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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Elektrotherapiegerät zur Abgabe
eines Schocks an das Herz eines Patienten. Im Besonderen bezieht
sich die vorliegende Erfindung auf ein Gerät zur Verwendung als ein externer
Defibrillator zur Abgabe eines zweiphasigen Defibrillationsschocks
an das Herz eines Patienten über
an dem Patienten befestigte Elektroden.
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Defibrillatoren
geben elektrische Impulse an das Herz eines Patienten ab, um ventrikuläre Arrhythmien,
zum Beispiel Kammerflimmern und ventrikuläre Tachykardie, durch den Prozess
der Defibrillation bzw. Kardioversion zu normalen Herzrhythmen zurückzubringen.
Die Defibrillatoren werden in zwei Hauptklassen unterteilt: externe
und implantierte Defibrillatoren. Implantierbare Defibrillatoren
werden bei Patienten, die mit hoher Wahrscheinlichkeit in Zukunft
eine Elektrotherapie benötigen,
chirurgisch implantiert. Implantierte Defibrillatoren überwachen
typischerweise die Herzaktivität
des Patienten und liefern automatisch elektrotherapeutische Impulse
direkt an das Herz des Patienten, wenn dies angezeigt ist. Implantierte
Defibrillatoren erlauben es also dem Patienten, auf eine etwas normalere
Weise zu leben, ohne dass medizinisches Personal ein wachsames Auge
auf ihn haben muss.
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Externe
Defibrillatoren senden elektrische Impulse über am Körper des Patienten befestigte
Elektroden an das Herz des Patienten. Externe Defibrillatoren sind
in der Notaufnahme, in Operationssälen, in Krankenwagen oder anderen
Situationen von Nutzen, wo unvorhergesehen die Notwendigkeit zur
kurzfristigen Durchführung
einer Elektrotherapie an einem Patienten entstehen kann. Der Vorteil
externer Defibrillatoren besteht darin, dass sie nach Bedarf für einen
Patienten verwendet werden und anschließend transportiert und für einen
anderen Patienten eingesetzt werden können. Da externe Defibrillatoren
jedoch ihre elektrotherapeutischen Impulse auf indirekte Weise (d.h. über die
Hautoberfläche
des Patienten statt direkt an das Herz) abgeben, müssen sie
mit höheren
Energien, Spannungen und/oder Strömen betrieben werden als implantiere
Defibrillatoren. Die hohen Energie-, Spannungs- und Stromanforderungen
haben die derzeitigen externen Defibrillatoren groß, schwer
und teuer gemacht, vor allem aufgrund der großen Abmessungen der Kondensatoren oder
anderer Energiespeichermedien, die bei diesen Vorrichtungen nach
dem Stand der Technik benötigt
werden.
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Die
Zeitdarstellung des von einem Defibrillator abgegebenen Strom- oder
Spannungsimpulses zeigt die charakteristische Wellenform des Defibrillators.
Wellenformen sind durch die Form, Polarität, Dauer und Anzahl der Impulsphasen
charakterisiert. Die meisten externen Defibrillatoren geben einphasige
elektrotherapeutische Strom- oder Spannungsimpulse ab, obwohl manche
auch zweiphasige Sinusimpulse abgeben. Einige implantierbare Defibrillatoren
nach dem Stand der Technik nutzen andererseits abgehackte exponentielle zweiphasige
Wellenformen. Beispiele für
zweiphasige implantierbare Defibrillatoren sind zu finden in der US-amerikanischen
Patentschrift Nr. 4.821.723 von Baker, Jr. et al., in der US-amerikanischen
Patentschrift Nr. 5.083.562 von de Coriolis et al., in der US-amerikanischen Patentschrift
Nr. 4.800.883 von Winstrom; in der US-amerikanischen Patentschrift
Nr. 4.850.357 von Bach, Jr., in der US-amerikanischen Patentschrift
Nr. 4.953.551 von Mehra et al., und in der US-amerikanischen Patentschrift
Nr. 5.372.606 von Lang et al.
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Da
jeder implantierte Defibrillator speziell für einen einzelnen Patienten
vorgesehen ist, können
seine Betriebsparameter, zum Beispiel die Amplitude der elektrischen
Impulse und die Gesamtenergieabgabe, auf die Physiologie des Patienten
abgestimmt werden, um die Wirksamkeit des Defibrillators zu optimieren.
So können
zum Beispiel die Anfangsspannung, die Dauer der ersten Phase und
die Gesamtimpulsdauer eingestellt werden, wenn die Vorrichtung implantiert
ist, um die gewünschte
Energiemenge abzugeben oder um ein gewünschtes Anfangs- und Endspannungsdifferential
zu erreichen (d.h. eine konstante Schräge). Da externe Defibrillatorelektroden
im Gegensatz dazu keinen direkten Kontakt zu dem Herzen des Patienten
haben und externe Defibrillatoren für eine Vielzahl von Patienten
mit zahlreichen physiologischen Unterschieden eingesetzt werden
können
müssen,
müssen
externe Defibrillatoren gemäß Impulsamplituden-
und Impulsdauerparametern arbeiten, die unabhängig von der Physiologie des
Patienten bei den meisten Patienten wirksam sind. Zum Beispiel ist
die von dem Gewebe zwischen den externen Defibrillatorelektroden
und dem Herzen des Patienten dargestellte Impedanz von Patient zu
Patient unterschiedlich, so dass die Intensität und die Wellenform des tatsächlich an
das Herz des Patienten abgegebenen Schocks bei einer bestimmten
Anfangsimpulsamplitude und -dauer unterschiedlich sind. Impulsamplituden
und Impulsdauern, die für
die Behandlung von Patienten mit geringer Impedanz wirkungsvoll
sind, stellen für
Patienten mit hoher Impedanz nicht notwendigerweise eine effiziente
und energiesparende Behandlung dar. Ostroff (
EP 0.437.504.A4 ) entwickelte
ein Verfahren zum Messen des Unterschwellenwert-Defibrillationselektrodenwiderstands,
um eine Schockabgabe mit konstanter Energie zu erreichen. Es wird
ein bekannter Unterschwellenwertstrom über die Elektroden gegeben
und die resultierende Spannung wird gemessen. Aus der resultierenden
Spannung kann der Elektrodenwiderstand berechnet werden.
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Bei
externen Defibrillatoren nach dem Stand der Technik wurde das Problem
der Patientenvariabilität nicht
vollständig
belöst.
Eine Lösung
für dieses
Problem bestand nach dem Stand der Technik darin, den externen Defibrillator
mit mehreren Energieeinstellungen zu versehen, die von dem Benutzer
ausgewählt
werden konnten. Ein gängiges
Protokoll bei der Verwendung eines derartigen Defibrillators bestand
darin, die Defibrillation mit einer Anfangseinstellung zu versuchen,
die sich für
das Defibrillieren eines Patienten mit durchschnittlicher Impedanz
eignet, und anschließend
die Energieeinstellung für
die nachfolgenden Defibrillationsversuche zu erhöhen, falls die Anfangseinstellung
nicht zum Erfolg führte.
Die wiederholten Defibrillationsversuche erfordern zusätzliche
Energie und tragen zum Patientenrisiko bei. Es wird daher ein externes
Defibrillationsgerät
benötigt,
das die Energieeffizienz maximiert (um die Abmessungen des benötigten Energiespeichermediums
zu minimieren) und die therapeutische Wirksamkeit über eine
ganze Patientenpopulation maximiert.
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In
der Patentschrift US-A-5372606 werden ein Verfahren und ein implantiertes
Defibrilliergerät
zur Abgabe einer adaptiven n-phasigen Wellenform an das Herz beschrieben,
bei dem die Dauer der ersten Phase entweder (a) einer vorgegebenen
Dauer oder (b) der Zeit für
eine vorgegebene Schräge
(wie nachstehend beschrieben) entspricht, je nachdem, welcher Wert
geringer ist.
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In
der Patentschrift WO-A-9505215 werden ein Verfahren und ein Gerät zur Formung
der von einem Defibrillator abgegebenen elektrischen Wellenform
basierend auf einem elektrischen Parameter beschrieben, der während der
Abgabe der Wellenform gemessen wird. Es wird angegeben, dass es
bei Patienten mit hoher Impedanz wünschenswert ist, die Dauer
der ersten Phase der zweiphasigen Wellenform relativ zur Dauer der zweiten
Phase zu verlängern.
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Die
vorliegende Erfindung schafft einen externen Defibrillator, der
automatisch die Impedanzunterschiede von einem Patienten zum nächsten bei
der Abgabe von elektrotherapeutischen Impulsen für Defibrillation und Kardioversion
kompensiert. Bei einer bevorzugten Ausführungsform hat der Defibrillator
eine Energiequelle, die über
Elektroden am Patienten entladen werden kann, um einen zweiphasigen
Spannungs- oder Stromimpuls zu liefern.
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Erfindungsgemäß wird ein
Gerät zur
Anwendung von Elektrotherapie bei einem Patienten geschaffen, wie
es in Anspruch 1 definiert ist.
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1 zeigt eine schematische Darstellung
einer zweiphasigen Elektrotherapie-Wellenform mit geringer Schräge gemäß einer
ersten Anordnung, die keine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung ist.
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2 zeigt
eine schematische Darstellung einer zweiphasigen Elektrotherapie-Wellenform
mit hoher Schräge
gemäß der ersten
Anordnung.
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3 zeigt
einen Ablaufplan, der einen Teil eines Elektrotherapieverfahrens
gemäß einer
zweiten Anordnung veranschaulicht, die eine bevorzugte Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung darstellt.
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4 zeigt eine schematische Darstellung
einer zweiphasigen Wellenform, die gemäß der zweiten Anordnung abgegeben
wird.
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5 zeigt
eine schematische Darstellung einer zweiphasigen Wellenform, die
gemäß der zweiten Anordnung
abgegeben wird.
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6 zeigt
ein Blockschaltbild eines Defibrillatorsystems gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform dieser
Erfindung.
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7 zeigt
einen schematischen Schaltplan eines Defibrillatorsystems gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
dieser Erfindung.
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Die 1 und 2, die sich
nicht auf eine Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung beziehen, zeigten die Unterschiede von
einem Patienten zum nächsten,
die bei dem Entwurf eines externen Defibrillators berücksichtigt
werden müssen.
Diese Figuren sind schematische Darstellungen von abgehackten exponentiellen
zweiphasigen Wellenformen, die zwei verschiedenen Patienten von
einem externen Defibrillator zur Defibrillation oder Kardioversion
verabreicht werden. In diesen Zeichnungen ist die Spannung auf der
vertikalen Achse aufgetragen und die Zeit auf der horizontalen Achse.
Die hier beschriebenen Prinzipien lassen sich jedoch auch auf Wellenformen
anwenden, die als Strom in Abhängigkeit
von der Zeit beschrieben werden.
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Die
in 1 dargestellte Wellenform wird
als eine Wellenform mit geringer Schräge bezeichnet und die in 2 dargestellte
Wellenform als Wellenform mit hoher Schräge, wobei die Schräge H wie
folgt als ein Prozentsatz definiert ist:
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Wie
in den 1 und 2 dargestellt,
ist A die Anfangsspannung der ersten Phase und D die Abschlussspannung
der zweiten Phase. Die Abschlussspannung B der ersten Phase resultiert
aus dem exponentiellen Abklingen der Anfangsspannung A durch den
Patienten über
die Zeit, und die Abschlussspannung D der zweiten Phase resultiert
aus dem exponentiellen Abklingen der Anfangsspannung C der zweiten
Phase auf die gleiche Weise. Die Anfangsspannungen und die Dauer
der ersten und zweiten Phase der Wellenformen aus 1 und 2 sind
gleich; die Unterschiede in den Endspannungen B und D spiegeln die
Unterschiede hinsichtlich der Patientenimpedanz wider.
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Beschreibungen
nach dem Stand der Technik bezüglich
der Verwendung von abgehackten exponentiellen zweiphasigen Wellenformen
in implantierbaren Defibrillatoren haben für den Entwurf eines externen
Defibrillators, der akzeptable Defibrillations- oder Kardioversionsraten bei einer
breiten Patientenpopulation erreicht, wenig Anhaltspunkte geboten.
Die Anforderungen an die Betriebsspannungen und die Energieabgabe des
Defibrillators haben Einfluss auf die Größe, die Kosten, das Gewicht
und die Verfügbarkeit
der Komponenten. Insbesondere haben die Anforderungen bezüglich der
Betriebsspannungen Einfluss auf die Wahl der Schalter- und Kondensator-Technologien.
Die Anforderungen an die Gesamtenergieabgabe haben Einfluss auf
die Wahl der Defibrillatorbatterie und des Kondensators.
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Wir
haben festgestellt, dass bei einem gegebenen Patienten extern angewendete
abgehackte exponentielle zweiphasige Wellenformen eine Defibrillation
bei niedrigeren Spannungen und bei geringeren Gesamtenergieabgaben
ermöglichen
als extern angewendete einphasige Wellenformen. Außerdem haben
wir festgestellt, dass ein komplexer Zusammenhang zwischen Gesamtimpulsdauer,
Verhältnis
der Dauer der ersten Phase zur Dauer der zweiten Phase, Anfangsspannung,
Gesamtenergie und Gesamtschräge
besteht.
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Bis
zu einem bestimmten Punkt gilt, je mehr Energie einem Patienten
in einem elektrotherapeutischen Impuls zugeführt wird, desto wahrscheinlicher
wird der De fibrillationsversuch erfolgreich sein. Bei zweiphasigen
Wellenformen mit geringer Schräge
werden effiziente Defibrillationsraten mit weniger abgegebener Energie
erreicht als bei Wellenformen mit hoher Schräge. Wellenformen mit geringer
Schräge
sind jedoch energieineffizient, da ein großer Teil der gespeicherten
Energie nicht an den Patienten abgegeben wird. Auf der anderen Seite
liefern Defibrillatoren, die zweiphasige Wellenformen mit hoher
Schräge
abgeben, einen größeren Teil
der gespeicherten Energie an den Patienten als Defibrillatoren,
die Wellenformen mit geringer Schräge abgeben, und behalten dabei
bis zu einem bestimmten kritischen Schrägenwert eine hohe Wirksamkeit
bei. Bei einem bestimmten Kondensator, einer bestimmten Anfangsspannung
und festen Phasendauern erhalten Patienten mit hoher Impedanz also
eine Wellenform mit weniger Gesamtenergie und geringeren Spitzenströmen, aber
besseren Konvertierungseigenschaften pro abgegebener Energieeinheit,
und Patienten mit geringer Impedanz erhalten eine Wellenform mit
mehr abgegebener Energie und höheren
Spitzenströmen.
Es scheint einen optimalen Schrägenbereich
zu geben, bei dem Patienten mit hoher und mit niedriger Impedanz eine
wirksame und effiziente Therapie erhalten. Es kann ein optimaler
Kondensator, der auf eine vorgegebene Spannung geladen ist, gewählt werden,
um eine wirksame und effiziente Wellenform für eine Patientenpopulation
mit einer Vielzahl von physiologischen Unterschieden abzugeben.
Die voreingestellten Parameter der in den 1 und 2 abgebildeten
Wellenformen sind die Anfangsspannung A der ersten Phase des Impulses, die
Dauer E der ersten Phase, die Zwischenphasendauer G und die Dauer
F der zweiten Phase. Die Abschlussspannung B der ersten Phase, die
Anfangsspannung C der zweiten Phase und die Abschlussspannung D
der zweiten Phase hängen
von den physiologischen Parametern des Patienten und von der physikalischen Verbindung
zwischen den Elektroden und dem Patienten ab.
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Wenn
die Patientenimpedanz (d.h. die Gesamtimpedanz zwischen den beiden
Elektroden) zum Beispiel hoch ist, wird das Ausmaß des Spannungsabfalls
(exponentielles Abklingen) von der Anfangsspannung A zur Abschlussspannung
B während
der Zeit E geringer sein (1) als bei
einer niedrigen Patientenimpedanz (2). Das
Gleiche gilt für
die Anfangs- und Abschlussspannungen der zweiten Phase während der Zeit
F. Die Werte von A, E, G und F werden so eingestellt, dass die Wirksamkeit
der Defibrillation und/oder Kardioversion über eine Patientenpopulation
optimiert wird.
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Patienten
mit hoher Impedanz erhalten also eine Wellenform mit geringer Schräge, die
pro abgegebener Energieeinheit wirksamer ist, und Patienten mit
geringer Im pedanz erhalten eine Wellenform mit hoher Schräge, die
einen größeren Teil
der gespeicherten Energie abgibt und daher energieeffizienter ist.
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Ein
weiteres Merkmal von zweiphasigen Wellenformen besteht darin, dass
Wellenformen mit relativ längeren
ersten Phasen über
bessere Konvertierungseigenschaften verfügen als Wellenformen mit gleichen oder
kürzeren
ersten Phasen, vorausgesetzt, die Gesamtdauer überschreitet ein kritisches
Minimum. Im Fall von Patienten mit hoher Impedanz kann es daher
wünschenswert
sein, die erste Phase der zweiphasigen Wellenform zu verlängern (während die
Dauer der zweiten Phase konstant gehalten wird), um die Gesamtwirksamkeit
der Elektrotherapie zu erhöhen,
indem eine wirksamere Wellenform abgegeben wird, und um die Gesamtmenge
der abgegebenen Energie zu erhöhen.
In den 3 – 5 ist
eine Defibrillationsanordnung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform
der Erfindung dargestellt, bei der dem Defibrillator Informationen
bezüglich
der Patientenimpedanz zurückgemeldet
werden, um die Parameter der abgegebenen elektrotherapeutischen
Impulse zu ändern.
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In 3 ist
ein Ablaufplan für
die Verfahrensschritte dargestellt, die nach der Entscheidung (durch
einen Bediener oder durch den Defibrillator selbst) erfolgen, dem
Patienten über
an dem Patienten befestigte Elektroden einen elektrotherapeutischen
Schock zu verabreichen und die Energiequelle, z.B. den Kondensator oder
die Kondensatorbank des Defibrillators, auf die Anfangsspannung
A der ersten Phase aufzuladen. Block 10 stellt das Initiieren
der ersten Phase des Impulses mit einer ersten Polarität dar. Die
Entladung kann manuell durch den Benutzer ausgelöst werden oder automatisch
in Reaktion auf Messungen der Herzaktivität des Patienten (z.B. EKG-Signale),
die der Defibrillator über
die Elektroden erhält
und die auf eine in der Technik bekannte Weise durch die Defibrillator-Steuereinheit analysiert
werden.
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Die
Entladung der ersten Phase hält
mindestens für
eine Schwellenwertzeit tTRESH an, wie durch
Block 12 in 3 dargestellt. Wenn am Ende
der Zeit tTHRESH die an der Energiequelle
gemessene Spannung nicht unter den Minimum-Schwellenwert VTHRESH für
die Abschlussspannung der ersten Phase gefallen ist, wird die Entladung
der ersten Phase fortgesetzt, wie in Block 14 von 3 dargestellt.
Bei Patienten mit hoher Impedanz führt diese Situation zu einer
Verlängerung
der Dauer der ersten Phase über
tTHRESH hinaus, wie in 4 abgebildet,
bis die gemessene Spannung unter den Schwellenwert VTRESH fällt. Die
Entladung endet dann, um die erste Phase abzuschließen, wie
durch Block 16 von 3 dargestellt.
Wenn der Patient jedoch eine geringe Impedanz hat, wird die Spannung
unter VTRESH abgefallen sein, wenn der Zeitschwellenwert
erreicht ist, so dass sich eine Wellenform wie in 5 abgebildet
ergibt.
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Am
Ende der ersten Phase und nach einer vorgegebenen Zwischenperiode
G wird die Polarität
der Energiequellenverbindung zu den Elektroden umgeschaltet, wie
durch die Blöcke 18 und 20 von 3 dargestellt.
Nun beginnt die Entladung der zweiten Phase des zweiphasigen Impulses
und wird für
eine vorgegebene zweite Phasendauer F fortgesetzt, wie durch Block 26 von 3 dargestellt,
und anschließend
beendet. Dieses kompensierende Elektrotherapieverfahren stellt sicher,
dass die Energie durch den Defibrillator auf die wirksamste Weise
abgegeben wird, indem für
eine minimale Wellenformschräge
gesorgt wird und indem die Dauer der ersten Phase verlängert wird,
um die Anforderungen eines bestimmten Patienten zu erfüllen.
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Da
bei diesem Verfahren die Wellenformschräge für Patienten mit hoher Impedanz
erhöht
wird und ein größerer Teil
der Energie von der Energiequelle abgegeben wird als bei einem Verfahren
ohne Kompensation, kann die Energiequelle des Defibrillators kleiner
ausgelegt werden als bei externen Defibrillatoren nach dem Stand
der Technik, so dass Größe, Gewicht
und Kosten des Defibrillators minimiert werden. Zu beachten ist, dass
die in den 4 und 5 abgebildeten
Wellenformen auch als Strom in Abhängigkeit von der Zeit ausgedrückt werden
können,
wobei ein vorgegebener Stromschwellenwert verwendet wird, ohne dass
von dem Umfang der Erfindung abgewichen wird.
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Bei
alternativen Ausführungsformen
dieser Erfindung könnte
der zweite Phasenimpuls eine Funktion von Spannung, Strom oder Dauer
der ersten Phase sein statt eine feste Zeitdauer zu haben. Darüber hinaus könnte jede
der obigen Ausführungsformen
wechselnde Anfangspolaritäten
in aufeinander folgenden einphasigen oder zweiphasigen Impulsen
vorsehen. Mit anderen Worten, wenn die erste Phase bei der ersten
von dem System abgegebenen zweiphasigen Wellenform ein positiver
Spannungs- oder Stromimpuls ist, dem ein negativer Spannungs- oder
Stromimpuls der zweiten Phase folgt, wäre die zweite von dem System
abgegebene zweiphasige Wellenform ein negativer Spannungs- oder
Stromimpuls der ersten Phase gefolgt von einem positiven Spannungs-
oder Stromimpuls der zweiten Phase. Diese Anordnung würde die
Elektrodenpolarisierung, d.h. den Aufbau der Ladung an den Elektroden,
minimieren.
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Bei
dem obigen Defibrillatorverfahren kann die Anfangsspannung A der
ersten Phase für
alle Patienten gleich sein oder sie kann automatisch oder durch
den Defibrillatorbenutzer gewählt
werden. Der Defibrillator kann zum Beispiel eine Auswahl von Anfangsspannungseinstellungen
haben, eine für
ein Kind, eine zweite für
einen Erwachsenen und eine dritte zur Verwendung bei einer Operation
am offenen Herzen.
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6 zeigt
ein schematisches Blockdiagramm eines Defibrillatorsystems gemäß einer
bevorzugten Ausführungsform
dieser Erfindung. Das Defibrillatorsystem 30 umfasst eine
Energiequelle 32 zur Lieferung der oben beschriebenen Spannungs-
oder Stromimpulse. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Energiequelle 32 ein
einzelner Kondensator oder eine Kondensatorbank, die so ausgelegt
ist, dass sie wie ein einzelner Kondensator funktioniert. Ein Verbindungsmechanismus 34 verbindet
und trennt die Energiequelle 32 selektiv mit/von einem
elektrisch an einem Patienten angebrachten Paar Elektroden 36,
hier dargestellt als ohmsche Last 37. Die Verbindungen
zwischen den Elektroden und der Energiequelle können mit jeder der beiden Polaritäten in Bezug
auf positive und negative Anschlüsse
an der Energiequelle vorliegen.
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Das
Defibrillatorsystem wird durch eine Steuereinheit 38 gesteuert.
Im Speziellen betätigt
die Steuereinheit 38 den Verbindungsmechanismus 34,
um die Energiequelle 32 mit einer der beiden Polaritäten mit
den Elektroden 36 zu verbinden oder um die Energiequelle 32 von
den Elektroden 36 zu trennen. Die Steuereinheit 38 erhält Timing-Informationen von
einem Timer 40, und der Timer 40 erhält elektrische
Informationen von dem parallel zur Energiequelle 32 geschalteten
elektrischen Sensor 42. Bei einigen bevorzugten Ausführungsformen
handelt es sich bei dem Sensor 42 um einen Spannungssensor,
bei anderen bevorzugten Ausführungsformen
um einen Stromsensor.
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In 7 ist
ein schematischer Schaltplan abgebildet, der eine Vorrichtung gemäß der oben
beschriebenen bevorzugten Ausführungsform
darstellt. Die Defibrillator-Steuereinheit 70 aktiviert
eine Hochspannungsversorgung 72, um den Speicherkondensator 74 über eine
Diode 76 auf eine vorgegebene Spannung zu laden. Während dieser
Periode sind die Schalter SW1, SW2, SW3 und SW4 ausgeschaltet, so
dass dem zwischen die Elektroden 80 und 82 geschalteten
Patienten (hier dargestellt als Widerstand 78) keine Spannung
zugeführt
wird. SW5 ist während
dieser Zeit eingeschaltet.
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Nach
dem Laden des Kondensators deaktiviert die Steuereinheit 70 die
Versorgung 72 und aktiviert den Zweiphasen-Schalter-Timer 84.
Der Timer 84 initiiert die Entladung der ersten Phase der
zweiphasigen Wellenform durch den Patienten mit einer ersten Polarität, indem
er die Schalter SW1 und SW4 über
die Steuersignale T1 und T4 gleichzeitig einschaltet, während der
Schalter SW5 eingeschaltet bleibt, um dem Patienten 78 die
Anfangsspannung A über
die Elektroden 80 und 82 zuzuführen.
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Je
nach Betriebsart kann die Abgabe der ersten Phase des zweiphasigen
Impulses durch den Timer 84 nach dem Ende einer vorgegebenen
Periode beendet werden oder wenn die Spannung an den Elektroden unter
einen vorgegebenen Wert gefallen ist, was durch den Komparator 86 festgestellt
wird. Der Timer 84 beendet die Impulsabgabe, indem er den
Schalter SW5 über
das Steuersignal T5 abschaltet und anschließend die Schalter SW1 und SW4
abschaltet. Die Spannung an den Elektroden 80 und 82 kehrt
dann auf Null zurück. Während der
Zwischenperiode G wird der Schalter SW5 eingeschaltet, um Vorbereitungen
für die
zweite Phase zu treffen. Nach Ablauf der Zwischenperiode G initiiert
der Timer 84 die Abgabe der zweiten Phase, indem er die
Schalter SW2 und SW3 über
die Steuersignale T2 und T3 gleichzeitig einschaltet, während Schalter SW5
eingeschaltet bleibt. Diese Konfiguration führt den Elektroden Spannung
vom Kondensator mit einer Anfangsspannung C der zweiten Phase und
einer der ersten Polarität
entgegengesetzten Polarität
zu. Der Timer 84 beendet die Abgabe der zweiten Phase,
indem er den Schalter SW5 über
das Steuersignal T5 ausschaltet und anschließend die Schalter SW2 und SW3
ausschaltet. Die zweite Phase kann am Ende einer vorgegebenen Periode
beendet werden oder wenn die durch den Komparator 86 gemessene
Spannung unter einen Schwellenwert für die Abschlussspannung der
zweiten Phase fällt.
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Bei
einer bevorzugten Ausführungsform
ist der Schalter SW5 ein Isolierschicht-Bipolartransistor (Insulated
Gate Bipolar Transistor, IGBT) und die Schalter SW1 bis SW4 sind
Siliziumthyristoren (silicon-controlled rectifier, SCR). Die Siliziumthyristoren
sind Lawinenschalter, die durch die Zuführung eines Steuersignals in einen
leitenden Zustand gebracht werden können, aber erst ausgeschaltet
werden können,
wenn der Strom durch den Schalter auf Null oder nahezu Null abgefallen
ist. Die fünf
Schalter können
also so konfiguriert werden, dass jeder der Schalter SW1 bis SW4
sich schließt,
wenn SW5 geschlossen wird, und sich erst wieder öffnet, nachdem SW5 ein bestimmtes
Steuersignal zugeführt
wurde.
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Dieser
Entwurf hat den weiteren Vorteil, dass der Schalter SW5 nicht die
maximale Kondensatorspannung auszuhalten braucht. Die maximale Spannung,
die an den Schalter SW5 angelegt wird, tritt auf, wenn die erste
Phase durch Ausschalten von SW5 beendet wird, und zu diesem Zeitpunkt
ist die Kondensatorspannung auf einen Bruchteil ihres Anfangswertes
abgeklungen.
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Es
können
andere Schalter und Schalterkonfigurationen verwendet werden, natürlich ohne
vom Umfang der Erfindung abzuweichen. Darüber hinaus können die
De fibrillatorkonfigurationen der 10 und 11 verwendet
werden, um elektrische Impulse beliebiger Polarität, Amplitude
und Dauer einzeln oder in beliebiger Kombination abzugeben.
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Obwohl
die Erfindung unter Bezugnahme auf externe Defibrillatoren beschrieben
wurde, wären
ein oder mehrere Aspekte auch auf implantierbare Defibrillatoren
anwendbar. Weitere Abwandlungen werden für den Fachkundigen offensichtlich
sein.
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Text in den Zeichnungen
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1, 2
- Voltage
- Spannung
- Time
- Zeit
-
3
- Initiate
discharge in first polarity
- Entladung
mit erster Polarität
initiieren
- Yes
- ja
- Time < tTHRES?
- Zeit < tSchwellenwert?
- No
- nein
- Is
voltage < VTHRES
- Ist
die Spannung < VSchwellenwert?
- Stopp
discharge in first phase
- Entladung
in erster Phase stoppen
- Wait
for interim time G
- Während der
Zwischenperiode G warten
- Change
polarity
- Polarität umschalten
- Resume
discharge for second phase duration F
- Entladung
für die
Dauer F der zweiten Phase fortsetzen
- stop
discharge
- Entladung
stoppen
- s
-
-
4, 5
- Voltage
- Spannung
- Time
- Zeit
- VTHRES
- VSchwellenwert
- tTHRES
- tSchwellenwert