DE69634991T2

DE69634991T2 - Elektrotherapiegerät

Info

Publication number: DE69634991T2
Application number: DE69634991T
Authority: DE
Inventors: E. Bradford GLINER; D. Thomas LYSTER; S. Clinton COLE; J. Daniel POWERS; B. Carlton MORGAN
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1996-03-01
Filing date: 1996-03-01
Publication date: 2006-05-24
Anticipated expiration: 2016-03-02
Also published as: DE69634991D1; EP0888149B1; WO1997031680A1; EP0888149A1; JP4460073B2; JP2000506034A

Description

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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Erfindungsgemäß wird ein Gerät zur Anwendung von Elektrotherapie bei einem Patienten geschaffen, wie es in Anspruch 1 definiert ist.
1 zeigt eine schematische Darstellung einer zweiphasigen Elektrotherapie-Wellenform mit geringer Schräge gemäß einer ersten Anordnung, die keine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist.
2 zeigt eine schematische Darstellung einer zweiphasigen Elektrotherapie-Wellenform mit hoher Schräge gemäß der ersten Anordnung.
3 zeigt einen Ablaufplan, der einen Teil eines Elektrotherapieverfahrens gemäß einer zweiten Anordnung veranschaulicht, die eine bevorzugte Ausführungsform der vorliegenden Erfindung darstellt.
4 zeigt eine schematische Darstellung einer zweiphasigen Wellenform, die gemäß der zweiten Anordnung abgegeben wird.
5 zeigt eine schematische Darstellung einer zweiphasigen Wellenform, die gemäß der zweiten Anordnung abgegeben wird.
6 zeigt ein Blockschaltbild eines Defibrillatorsystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung.
7 zeigt einen schematischen Schaltplan eines Defibrillatorsystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung.
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.
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:
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
Die Entladung der ersten Phase hält mindestens für eine Schwellenwertzeit t_TRESH an, wie durch Block 12 in 3 dargestellt. Wenn am Ende der Zeit t_THRESH die an der Energiequelle gemessene Spannung nicht unter den Minimum-Schwellenwert V_THRESH 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 t_THRESH hinaus, wie in 4 abgebildet, bis die gemessene Spannung unter den Schwellenwert V_TRESH 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 V_TRESH abgefallen sein, wenn der Zeitschwellenwert erreicht ist, so dass sich eine Wellenform wie in 5 abgebildet ergibt.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.
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.

Text in den Zeichnungen

1, 2

Voltage: Spannung
Time: Zeit

3

Initiate discharge in first polarity: Entladung mit erster Polarität initiieren
Yes: ja
Time < t_THRES?: Zeit < t_{Schwellenwert}?
No: nein
Is voltage < V_THRES: Ist die Spannung < V_{Schwellenwert}?
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
V_THRES: V_{Schwellenwert}
t_THRES: t_{Schwellenwert}

Claims

Elektrotherapiegerät zur Abgabe eines Schocks an das Herz eines Patienten, wobei das Elektrotherapiegerät Folgendes umfasst: eine Energiequelle (32); einen Verbindungsmechanismus (34), der mit der genannten Energiequelle gekoppelt ist; ein Elektrodenpaar (36) zur Kopplung des genannten Patienten und das weiterhin mit dem genannten Verbindungsmechanismus gekoppelt ist; einen elektrischen Sensor (42), der mit der genannten Energiequelle (32) gekoppelt ist, um im Betrieb eine zu dem Patienten gehörende elektrische Einheit zu messen; einen Timer (40), der mit dem genannten elektrischen Sensor (42) gekoppelt ist; und eine Steuereinheit (38), die mit dem genannten Verbindungsmechanismus (34) und dem genannten Timer (40) gekoppelt ist und vorgesehen ist, um die genannte Energiequelle (32) über die genannten Elektroden (36) mit einer ersten Polarität zu entladen; dadurch gekennzeichnet, dass die genannte Steuereinheit (38) vorgesehen ist, um die Dauer der Entladung so zu steuern, dass sie immer entweder (a) einer ersten einzelnen vorgegebenen Zeitdauer oder (b) der Zeit entspricht, die die gemessene elektrische Einheit benötigt, um auf ein vorgegebenes Abschlussniveau abzuklingen, je nachdem, welcher Wert größer ist.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die genannte elektrische Einheit die Spannung umfasst.
Gerät nach Anspruch 1, wobei die genannte elektrische Einheit den Strom umfasst.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die genannte Steuereinheit (38) vorgesehen ist, um die genannte Energiequelle (32) über die genannten Elektroden (36) mit einer zweiten Polarität zu entladen.
Gerät nach Anspruch 4, wobei die genannte Steuereinheit (38) vorgesehen ist, um die genannte Energiequelle (32) über die genannten Elektroden (36) mit einer zweiten Polarität für eine zweite vorgegebene Zeitdauer zu entladen.
Gerät nach Anspruch 4, wobei die genannte Steuereinheit (38) vorgesehen ist, um die genannte Energiequelle (32) über die genannten Elektroden (36) mit einer zweiten Polarität zu entladen, bis eine an den genannten Elektroden (36) gemessene elektrische Einheit auf ein zweites vorgegebenes Abschlussniveau abgeklungen ist.