem Stande der Technik nach Fig. 4A.
  • Fig. 6B zeigt das schematische Diagramm 105 eines zwischen einer Ladungsquelle 106 und einem Herzen 107 eingefügten Stromkreises zum Erzeugen der Wellenform 100 von Fig. 6A, welcher Kondensatoren 108 und 109 und die einpoligen Dreifach- Schalter 110 und 120 (welche zusammengeschaltet und wahlweise als ein zweipoliger Dreifachschalter beschrieben werden können) aufweist. Die drei Stellungen des Schalters 110 sind c, die Aufladestellung 112, pa, die Stellung 114 für die erste Hälfte des positiven Impulses, und pb, die Stellung 116 für die zweite Hälfte des positiven Impulses. Die entsprechenden Stellungen des Schalters 120 sind c, die Aufladestellung 122, pa, die Stellung 124 für die erste Hälfte des positiven Impulses und pb, die Stellung 126 für die zweite Hälfte des positiven Impulses.
  • Fig. 6C zeigt eine einphasige Wellenform 130 der vorliegenden Erfindung, welche durch das sequentielle Entladen von vier Kondensatoren mit einer Gesamtkapazität, welche gleich der des Kondensators 46 in Fig. 4B ist, erzeugt wird und vier Maxima oder Peaks 132, 134, 136 und 138 aufweist, unter Verwendung eines Stromkreises, welcher eine direkte Entsprechung des Stromkreises nach Fig. 6B ist und eine Wellenform 130 liefert, welche eine bessere Annäherung der idealen Wellenform 23 von Fig. 3 ist die Wellenform 24 nach dem Stande der Technik von Fig. 4A.
  • Fig. 7A zeigt eine zweiphasige Wellenform 140 nach der vorliegenden Erfindung, wobei die Anfangshöhe 142 des negativen Impulses in der Größe vergleichbar der Anfangshöhe 144 des positiven Impulses ist und größer ist als die Endhöhe 146 des positiven Impulses und somit eine angenähertere ideale Wellenform liefert als die Wellenform 100 nach dem Stand der Technik nach Fig. 6A.
  • Fig. 7B zeigt das schematische Diagramm 150 des zwischen einer Ladungsquelle 152 und einem Herz 154 eingefügten Stromkreises zum Erzeugen der Wellenform 140 von Fig. 7A, welcher die Kondensatoren 156 und 158 aufweist, zwei einpolige Dreifachschalter 160 und 170 (welche zusammengeschaltet und wahlweise als ein zweipoliger Dreifachschalter beschrieben werden können) und außerdem zwei einpolige Umschalter 180 und 190 (welche zusammengeschaltet und wahlweise als ein zweipoliger Umschalter) beschrieben werden können. Die drei Stellungen des Schalters 160 sind c, die Aufladestellung 162, p, die Stellung des positiven Impulses 164 und n, die Stellung des negativen Impulses 166. Die entsprechenden Stellungen des Schalters 170 sind c, die Aufladestellung 172, p, die Stellung des positiven Impulses 174 und n, die Stellung des negativen Impulses 176. Die zwei Stellungen des Schalters 180 sind c, die Aufladestellung und Stellung des positiven Impulses 182 und n, die Stellung des negativen Impulses 184. Die entsprechenden Stellungen des Schalters 190 sind c, die Aufladestellung und Stellung des positiven Impulses 192 und n, die Stellung des negativen Impulses 194. Die verbindenden Drähte 196 und 198 führen zum "Stapeln" (Serienverbindung) der Kondensatoren und zur Umkehrung der Polarität, welche für den negativen Impuls benötigt wird.
  • Fig. 8A zeigt eine zweiphasige Wellenform 200 nach der vorliegenden Erfindung, wobei es zwei Peaks 202 und 204 in dem positiven Impuls gibt und wobei die Anfangshöhe 206 des negativen Impulses in der Größe vergleichbar zu der Anfangshöhe 207 des positiven Impulses ist und größer als die Endhöhe 208 des positiven Impulses ist, womit eine angenähertere ideale Wellenform erzeugt wird als die Wellenform 100 nach dem Stand der Technik von Fig. 6A.
  • Fig. 8B zeigt das schematische Diagramm 210 eines zwischen eine Ladungsquelle 212 und einem Herzen 214 eingefügten Schaltkreises zum Erzeugen der Wellenform 200 von Fig. 8A, welcher die Kondensatoren 216 und 218 aufweist und die einpoligen Dreifachschalter 220 und 230 (welche zusammengeschaltet und wahlweise als ein zweipoliger Dreifachschalter beschrieben werden können) und außerdem die einpoligen Umschalter 240 und 250 (welche zusammengeschaltet und wahlweise als ein zweipoliger Umschalter beschrieben werden kann) sowie den einpoligen Umschalter 260. Die drei Stellungen des Schalters 220 sind c, die Aufladestellung 222, p, die Stellung des positiven Impulses 224 und n die Stellung des negativen Impulses 226. Die entsprechenden Stellungen des Schalters 230 sind c, die Aufladestellung 232, p, die Stellung des positiven Impulses 234 und n, die Stellung des negativen Impulses 236. Die zwei Stellungen des Schalters 240 sind c, die Aufladestellung und Stellung des positiven Impulses 242 und n, die Stellung des negativen Impulses 244. Die entsprechenden Stellungen des Schalters 250 sind c, die Aufladestellung und Stellung des positiven Impulses 252 und n, die Stellung des negativen Impulses 254. Die zwei Stellungen des Schalters 260 sind a, die Stellung 262 für die erste Hälfte des positiven Impulses währenddessen der Kondensator 216 entladen wird und b, die Stellung 246 für die zweite Hälfte des positiven Impulses währenddessen der Kondensator 218 entladen wird. Die verbindenden Drähte 270 und 272 erzielen ein "Stapeln" der Kondensatoren und die für den negativen Impuls benötigte Polaritätsumkehrung.
  • Fig. 8C zeigt eine zweiphasige Wellenform 280 der vorliegenden Erfindung, wobei der erste Peak 282 durch Entladen eines ersten Kondensators erzeugt wird, der zweite Peak 284 durch Entladen eines zweiten Kondensators erzeugt wird und der dritte Peak 286 durch Serienschaltung der zwei Kondensatoren und Fortführen der Entladung durch eine Schaltung erzeugt wird, welche ähnlich der Schaltung 210 nach Fig. 8B ist, wobei jedoch das Merkmal der Polaritätsumkehrung entfernt wurde, mit dem Ergebnis, daß die Wellenform 280 eine bessere Annäherung an die ideale Wellenform 23 von Fig. 3 ist als die Wellenform 24 nach dem Stande der Technik nach Fig. 4A und die Summe der Kapazitäten der zwei Kondensatoren kleiner ist als die des Kondensators 46 in Fig. 4B.
  • Funktionsweise
  • Das Nachbilden der Wellenform wird durch verzögerungsfreies Schalten erreicht, welches parallel geschaltete Kondensatoren in in Reihe geschaltete Kondensatoren umwandelt oder umgekehrt und/oder Vertauschungen der Kondensatoranschlußverbindungen. Ein derartiger Umgang mit Kondensatorzusammenschaltungen macht außerdem eine Reduzierung der benötigten Gesamtkapazität zum Erzielen von bestimmten Wellenformen und daher eine Verringerung der Größe des Defibrillators möglich.
  • Leistungs-FETs können zum Schalten verwendet werden und werden durch digitale Signale gesteuert. Die notwendige hohe oder niedrige Steuerungsspannung wird durch das Schaltnetzwerk, welches digital programmiert werden kann, zur Verfügung gestellt. Die zum Programmieren des implantierbaren Defibrillatorsystems notwendige Elektronik braucht nicht implantiert zu werden, sondern kann ein Teil der Programmierkonsole sein. Die Eingangsinformation für die Programmierkonsole nimmt die Form der gewünschten Eingangsspannung des positiven Impulses, der Impulsdauer und der Steigung an und ebenso die entsprechenden Daten für den negativen Impuls.
  • In der Programmierkonsole ist die notwendige Logik und der notwendige Speicher oder, wenn benötigt, Hilfs-Hardware und Software des Mikrocomputers, welche die Wellenforminformation in digitale Befehle umwandelt. Die Programmierkonsole kann relativ entfernt von dem Patienten sein, welcher sich einer Implantationsoperation unterzieht, wenn ein telemetrisches Relais oder ein telemetrischer Wiederholer nahe oder an dem Körper des Patienten verwendet wird. Es ist die Verwendung von elektromagnetischer infraroter oder Hochfrequenz-Strahlung oder Ultraschallstrahlung zum Zweck der entfernten Programmierung vorgesehen. Die Strahlung kann entlang einer direkten Sichtlinie geführt werden oder kann mit Hilfe von passiven Reflektorwiederholungsspiegeln umgelenkt werden.
  • Schaltnetzwerke
  • Neue Schaltnetzwerke sind ein Teil der vorliegenden Erfindung des implantierbaren Defibrillatorsystems. Die Prinzipien können durch Beobachten der Merkmale der Wellenform, wie in Fig. 7A gezeigt, veranschaulicht werden. Hier wird jeder der zwei Kondensatoren von Fig. 7B auf eine neue Weise verwendet. Während des positiven Impulses werden die zwei Kondensatoren parallel entladen, wobei als Ergebnis ein positiver Impuls äquivalent zu dem in Fig. 4A und Fig. 6A erzeugt wird. Der negative Impuls wird durch das in Reihe Schalten der zwei Kondensatoren erzeugt, welches eine Anfangshöhe des negativen Impulses liefert, die gleich der Anfangshöhe des positiven Impulses ist. Da zwei identische Kondensatoren in Reihe ein Viertel der Kapazität derselben zwei Kondensatoren in parallel darstellen, ist die Entladungsrate des negativen Impulses in Fig. 7A viermal höher als die des positiven Impulses der Fig. 7A. Die vergrößerte Steigung wird als akzeptierbar angesehen, da der negative Impuls von relativ kurzer Dauer ist. Das schematische Diagramm in Fig. 7B zeigt eine Schaltung, welche die Wellenform von Fig. 7A liefert, mit den Bezeichnungen c für Aufladung, p für die Stellung des positiven Impulses und n für die Stellung des negativen Impulses, welche dieselben Bedeutungen wie vorher haben.
  • Eine weitere Ausführungsform der vorliegenden Erfindung mit zwei Kondensatoren erzeugt eine Wellenform mit zwei Peaks, wie sie in Fig. 6A gezeigt wird, durch das sequentielle Entladen von zwei Kondensatoren, welches eine Wellenform liefert, welche funktional der idealen Wellenform von Fig. 3 näherkommt, als die einphasige Wellenform nach dem Stande der Technik nach Fig. 4A. Dieses wird durch die schematisch gezeigte Schaltung in Fig. 6B erreicht. Eine einfache Übertragung des Prinzips führt zum Hinzufügen von Kondensatoren und Schaltern zu dieser Schaltung, um vielfache Peaks zu erzeugen, wie in dem Beispiel mit vier Peaks nach Fig. 6C. Diese Möglichkeit führt zu einem kleineren implantierbaren Defibrillator, da die kleineren Kondensatoren dichter gepackt werden können als ein einzelner größerer Kondensator, welcher einen inflexiblen zylindrischen Formfaktor hat und die größte Komponente in der Schaltung ist, größer sogar als die Batterie.
  • Eine spezielle Ausführungsform einer weiteren Zweikondensatoranordnung der vorliegenden Erfindung führt zu der Zeichnung der Wellenform nach Fig. 8A. Hier werden die zwei in Fig. 8B gezeigten Kondensatoren sequentiell während des positiven Impulses nach Fig. 6A und 6B entladen und werden während des negativen Impulses nach Fig. 7A und 7B in Reihe entladen. Die schematisch in Fig. 8B gezeigte vorliegende Erfindung liefert die Wellenform nach Fig. 8A. Durch Entfernen des Merkmals der Polaritätsumkehrung der Schaltung in Fig. 8B erzielt man die einphasige Wellenform von Fig. 8C, welche vollkommener ist als die Wellenform nach dem Stand der Technik von Fig. 3 und außerdem eine kleinere Gesamtkapazität aufweist. Dieses ist besonders wichtig, da das Volumen des Kondensators in einem implantierten Defibrillator nach dem Stand der Technik größer ist als das jeder anderen Komponente.
  • Durch das Verwenden von mehr als zwei Kondensatoren kann man deutlich sehen, daß die gerade veranschaulichten Prinzipien in einer großen Anzahl von Möglichkeiten kombiniert werden können und daß die resultierenden Kondensatornetzwerke verschiedene Wellenformen liefern können. Das Steuern von FETs des Schaltnetzwerkes durch ein Steuerungsnetzwerk ermöglicht es einem Praktiker, die Defibrillierung den wechselnden Anforderungen des Patienten oder den weiteren Erkenntnissen in Bezug auf optimale Wellenformen anzupassen.
  • Es ist weiter möglich, durch Programmiereinrichtungen eine nichtinvasive digitale Programmierung des Steuerungsnetzwerkes auszuführen, welche für die Programmierung von implantierten Schrittmachern entwickelt wurden. Eine herausragende Methode verwendet durch die Haut und in das implantierte elektronische System gerichtete digital-kodierte elektromagnetische Hochfrequenz-Strahlung. Ein telemetrischer Wiederholer verbessert weiterhin die Bequemlichkeit der Verwendung dieser Art von System in dem Operationssaal.
  • Da ein Defibrillatorsystem typischerweise erfordert, daß einige Ampere und Hunderte von Volt an den Herzmuskel gelegt werden müssen, sind die Leistungserfordernisse in Bezug auf den Standard von gewöhnlichen implantierten elektronischen Systemen ungewöhnlich. Da die Impulse von kurzer Dauer sind, können glücklicherweise die Energieerfordernisse innerhalb leicht handhabbare Grenzen gebracht werden. Trotzdem ist die Energie, welche in Form von Batterien implantiert werden muß, beachtlich, besonders wenn sich der duty-cycle vergrößert und ist eine vorrangiger Gesichtspunkt in der Konstruktion und Anwendung dieser Art von Systemen.

Claims (3)

1. Vorrichtung (10) zur Abgabe von Energie an das Herz eines Menschen (15; 154; 214) während der Defibrillierung, mit:
(a) wenigstens zwei Kondensatoren (14; 156, 158; 216, 218);
(b) elektronischen Schaltern (12; 160, 170, 180, 190; 220, 230, 240, 250, 260) zum Verbinden der Kondensatoren (14; 156, 158, 216, 218) mit dem Herzen (15; 154; 214); und
(c) mit den elektronischen Schaltern (12; 160, 170, 180, 190; 220, 230, 240, 250, 260) verbundenen Steuerungsmitteln (17), um die Kondensatorenergie an das Herz abzugeben; dadurch gekennzeichnet, daß in einer ersten Phase der Energieabgabe wenigstens einer der Kondensatoren (14; 156, 158; 216, 218) in einer der zwei Betriebsarten, parallel und in Reihe, zu dem oder den anderen Kondensator(en) und während einer zweiten Phase der Energieabgabe in der anderen der zwei Betriebsarten mit dem oder den anderen Kondensator(en) geschaltet ist.
2. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei wenigstens einer der Kondensatoren (14; 156, 158; 216, 218) parallel zu dem oder den anderen Kondensator(en) einer ersten Phase der Energieabgabe geschaltet ist; und die Vorrichtung (10) aufweist eine mit den elektronischen Schaltern (12; 160, 170, 180, 190; 220, 230, 240, 250, 260) verbundene Steuereinrichtung (17), um die Kondensatorenergie wenigstens eines der Kondensatoren (14; 156, 158; 216, 218), welcher in einer zweiten Phase der Energieabgabe in Reihe mit dem oder den anderen Kondensator(en) geschaltet ist, an das Herz abzugeben, wobei die zweite Phase entweder die gleiche oder die entgegengesetzte Polarität der ersten Phase ist.
3. Vorrichtung (10) nach Anspruch 1, wobei wenigstens einer der Kondensatoren (14 156, 158; 216, 218) in Reihe mit dem oder den anderen Kondensator(en) in einer ersten Phase der Energieabgabe geschaltet ist; und die Vorrichtung (10) aufweist eine mit den elektronischen Schaltern (12; 160, 170, 180, 190; 220, 230, 240, 250, 260) verbundene Steuerungseinrichtung (17), um die Kondensatorenergie wenigstens eines der Kondensatoren (14; 156, 158; 216, 218), welcher in einer zweiten Phase der Energieabgabe parallel zu dem oder den anderen Kondensator(en) geschaltet ist, an das Herz abzugeben, wobei die zweite Phase entweder die gleiche oder die entgegengesetzte Polarität der ersten Phase ist.
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Families Citing this family (99)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5405363A (en) * 1991-03-15 1995-04-11 Angelon Corporation Implantable cardioverter defibrillator having a smaller displacement volume
US5507781A (en) * 1991-05-23 1996-04-16 Angeion Corporation Implantable defibrillator system with capacitor switching circuitry
US5833712A (en) * 1991-05-23 1998-11-10 Angeion Corporation Implantable defibrillator system for generating a biphasic waveform
EP0547878B1 (de) * 1991-12-17 1999-03-24 Angeion Corporation Defibrillationssystem mit einem kleinen Kondensator
US5411525A (en) * 1992-01-30 1995-05-02 Cardiac Pacemakers, Inc. Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase
EP0553864B1 (de) * 1992-01-30 1999-10-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Defibrillator-Wellengenerator zur Erzeugung von Wellen langer Dauer
US5439481A (en) * 1992-02-26 1995-08-08 Angeion Corporation Semi-automatic atrial and ventricular cardioverter defibrillator
US5306291A (en) * 1992-02-26 1994-04-26 Angeion Corporation Optimal energy steering for an implantable defibrillator
US5449377A (en) * 1992-03-24 1995-09-12 Angeion Corporation Overcharged final countershock for an implantable cardioverter defibrillator and method
US5385575A (en) * 1992-03-24 1995-01-31 Angeion Corporation Implantable cardioverter defibrillator having variable output capacitance
US5531764A (en) * 1992-03-24 1996-07-02 Angeion Corporation Implantable defibrillator system and method having successive changeable defibrillation waveforms
SE9202666D0 (sv) * 1992-09-16 1992-09-16 Siemens Elema Ab Foerfarande och anordning foer att oeka energiuttaget ur kondensatorer
US5522853A (en) * 1992-10-27 1996-06-04 Angeion Corporation Method and apparatus for progressive recruitment of cardiac fibrillation
US5441518A (en) * 1993-07-22 1995-08-15 Angeion Corporation Implantable cardioverter defibrillator system having independently controllable electrode discharge pathway
US5411528A (en) * 1992-11-19 1995-05-02 Pacesetter, Inc. Electrically programmable polarity connector for an implantable body tissue stimulator
US5674248A (en) * 1995-01-23 1997-10-07 Angeion Corporation Staged energy concentration for an implantable biomedical device
US5620464A (en) * 1992-12-18 1997-04-15 Angeion Corporation System and method for delivering multiple closely spaced defibrillation pulses
US5360435A (en) * 1993-02-19 1994-11-01 Medtronic, Inc. Multiple pulse cardioversion or defibrillation
US5697953A (en) * 1993-03-13 1997-12-16 Angeion Corporation Implantable cardioverter defibrillator having a smaller displacement volume
US5607454A (en) * 1993-08-06 1997-03-04 Heartstream, Inc. Electrotherapy method and apparatus
US5718718A (en) * 1993-09-13 1998-02-17 Angeion Corporation Method and apparatus for polarity reversal of consecutive defibrillation countershocks having back biasing precharge pulses
SE9303119D0 (sv) * 1993-09-24 1993-09-24 Siemens Elema Ab Defibrillator
FR2711064B1 (fr) * 1993-10-15 1995-12-01 Ela Medical Sa Défibrillateur/stimulateur cardiaque implantable à générateur de chocs multiphasiques.
US5391186A (en) * 1993-12-13 1995-02-21 Angeion Corporation Method and apparatus for utilizing short tau capacitors in an implantable cardioverter defibrillator
US5957956A (en) * 1994-06-21 1999-09-28 Angeion Corp Implantable cardioverter defibrillator having a smaller mass
DE4435602C2 (de) * 1994-10-05 1998-07-16 Gunter Preis Verfahren und Vorrichtung zur Versorgung implantierter Meß-, Steuer- und Regelsysteme mit Energie und zum bidirektionalen Datentransfer
US5591211A (en) * 1994-12-09 1997-01-07 Ventritex, Inc. Defibrillator having redundant switchable high voltage capacitors
US5620465A (en) * 1995-06-08 1997-04-15 Survivalink Corporation External defibrillator for producing and testing biphasic waveforms
US5913877A (en) * 1996-03-11 1999-06-22 Kroll; Mark W. Implantable defibrillator system for generating a biphasic waveform with enhanced phase transition
US5908442A (en) * 1996-04-12 1999-06-01 Survivalink Corporation Stepped truncated damped sinusoidal defibrillation waveform
US5725560A (en) * 1996-06-20 1998-03-10 Hewlett-Packard Company Defibrillator with waveform selection circuitry
US5891172A (en) * 1996-06-27 1999-04-06 Survivalink Corporation High voltage phase selector switch for external defibrillators
US5836972A (en) * 1996-06-27 1998-11-17 Survivalink Corp. Parallel charging of mixed capacitors
US5797968A (en) * 1996-12-18 1998-08-25 Zmd Corporation Electrotherapy circuit for producing current waveform with sawtooth ripple
US5769872A (en) * 1996-12-18 1998-06-23 Zmd Corporation Electrotherapy circuit and method for shaping current waveforms
US6096063A (en) * 1996-12-18 2000-08-01 Zmd Corporation Electrotherapy circuit having controlled current discharge based on patient-dependent electrical parameter
US5800462A (en) * 1996-12-18 1998-09-01 Zmd Corporation Electrotherapy circuit for producing therapeutic discharge waveform based on high-current sensing pulse
US5800463A (en) * 1996-12-18 1998-09-01 Zmd Corporation Electrotherapy circuit having controlled peak current
US5904706A (en) * 1996-12-18 1999-05-18 Zmd Corporation Method and apparatus for producing electrotherapy current waveform with ripple
US5733310A (en) * 1996-12-18 1998-03-31 Zmd Corporation Electrotherapy circuit and method for producing therapeutic discharge waveform immediately following sensing pulse
DE69733276T2 (de) 1996-12-18 2006-05-04 Zmd Corp., Wilmington Stromwellenform für elektrotherapy
US5792189A (en) * 1997-04-04 1998-08-11 The Research Foundation Of State University Of New York Defibrillation utilizing the dominant frequency of fibrillation
US6763266B1 (en) 1997-05-14 2004-07-13 Pacesetter, Inc. System and method of generating a low-pain multi-step defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD)
US6484056B2 (en) 1997-05-14 2002-11-19 Pacesetter, Inc. System and method of generating a high efficiency biphasic defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD)
US6233483B1 (en) 1997-05-14 2001-05-15 Pacesetter, Inc. System and method for generating a high efficiency biphasic defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD).
US6005370A (en) * 1998-01-26 1999-12-21 Physio-Control Manufacturing Corporation Automatic rate control for defibrillator capacitor charging
US6501990B1 (en) 1999-12-23 2002-12-31 Cardiac Pacemakers, Inc. Extendable and retractable lead having a snap-fit terminal connector
US6463334B1 (en) 1998-11-02 2002-10-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Extendable and retractable lead
US6173204B1 (en) 1998-10-13 2001-01-09 Physio-Control Manufacturing Corporation Semiconductor assisted relay in a biphasic defibrillator
US6212429B1 (en) 1998-10-13 2001-04-03 Physio-Control Manufacturing Corporation Method and apparatus for converting a monophasic defibrillator to a biphasic defibrillator
FR2788699B1 (fr) 1999-01-27 2001-05-25 Bruker Medical Sa Impulsions ou serie d'impulsions de defibrillation et dispositif pour les generer
US6241751B1 (en) 1999-04-22 2001-06-05 Agilent Technologies, Inc. Defibrillator with impedance-compensated energy delivery
US6405081B1 (en) 1999-04-22 2002-06-11 Koninklijke Philips Electronics N.V. Damped biphasic energy delivery circuit for a defibrillator
DE10029112A1 (de) 2000-06-14 2002-01-17 Werner Irnich Defibrillator mit Mitteln zur Erzeugung von Defibrillationsimpulsen mit mindestens zwei Kondensatoren in unterschiedlicher Konfiguration sowie ein entsprechendes Verfahren
US6456877B1 (en) * 2000-08-07 2002-09-24 Pacesetter, Inc. Multielectrode defibrillator or cardioverting device with simplified design
GB2370509A (en) * 2000-08-29 2002-07-03 Don Edward Casey Subcutaneously implanted photovoltaic power supply
US6583522B1 (en) * 2000-09-27 2003-06-24 Worldwater Corp. Switchable multiple source power supply
US7151378B2 (en) 2001-09-25 2006-12-19 Wilson Greatbatch Technologies, Inc. Implantable energy management system and method
US7060030B2 (en) * 2002-01-08 2006-06-13 Cardiac Pacemakers, Inc. Two-hop telemetry interface for medical device
US7003353B1 (en) 2002-12-10 2006-02-21 Quallion Llc Photovoltaic powered charging apparatus for implanted rechargeable batteries
US7136701B2 (en) * 2003-01-24 2006-11-14 Gentcorp Ltd. Hybrid battery power source for implantable medical use
US7020519B2 (en) * 2003-01-24 2006-03-28 Gentcorp Ltd Hybrid battery power source for implantable medical use
US6909915B2 (en) * 2003-01-24 2005-06-21 Gentcorp Ltd. Hybrid battery power source for implantable medical use
CA2527909A1 (en) 2003-06-04 2005-01-06 Synecor Llc Intravascular electrophysiological system and methods
US8239045B2 (en) * 2003-06-04 2012-08-07 Synecor Llc Device and method for retaining a medical device within a vessel
US7082336B2 (en) * 2003-06-04 2006-07-25 Synecor, Llc Implantable intravascular device for defibrillation and/or pacing
US7617007B2 (en) * 2003-06-04 2009-11-10 Synecor Llc Method and apparatus for retaining medical implants within body vessels
WO2005058415A2 (en) * 2003-12-12 2005-06-30 Synecor, Llc Implantable medical device having pre-implant exoskeleton
EP1718359B1 (de) * 2004-02-10 2011-11-23 Synecor, LLC Intravaskuläres abgabesystem für therapeutische mittel
US8175702B2 (en) 2004-11-04 2012-05-08 The Washington University Method for low-voltage termination of cardiac arrhythmias by effectively unpinning anatomical reentries
US7342755B1 (en) * 2005-01-26 2008-03-11 Horvat Branimir L High energy capacitor and charging procedures
US7457662B2 (en) * 2005-09-09 2008-11-25 Cardiac Science Corporation Method and apparatus for variable capacitance defibrillation
US8761875B2 (en) * 2006-08-03 2014-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for selectable energy storage partitioned capacitor
US8170662B2 (en) * 2006-08-03 2012-05-01 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for charging partitioned capacitors
US8154853B2 (en) * 2006-08-03 2012-04-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Method and apparatus for partitioned capacitor
JP5567343B2 (ja) 2006-11-13 2014-08-06 ワシントン ユニバーシティ イン セント ルイス 下結節伸展部を用いた心臓ペーシング
CN101636195B (zh) * 2007-03-07 2014-06-11 皇家飞利浦电子股份有限公司 用于在对象内施加能量的装置和方法
US8874208B2 (en) 2007-12-11 2014-10-28 The Washington University Methods and devices for three-stage ventricular therapy
EP2231263B1 (de) * 2007-12-11 2016-03-16 Washington University in St. Louis Vorrichtung zur niederenergie-beendigung von vorhoftachyarrhythmien
US8560066B2 (en) 2007-12-11 2013-10-15 Washington University Method and device for three-stage atrial cardioversion therapy
US7890182B2 (en) * 2008-05-15 2011-02-15 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Current steering for an implantable stimulator device involving fractionalized stimulation pulses
US20090326597A1 (en) * 2008-06-26 2009-12-31 Ixys Corporation Solar cell for implantable medical device
US20110151310A1 (en) * 2008-08-14 2011-06-23 Balan Biomedical, Inc. High energy density battery for use in implantable medical devices and methods of manufacture
EP2408521B1 (de) 2009-03-17 2014-06-25 Cardio Thrive, Inc Externer defibrillator
US8473051B1 (en) 2010-12-29 2013-06-25 Cardialen, Inc. Low-energy atrial cardioversion therapy with controllable pulse-shaped waveforms
US9126055B2 (en) 2012-04-20 2015-09-08 Cardiac Science Corporation AED faster time to shock method and device
US10905884B2 (en) 2012-07-20 2021-02-02 Cardialen, Inc. Multi-stage atrial cardioversion therapy leads
US8868178B2 (en) 2012-12-11 2014-10-21 Galvani, Ltd. Arrhythmia electrotherapy device and method with provisions for mitigating patient discomfort
US9616243B2 (en) 2013-06-14 2017-04-11 Cardiothrive, Inc. Dynamically adjustable multiphasic defibrillator pulse system and method
US9833630B2 (en) 2013-06-14 2017-12-05 Cardiothrive, Inc. Biphasic or multiphasic pulse waveform and method
US10149973B2 (en) 2013-06-14 2018-12-11 Cardiothrive, Inc. Multipart non-uniform patient contact interface and method of use
US9907970B2 (en) 2013-06-14 2018-03-06 Cardiothrive, Inc. Therapeutic system and method using biphasic or multiphasic pulse waveform
US9656094B2 (en) 2013-06-14 2017-05-23 Cardiothrive, Inc. Biphasic or multiphasic pulse generator and method
US10279189B2 (en) 2013-06-14 2019-05-07 Cardiothrive, Inc. Wearable multiphasic cardioverter defibrillator system and method
US10124185B2 (en) 2013-09-27 2018-11-13 Zoll Medical Corporation Portable defibrillator used for display, hardcopy, and control for other devices
JP2018508313A (ja) * 2015-03-18 2018-03-29 カーディオスライヴ インコーポレイテッド 新規の二相又は多相パルス発生器及び方法
US10828500B2 (en) 2017-12-22 2020-11-10 Cardiothrive, Inc. External defibrillator
US20240082591A1 (en) * 2021-02-10 2024-03-14 Biotronik SE & Co., KG Implantable Pulse Generator Having a Pulse Generation Device
US11502619B1 (en) * 2021-07-30 2022-11-15 Texas Instruments Incorporated Hybrid multi-level inverter and charge pump

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US3093136A (en) * 1960-05-25 1963-06-11 Mine Safety Appliances Co Ventricular defibrillator
US3241555A (en) * 1962-06-25 1966-03-22 Mine Safety Appliances Co Charging and discharging circuit for ventricular defibrillator
US3886950A (en) * 1973-10-01 1975-06-03 Spacelabs Inc Defibrillator
US4637397A (en) * 1985-05-30 1987-01-20 Case Western Reserve University Triphasic wave defibrillation
US4800883A (en) * 1986-04-02 1989-01-31 Intermedics, Inc. Apparatus for generating multiphasic defibrillation pulse waveform
US4821723A (en) 1987-02-27 1989-04-18 Intermedics Inc. Biphasic waveforms for defibrillation
US5083562A (en) * 1988-01-19 1992-01-28 Telectronics Pacing Systems, Inc. Method and apparatus for applying asymmetric biphasic truncated exponential countershocks

Also Published As

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DE69218658T3 (de) 2001-04-12
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EP0515059A1 (de) 1992-11-25
US5199429A (en) 1993-04-06
DE69218658D1 (de) 1997-05-07

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