JP2000316995A - インピーダンス補償されたエネルギーを供給する細動除去装置 - Google Patents
インピーダンス補償されたエネルギーを供給する細動除去装置Info
- Publication number
- JP2000316995A JP2000316995A JP2000120605A JP2000120605A JP2000316995A JP 2000316995 A JP2000316995 A JP 2000316995A JP 2000120605 A JP2000120605 A JP 2000120605A JP 2000120605 A JP2000120605 A JP 2000120605A JP 2000316995 A JP2000316995 A JP 2000316995A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- patient
- impedance
- energy storage
- storage capacitor
- defibrillation pulse
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3925—Monitoring; Protecting
- A61N1/3937—Monitoring output parameters
- A61N1/3943—Monitoring output parameters for threshold determination
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3904—External heart defibrillators [EHD]
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
ヒ゜ータ゛ンス補償された細動除去ハ゜ルスを患者に送出する細動
除去装置を提供すること。 【解決手段】患者インヒ゜ータ゛ンス、及びインヒ゜ータ゛ンス補償された
細動除去ハ゜ルスの送出に対して望ましいエネルキ゛ーレヘ゛ルに従っ
て選択される複数の構成を有するエネルキ゛ー蓄積コンテ゛ンサネットワ
ークを備える、細動除去装置が提供される。構成集合に
は、エネルキ゛ー蓄積コンテ゛ンサネットワーク内におけるエネルキ゛ー蓄積コンテ゛
ンサの直列、並列、及び直列/並列組み合わせが含まれ
る。拡大したエネルキ゛ーレヘ゛ルの範囲にわたって、インヒ゜ータ゛ンス
補償された細動除去ハ゜ルスを送出し、その一方で、インヒ゜ータ
゛ンスの低い患者に合わせた構成を利用して、ヒ゜ーク電流を
患者に対して安全なレヘ゛ルに制限し、インヒ゜ータ゛ンスの高い患
者に対して細動除去ハ゜ルスの持続時間の範囲を制限し、且
つ十分な電流レヘ゛ルを提供する。
Description
関するものであり、とりわけ、複数のコンデンサを用い
て、患者に対して細動除去パルスのインピーダンス補償
された送出を提供する細動除去装置に関するものであ
る。
的活動によって、心筋繊維が同期して収縮及び弛緩し、
その結果、血液が、心室から体の生命維持に必要な器官
に有効にポンプ作用で送り込まれることになる。心臓内
部における異常な電気的活動のために、個々の心筋繊維
が、非同期的に、無秩序に収縮する心室細動(VF)に
よって、心臓性の突然死を生じる場合が多い。VFに対
する唯一の有効な処置は、心臓に電気的衝撃を加えて、
心臓の電気化学系がそれ自体で再同期をとることができ
るようにする、電気的細動除去(カウンターショック)
である。整った電気的活動が回復すると、通常、同期の
とれた心筋収縮が後続し、心臓の律動が回復することに
なる。
る電流及びエネルギーの最小量は、その振幅、持続時
間、形状(正弦、減衰正弦、方形、指数関数形減衰等)
を含む、細動除去波形の特定の形状によって、及び、電
流波形が単一の極性(単相)と、負と正の両方の極性
(二相)と、複数の負と正の極性(多相)のいずれを有
しているかによって決まる。同時に、患者に送出される
細動除去パルスには、組織に損傷をもたらし、細動除去
パルスの効力を低下させることになる、最大電流値が存
在する。
生じる最高レベルの電流である。ピーク電流を細動除去
パルスにおける最大値未満に制限することは、効力と患
者の安全の両方にとって望ましい。人間の固体群の胸廓
を経由したインピーダンス(「患者インピーダンス」)
は、20〜200オームにわたる範囲で変動する可能性
があるので、患者インピーダンスの範囲で、ピーク電流
を最大値よりかなり低い安全レベルに制限して、所望の
量のエネルギーを患者に供給する外部の細動除去装置に
よって、インピーダンス補償された細動除去パルスを供
給するのが望ましい。
レベルまで充電される、単一のエネルギー蓄積コンデン
サまたは固定バンクをなすエネルギー蓄積コンデンサを
用いている。患者インピーダンスの範囲にわたって任意
の所定の患者に供給されるエネルギー量を制御すること
は、一般に、エネルギー蓄積コンデンサの初期電圧と最
終電圧との間における「傾斜」または差、並びに、細動
除去パルスの放電時間を制御することによって解決され
る問題である。大部分の外部細動除去装置は、一定電圧
レベルまで充電される単一のエネルギー蓄積コンデンサ
を利用しており、その結果、患者インピーダンスの範囲
にわたって、可能性のある広範囲の放電時間及び傾斜値
が得られることになる。持続時間及び傾斜に関して細動
除去パルスの波形を成形する方法については、1997
年3月4日にGliner他に対して発行された米国特許第
5,607,454号「Electrotherapy Method and Ap
paratus」に記載がある。単一のコンデンサを用いて、
患者インピーダンスの全範囲にわたって十分なエネルギ
ーレベルの細動除去パルスを供給することによって、比
較的低インピーダンスの患者に大きいピーク電流を供給
することが可能になる。同時に、エネルギー蓄積コンデ
ンサの充電電圧は、高インピーダンスの患者に所望のエ
ネルギー量の細動除去パルスを送出するのに十分でなけ
ればならない。
来技術による解決法が存在する。ある方法では、エネル
ギー蓄積コンデンサと直列に抵抗器を配置して、低イン
ピーダンスの患者に対する過剰なピーク電流を防止する
ことが含まれる。1996年5月7日にKroll他に対し
て発行された米国特許第5,514,160号「Implan
table Defibrillator For Producing A Rectangular-Sh
aped Defibrillation Waveform」では、直線形状の第1
の位相を備える移植可能な細動除去装置が、エネルギー
蓄積コンデンサと直列に、可変抵抗器として機能するM
OSFETを利用して、ピーク電流を制限する。199
8年3月31日にLopin他に対して発行された米国特許
第5,733,310号「Electrotherapy Circuit and
MethodFor Producing Therapeutic Discharge Wavefor
m Immediately Following Sensing Pulse」では、電気
療法の回路が、患者インピーダンスを検知し、エネルギ
ー蓄積コンデンサと直列をなす1組の直列抵抗器の中か
ら選択して、細動除去パルスの直線形状に近似した鋸歯
を生じさせる。従来技術の教示に従って電流制限抵抗器
を用いると、結果として、抵抗器においてかなりの量の
電力が消費され、このため、細動除去装置のバッテリに
対するエネルギー要件が増大する。
チには、複数のコンデンサからの複数の指数関数形切り
捨て減衰波形を利用し、移植可能な細動除去装置におい
て直線形状に近似した鋸歯の放電波形を形成することが
含まれる。1993年4月6日にKroll他に対して発行
された米国特許第5,199,429号「ImplantableD
efbrillation System Employing Capacitor Switching
Networks」では、1組のエネルギー蓄積コンデンサに充
電し、次に、第1の位相の間に順次放電させて、鋸歯パ
ターンが形成される。Kroll他の教示によれば、複数の
コンデンサは、細動除去波形の形状を自由度の高い度合
いで調整するため、細動除去パルスの送出中に、任意に
直列、並列、または直列・並列構成に構成されることが
可能である。
して発行された米国特許第5,836,972号「Para
llel Charging of Mixed Capacitors」では、エネルギ
ー蓄積コンデンサの並列バンクを充電するための方法が
教示されている。エネルギー蓄積コンデンサのバンク
を、さらに、細動除去パルスを送出するために、直列に
結合することが可能である。
の特許にも、ピーク電流が最大値未満で、患者インピー
ダンスの範囲にわたって放電時間の変動が少ない、イン
ピーダンス補償された細動除去パルスを得ることの問題
が取り扱われていない。
積コンデンサの構成の中から選択して、インピーダンス
補償された細動除去パルスを患者に送出する細動除去装
置を提供することが望ましい。
びインピーダンス補償された細動除去パルスの送出に対
して望ましいエネルギーレベルに従って選択された1組
の構成を有するエネルギー蓄積コンデンサネットワーク
を有する、細動除去装置が提供される。本発明によるイ
ンピーダンス補償は、キャパシタンス及び充電電圧全体
が患者インピーダンス及び所望のエネルギーレベルに合
わせて調整される、エネルギー蓄積コンデンサネットワ
ークを提供することを意味するものである。低インピー
ダンスの患者の場合、ピーク電流が最大値未満の値に制
限され、一方、高インピーダンスの患者の場合、細動除
去パルスの放電時間の変動が低減される。
1組の構成には、多種の全体的なキャパシタンス及び充
電電圧を供給するために、患者インピーダンスの関数と
して選択される、エネルギー蓄積コンデンサネットワー
ク内におけるエネルギー蓄積コンデンサのさまざまな直
列、並列、及び、直列/並列組み合わせが含まれ得る。
拡大したエネルギーレベルの範囲にわたって、インピー
ダンス補償された細動除去パルスを送出し、その一方
で、インピーダンスの低い患者に合わせた構成を利用し
て、ピーク電流を患者に対して安全なレベルに制限する
ことも可能である。同時に、インピーダンスの高い患者
に合わせた選択される構成を利用して、十分な電流レベ
ルを供給する。このエネルギー蓄積コンデンサネットワ
ークには、利用可能なエネルギーレベルの範囲を拡大し
て、200ジュールをかなり超えるようにするための他
の構成を容易に追加するが可能である。
除去パルスを送出するためのエネルギーを蓄積する少な
くとも2つのコンデンサを利用したエネルギー蓄積コン
デンサネットワークを用いて、構成される。細動除去装
置は、一般的に、可搬型であり、エネルギー源として普
通のバッテリを利用して動作する。高電圧充電器は、エ
ネルギー蓄積コンデンサネットワークにおけるコンデン
サを所望の電圧レベルまで充電する働きをする。HVス
イッチは、所望のパルス持続時間及び極性に従って、患
者を横切ってコンデンサを結合する。望ましい実施態様
の場合、HVスイッチは、1対の電極を介して、患者に
2相細動除去パルスを加えるための4つの整流スイッチ
から構成される「Hブリッジ」を含んでいる。
サネットワークに対する充電プロセスを制御する。衝撃
ボタンの押下に応答し、コントローラは、エネルギー蓄
積コンデンサネットワークの構成を選択し、HVスイッ
チ(高電圧スイッチ)を制御して、インピーダンス補償
された細動除去パルスの所望の持続時間及び極性を得る
ことによって、患者にインピーダンス制御細動除去パル
スを送出する。
ルスの送出直前に実施することが可能である。患者イン
ピーダンスに基づき、適切なコンデンサ構成を選択し
て、所望のエネルギーレベルのインピーダンス補償され
た細動除去パルスを送出し、その一方で、ピーク電流を
患者に対して安全なレベルに制限することが可能であ
る。
た細動除去パルスのエネルギーレベルを容易に選択する
ことが可能である。エネルギー蓄積コンデンサネットワ
ークは、患者インピーダンス及び所望のエネルギーレベ
ルに合わせた1組の構成を有する。コントローラは、患
者インピーダンス及び所望のエネルギーレベルの決定後
に、適切な構成を選択する。200ジュール(J)を超
える選択可能なエネルギーレベルを含む細動除去装置の
用途では、広い範囲の患者インピーダンス及びエネルギ
ーレベルにわたって、ピーク電流を最大値未満に制限す
ることができるので、インピーダンス補償された細動除
去パルスを用いることから恩恵を得ることが可能であ
る。
の代わりに阻止ダイオードを利用して、細動除去パルス
のためにエネルギーを供給する、コンデンサと抵抗器の
並列組み合わせを用いるエネルギー蓄積コンデンサネッ
トワークが提供される。このように、患者インピーダン
スを測定し、コンデンサのさまざまな構成を選択するた
めにコントローラの能動的な介入を伴わずに、インピー
ダンス整合した細動除去パルスを送出することが可能で
ある。コンポーネントの総数は、第1の実施態様よりも
大幅に減少するが、エネルギーレベルを選択するための
自由度と能力を犠牲にすることになる。
ギー量を有するインピーダンス補償された細動除去パル
スを送出する細動除去装置を提供することである。
ンサを用いて、インピーダンス補償された細動除去パル
スを送出する細動除去装置を提供することである。
ギー蓄積コンデンサネットワーク構成の中から選択する
ことによって、インピーダンス補償された細動除去パル
スを送出する方法を提供することである。
ベルが200ジュールを超えるインピーダンス補償され
た細動除去パルスを送出することが可能な、細動除去装
置用のエネルギー蓄積コンデンサネットワークを提供す
ることである。
スイッチングを利用して、インピーダンス補償された細
動除去パルスを送出するエネルギー蓄積コンデンサネッ
トワークを提供することである。
面に関連して解釈されるなら、下記の説明を読むことに
よって、当該技術者には明らかになるであろう。
置10の略ブロック図である。患者(図示せず)に結合
する1対の電極12は、フロントエンド14に接続さ
れ、さらに、HVスイッチ16に接続されている。フロ
ントエンド14は、患者からのECG信号の検出、フィ
ルタリング、及びデジタル化を行う。ECG(心電計)
信号は、さらに、電気療法による治療に影響されやすい
心室細動(VF)または他の衝撃性の律動を検出するこ
とが可能な、衝撃報告アルゴリズム(shock advisory al
gorithm)を実行するコントローラ18に供給される。
信号を利用して、電極12の両端の患者インピーダンス
を測定できることが望ましい。患者インピーダンスは、
コントローラ18に患者インピーダンスデータを供給す
るため、アナログデジタル変換器(図示せず)を用い
て、フロントエンド14で測定されて、デジタル化され
ることが可能である。患者インピーダンスは、細動除去
パルスの送出前に患者に対して低レベルの非治療パルス
を送出し、電極12の両端の電圧降下を測定するといっ
た、さまざまな他の方法を利用して測定することも可能
である。
ーフェイスの一部である衝撃ボタン20によって、ユー
ザは、コントローラ18によるVFまたは他の衝撃性律
動の検出後、電極12を介した細動除去パルスの送出を
開始することが可能になる。バッテリ22によって、一
般には、細動除去装置10のために、とりわけ、エネル
ギー蓄積コンデンサネットワーク26のコンデンサに充
電する高電圧充電器24のために電力が供給される。一
般的なバッテリ電圧は、12ボルト以下であるが、エネ
ルギー蓄積コンデンサネットワーク26のコンデンサ
は、1500ボルト以上まで充電されることが可能であ
る。コントローラ18からの充電電圧制御信号によっ
て、エネルギー蓄積コンデンサネットワーク26の各コ
ンデンサにおける充電電圧が決定される。
ットワーク26には、コントローラ18からの構成制御
信号に応答して、直列、並列、または、直列と並列の組
み合わせの構成に構成されることが可能な複数のコンデ
ンサが含まれる。エネルギー蓄積コンデンサネットワー
ク26は、選択された構成によって決まる有効キャパシ
タンス及び有効充電電圧を有する。例えば、キャパシタ
ンス値がCで、充電電圧がVの3つの直列コンデンサか
らなる構成は、有効キャパシタンスが1/3Cで、有効
電圧が3Vになる。
ス補償された細動除去パルスを送出するために、患者イ
ンピーダンスと選択されたエネルギーレベルを利用し
て、1組の構成からエネルギー蓄積コンデンサネットワ
ーク26の構成を選択する。インピーダンス補償された
細動除去パルスの送出におけるエネルギー蓄積コンデン
サネットワーク26の動作については、さらに詳細に後
述することにする。
6は、コントローラ18からの極性/持続時間制御信号
に応答して所望の極性及び持続時間で、1対の電極12
を介して患者に細動除去パルスを送出する働きをするH
Vスイッチ16に接続されている。HVスイッチ16
は、望ましい実施態様の場合、Hブリッジを利用して、
2相細動除去パルスを送出するように構成されるが、単
相または多相の細動除去パルスを送出し、さらに本発明
の利点を実現するように容易に改変されることが可能で
ある。
トワーク26の単純化された概略図が示されている。高
電圧充電器24は、1組のコンデンサ60〜68を所望
の電圧レベルまで充電するのが容易になるように、1対
の充電スイッチ50〜56を介して、コンデンサ60〜
68のそれぞれに選択的に接続される。各コンデンサ6
0〜68への充電は、必要に応じて、順次または並列に
して同時に実施することが可能であり、また、用途の要
件に従って、コンデンサ60〜68のそれぞれが、同じ
電圧レベルまたは異なる電圧レベルに充電されることが
可能である。1組のコンデンサ60〜68は、用途に応
じて、同じキャパシタンス値を有することも、あるいは
異なるキャパシタンス値を有することも可能である。望
ましい実施態様の場合、コンデンサ60〜68のそれぞ
れは、同じキャパシタンス値を有しており、同じ初期電
圧まで充電される。1組の充電スイッチ50〜56は、
コントローラ18によって、充電プロセスを容易にする
ために制御される。1組の充電スイッチ50〜56の代
わりに、1組の阻止ダイオードを利用して、コンデンサ
60〜68の充電を容易化することも可能である。スイ
ッチ50〜56及び70〜78のそれぞれは、スイッチ
50〜56及び70〜78のそれぞれに対する1組の制
御ライン(図示せず)を介して、コントローラ18によ
って制御されるのが望ましい。
された1組のスイッチ70〜78によって、所望の直
列、並列、または直列・並列回路を形成することが可能
になる。コンデンサ60〜64は、図示のように、必要
なだけの数の直列コンデンサと、またはわずかに1つの
直列コンデンサと直列に結合される。同様に、コンデン
サ66〜68は、図示のように、並列に結合される。並
列コンデンサの数は、インピーダンス補償された細動除
去パルスで所望のエネルギーレベルを供給するのに必要
とされる所望の有効キャパシタンスを得るのに必要なだ
けの数まで拡大されることが可能である。
み合わせに対して、充電電圧を上昇させずに全有効キャ
パシタンスを増大させる態様で、並列コンデンサを追加
することによって、充電電圧を上昇させることなく、あ
るいは最大レベルを超える電流レベルに遭遇することな
く、細動除去パルスのエネルギーレベルを高めることが
可能である。例えば、コンデンサ62及び64の直列配
列に関して、所定の患者インピーダンスについて所望の
電圧レベルを得るための構成が必要とされるが、所望の
エネルギーレベルを得るために、さらに高レベルのキャ
パシタンスが必要とされる場合、追加スイッチを利用し
て、追加コンデンサ(図示せず)をコンデンサ62及び
64のそれぞれと並列に配置することが可能である。
レベルの取得は、このように、100uFのコンデンサ
を利用して、2、000ボルトを超える充電電圧レベル
の上昇を伴わずに、実現可能になる。こうしたより高い
エネルギーレベルのオプションは、エネルギー蓄積コン
デンサネットワーク26の構成集合における追加構成と
して利用可能である。この構成の中から選択することの
融通性によって、最大値を超える電流レベルを回避しな
がら、インピーダンス補償された細動除去パルスによっ
てより高レベルのエネルギーを供給することが可能にな
る。
ンピーダンス補償された細動除去パルスの極性及び持続
時間を決定するコントローラ18の制御下において、直
列、並列、または直列・並列構成の組から選択される構
成の1つによって、HVスイッチ16に結合される。望
ましい実施態様の場合、エネルギー蓄積コンデンサネッ
トワーク26の選択される構成は、2相細動除去パルス
の第1の位相及び第2の位相のような、細動除去パルス
の各位相全体を通じて一定のままである。代替案とし
て、例えば、第2の位相中に追加エネルギーの伝達を達
成するため、位相間において選択される構成を変更する
ことも可能である。
ため、組をなす2つの構成を用いたエネルギー蓄積コン
デンサネットワーク26の動作が示されている。直列構
成は、直列に結合された2つの100マイクロファラッ
ド(uF)コンデンサを用いており、患者インピーダン
スが72オームを超える場合に選択される。並列構成
は、並列に結合された2つの100uFコンデンサを用
いており、患者インピーダンスが72オーム未満の場合
に選択される。72オームの値は、高インピーダンスの
患者と低インピーダンスの患者との間の線引きとして任
意に選択された。エネルギーレベルは、この例の場合、
150ジュールに固定されたままであり、コントローラ
18によって、インピーダンスに基づいて選択される、
組をなすエネルギー蓄積コンデンサネットワーク26の
構成は2つだけになる。
方に同じ2つの100uFコンデンサを用いることもで
きるし、あるいは、エネルギー蓄積コンデンサネットワ
ーク26内において異なるコンデンサを選択することも
可能である。上述のように、患者インピーダンスに関し
て細動除去パルスのより精密な補償を考慮するために、
コンデンサの追加の直列、並列、及び直列・並列構成を
容易に追加することが可能である。細動除去パルスによ
って患者に供給される全電圧またはピーク電流を増大さ
せずに、その等価キャパシタンスを増すために、既存の
構成に追加される並列コンデンサに備える構成の追加に
よって、エネルギーレベルを高めることも可能である。
グラフである。ピーク電流が、細動除去パルスの初期印
加時に生じるので、初期電流は、ピーク電流に相当す
る。グラフに示すように、コントローラ18が、フロン
トエンド14により測定された患者インピーダンスに基
づいて、直列構成と並列構成との間で切り替えを行う7
2オームにおいて、不連続が生じる。72オーム未満の
領域では、エネルギー蓄積コンデンサネットワーク26
において、それぞれ、1300ボルトまで充電された1
00uFコンデンサが並列に結合される、並列構成が選
択される。この並列構成は、1300ボルトまで充電さ
れた単一の200uFコンデンサに相当する。72オー
ムを超える領域では、エネルギー蓄積コンデンサネット
ワーク26において、100uFコンデンサが直列に結
合される、直列構成が選択される。この直列構成は、2
600ボルトまで充電された単一の50uFコンデンサ
に相当する。
れを超える患者インピーダンスに対応する直列及び並列
構成の利用によって、ピーク電流が、それぞれ、低イン
ピーダンスの患者の場合には、60アンペアの最大値未
満にとどまるようにし、高インピーダンスの患者の場合
には、15アンペアを超えるようにすることが可能でな
る。このように、インピーダンス補償された細動除去パ
ルスが、細動除去装置10によって患者に送出される。
50オーム、及び120オームの患者インピーダンスに
ついて細動除去パルスを形成するための患者電流対時間
を示す1組のグラフである。この例における細動除去パ
ルスは、それぞれ、2相切り捨て指数関数(BTE)タ
イプのパルスである。本発明によるエネルギー蓄積コン
デンサネットワーク26は、単相及び多相パルスを含む
他のタイプの細動除去パルスにも等しくうまく適用され
ることが可能である。この例の場合、コンデンサ電圧の
低下率である傾斜とパルス持続時間を制御して、細動除
去パルスによって患者に供給されるエネルギー量を調整
する。各細動除去パルスのピーク電流は、細動除去パル
スが最初に加えられる時点0における初期電流である。
2、及びT3は、それぞれ、インピーダンスが20オー
ム、50オーム、及び120オームの患者に対して細動
除去パルスが送出される場合の、細動除去パルスの持続
時間である。インピーダンスが50オームの場合の時間
T2が、インピーダンスが20オームの場合の時間T1
よりも長いのは、患者インピーダンスが72オーム未満
の場合には、並列構成が選択され、必要なエネルギー量
の供給には持続時間を長くする必要があるためである。
図4のCでは、120オームのインピーダンスに対し
て、直列構成が選択されており、このため、患者に必要
なエネルギー量を供給するには、時間T2に対して時間
T3の持続時間を短くすることが必要になる。このよう
に、インピーダンス補償された細動除去パルスは、単一
のエネルギー蓄積コンデンサを利用するよりも、本発明
によるエネルギー蓄積コンデンサネットワーク26を利
用することにより、パルス持続時間の範囲を縮小して、
20〜200オームの患者インピーダンスの範囲にわた
って送出される。
調整されたインピーダンス補償された細動除去パルスを
送出し、患者に供給することができるエネルギーレベル
の範囲を拡大するために、エネルギー蓄積コンデンサネ
ットワーク26のさらなる構成が、容易に追加可能であ
る。エネルギー蓄積コンデンサネットワーク26の可能
性のある1組の構成に、さらなる構成が追加されると、
患者インピーダンスの範囲にわたる細動除去パルスの持
続時間の広がりが狭くなる。
って供給されるエネルギーのグラフである。患者インピ
ーダンスが高い場合、供給されるエネルギーが減少しな
いことが望ましい。望ましい実施態様の場合、示される
プロットは、エネルギーが130〜160ジュールの範
囲で供給される選択された用途については、許容できる
ほどにフラットである。
ー対患者インピーダンスのプロットは、区分的セグメン
トからなる。区分的セグメントは、コンデンサ素子及び
持続時間が有限集合をなす値から選択される、望ましい
実施態様における制御アルゴリズムの人為的成分であ
る。区分的セグメントの数は、従って、コンデンサ素子
と、持続時間集合の粒状性によって決まる。代替案とし
て、持続時間の連続変化を考慮した制御システムが用い
られることになる場合、図5に示すプロットは、区分的
セグメントではなく平滑な曲線として描くことが可能に
なる。
動除去パルスを利用すると、許容可能な正確さのレベル
で、20〜200オームの範囲内の未知のインピーダン
スの患者に対して、所定の限界内のパルス持続時間及び
ピーク電流で、150ジュールといった選択されたエネ
ルギーレベルを供給することが可能になる。エネルギー
蓄積コンデンサネットワーク26の構成集合に、追加並
列コンデンサを考慮した構成を追加することによって、
200ジュールを超える、より高エネルギーレベルのイ
ンピーダンス補償された細動除去パルスを達成すること
が可能になる。
ー蓄積コンデンサネットワーク26において用いること
が可能な故障検出回路300の概略図が示されている。
コンデンサ60〜64が、1500ボルトの範囲の比較
的高電圧まで充電され、直列接続をなす充電されるコン
デンサの電圧が、付加的であるため、コンデンサの任意
の1つにおける故障を直接的に検出するのは困難であ
る。高電圧充電器24によって発生する電圧の変動も、
コンデンサ間における電圧差として生じる故障を分離す
るために、制御されなければならない。故障検出回路3
00は、故障を検出するため、比較的単純なコンパレー
タを用いて比較することが可能な比較的低い第1と第2
のテスト電圧を発生することによって、高電圧まで充電
されることが可能な直列コンデンサの故障を検出する働
きをする。
10の直列ネットワークからなり、抵抗器304〜30
6が、それぞれ、コンデンサ60〜64の両端に結合さ
れ、さらに、抵抗器308〜310が、抵抗器302〜
306とアースとの間に直列に結合されて、第1のテス
ト電圧V1を生じるためのタップを形成している。第1
のテスト電圧V1は、高電圧充電器16の両端に接続さ
れた、抵抗器312と314によって形成された分圧器
に生じる第2のテスト電圧V2と後で比較することが可
能である。抵抗器302〜314の抵抗値は、エネルギ
ー蓄積コンデンサネットワーク26の通常動作との干渉
を防ぐために、一般には約1メグオームを超える比較的
高い値になるように選択される。
場合、所定の限界内においてV1=V2になるように、
また、漏洩コンデンサのような故障状態を検出するため
には、V1が所定の限界を超えてV2と異なるように選
択することが可能である。テスト電圧V2を利用するこ
とによって、高電圧充電器24によって発生する電圧の
変動を制御することが可能になる。第1と第2のテスト
電圧V1及びV2が、比較回路316に供給され、比較
回路316は、V1が所定の限界を超えてV2と異なる
状態に応答して、故障信号を発生する。比較回路316
は、低コストのコンパレータ及び標準的なデジタル論理
回路を用いて実施可能である。代替案として、V1及び
V2を測定して、デジタルデータを取得し、さらに、マ
イクロプロセッサを用いてこのデータを比較することに
よって、故障状態を検出することも可能である。
6の故障状態は、コンデンサ60〜64の少なくとも1
つが過剰な漏れ電流を示して、自己放電を開始し、その
結果、その充電電圧に変化を生じるようになる時、発生
する。故障コンデンサの電圧差は、第1のテスト電圧V
1に変化を生じさせることになるので、故障状態は、故
障検出回路300を利用して容易に検出することが可能
である。故障検出回路300は、故障検出回路300の
直列コンデンサの数に合わせて容易にスケーリングする
ことが可能である。
ダンス及び所望のエネルギーレベルに基づいて選択可能
な、エネルギー蓄積コンデンサネットワーク26の構成
集合150の説明図が示されている。構成集合150
は、例証を目的として、患者インピーダンス及び所望の
エネルギーレベルに基づいて構成を選択するプロセスを
明らかにするため、マトリックスとして示されている。
縦軸は、低から高にわたる患者インピーダンスの範囲で
ある。横軸は、低から高にわたる所望のエネルギーレベ
ルである。
エネルギーレベルは、主として、キャパシタンス、電
圧、及び波形持続時間によって決まる。細動除去パルス
の送出前に、所望のエネルギーレベルに従って構成集合
150からある構成を選択することによって、最大値を
超える患者電流を生じさせることなく、また、細動除去
パルスの放電時間が過剰に長くならないようにして、よ
り広範囲にわたるエネルギーレベルの発生が可能にな
る。
ーダンスが高くなると、一般に、細動除去波形において
より高い電圧が必要になるが、より高い電圧を得るため
には、コンデンサを直列に接続すればよい。逆に、患者
インピーダンスが低くなると、一般に、最大値を超える
ピーク電流を回避するため、より低い電圧が必要にな
る。例えば、200Jを超える領域で、患者に対するよ
り高いエネルギーの供給を達成するには、患者のインピ
ーダンスの関数として選択された既存の構成に並列コン
デンサを追加することにより実現可能である。
ネルギー蓄積コンデンサネットワーク26の動作を細動
除去装置10の特定の要件に合わせるように構成するこ
とが可能である。例えば、所望のエネルギーレベルが、
150ジュールといったあるエネルギーレベルに固定さ
れるAEDの場合、構成集合150に示すマトリックス
の単一の行だけしか用いる必要がない。従って、コント
ローラ18は、インピーダンス補償された細動除去パル
スの送出前に、患者インピーダンスだけに基づいて、構
成集合から選択することになる。
細動除去装置10によってインピーダンス補償された細
動除去パルスを送出するプロセスの流れ図が示されてい
る。エネルギー蓄積コンデンサネットワークの充電と表
示されたステップ200では、高電圧充電器24が、細
動除去パルスの送出に備えて、エネルギー蓄積コンデン
サネットワーク26の各コンデンサに充電する働きをす
る。こうした充電は、細動除去装置10が起動するとす
ぐに実施することが可能であり、細動除去パルスが必要
とされる場合、エネルギーを節約し、充電時間を節約す
るために、コンデンサが所望の電圧レベルの所定の割合
まで充電される。
おける故障の検出?と表示されたステップ202では、
故障検出回路300を用いて、その充電電圧を所定の限
界内に保持することができない漏洩コンデンサのよう
な、エネルギー蓄積コンデンサネットワーク26内にお
ける故障を検出することが可能である。故障が検出され
ると、エラー処理ルーチンと表示されたステップ204
において、オペレータに故障状態を警告するエラーメッ
セージが発生する。他の診断回路を起動して、故障を分
離し、構成集合150の損傷領域を用いている部分を停
止することによって、できるかぎり、細動除去装置10
が、機能性を制限された状態で動作し得るようにするこ
とが可能である。
06では、コントローラ18が、衝撃報告アルゴリズム
を実行して、心室細動(VF)のような衝撃性律動を検
出する。衝撃性律動が検出されない場合、バックグラウ
ンドモニタリングと表示されたステップ208が実行さ
れる。すなわち、オペレータに衝撃の報告がないことが
伝えられ、細動除去装置10が、バックグラウンドモニ
タリングモードに入って、ECG情報のモニタ及び解析
が続行される。
ダンス測定と表示されたステップ210が実行される。
非治療の事前衝撃の送出または低レベルテスト信号の測
定といった、さまざまな方法の任意のいずれかによっ
て、患者インピーダンスが測定され、コントローラ18
に供給される。
ステップ212において、患者に送出される細動除去パ
ルスのエネルギーレベルが決定される。多くの場合、エ
ネルギーレベルは、AEDにおけるように、150ジュ
ールといった固定レベルにあらかじめ決定される。他の
場合、細動除去プロトコルによって、送出される細動除
去パルスの数に基づいてエネルギーレベルが決定され
る。例えば、一般に3つの連続した単相細動除去パルス
に用いられるプロトコルでは、200ジュールのエネル
ギーレベルが要求され、これに、300ジュール及び3
60ジュールが後続する。エネルギーレベルは、手動の
細動除去装置におけるように手動で決定することも可能
であり、オペレータは、ユーザインターフェイスの設定
を介して所望のエネルギーレベルを決定することができ
る。
ークの構成選択と表示されたステップ214では、エネ
ルギー蓄積コンデンサネットワーク26における構成集
合150から適切な構成を選択する際、コントローラ1
8によって、患者インピーダンスと所望のエネルギーレ
ベルがパラメータとして利用される。選択がなされる
と、コントローラ18は、エネルギー蓄積コンデンサネ
ットワーク26に構成信号を送り、スイッチを作動させ
て、所望の構成を実施する。
ダンスに基づいて選択することが可能である。例えば、
高い患者インピーダンスに対して所望のより高いエネル
ギーレベルを供給し、低い患者インピーダンスに対して
所望のより低いエネルギーレベルを供給することが望ま
しい場合がある。患者インピーダンス及び所望のエネル
ギーレベルは、もはや独立変数ではないが、やはり、上
述のように、コントローラ18によって、構成集合15
0から適切な構成を選択するためにパラメータとして用
いられることになる。患者インピーダンスが異なれば、
より有効な反応をもたらす細動除去パルスのエネルギー
レベルも異なることが分かっている場合には、このよう
に、所望のエネルギーレベルを患者インピーダンスの従
属変数として、パラメータを結合することによって、よ
り有効な細動除去が可能になる。
されたステップ216では、細動除去装置10が、オペ
レータに対して、衝撃ボタン20を押して、患者に対す
る細動除去パルスの送出を開始するように信号で合図す
る。コントローラ18は、所望のエネルギー量及び2相
切り捨て指数関数形のような波形を提供するために、波
形傾斜のようなパラメータに従って細動除去パルスの極
性及び持続時間を決定する。
ネットワーク26の代わりに用いることが可能な、本発
明の代替実施態様によるエネルギー蓄積コンデンサネッ
トワーク100の概略図である。コンデンサ102、1
04、及び106は、抵抗器108、110、及び11
2、及び、ダイオード114、116、及び118に直
列に配置される。コンデンサ102〜106、抵抗器1
08〜112、及びダイオード114〜118の直列の
組み合わせは、それぞれ、HVスイッチ16にエネルギ
ーを供給して、細動除去パルスを発生させるセクション
を形成する。各セクションは、並列に接続され、HVス
イッチ16及び1対の電極12を介して、患者にエネル
ギーを供給する。HVスイッチ16を制御することによ
って、所望通りに単相、2相、または多相の波形が生じ
るように、所望の極性及び持続時間で細動除去パルスを
送出することが可能である。必要に応じて、エネルギー
蓄積コンデンサネットワーク100に追加セクションを
追加することもできるし、あるいは代替実施態様に従っ
て、わずかに2つだけのセクションを利用することも可
能である。
ットワーク100の3つのセクションが示されている。
コンデンサ102〜106は、所望のエネルギーレベル
で、所望の患者インピーダンス範囲にわたってインピー
ダンス整合した細動除去パルスを送出するため、抵抗器
108〜112の値R1、R2、及びR3に関連して選
択された、それぞれ、キャパシタンス値C1、C2、及
びC3、及び、それぞれ、充電電圧レベルV1、V2、
及びV3を有している。この例の場合、値は、下記のラ
ンク順関係に従って選択された: C1>C2>C3 V1>V2>V3 R1>R2>R3 上記の関係に従って、キャパシタンス値C1、C2、及
びC3は、同じ値にすることもできるし、あるいは適用
要件に従って示されたサイズ順の関係とみなすことも可
能である。電圧値V1、V2、及びV3、及び、抵抗値
R1、R2、及びR3は、3つのセクションの順次放電
を保証するために、ランク順になっている。順次放電
は、1つのセクションが、ある所定レベル未満で放電す
ると、もう1つのセクションが放電を開始することを意
味している。放電シーケンスのタイミングは、セクショ
ンの放電時間によってとられ、コンポーネント値は、患
者インピーダンスの範囲にわたって所望の放電時間が得
られるように選択される。また、R1〜R3、C1〜C
3、及びV1〜V3の値の大きさは、細動除去パルスに
よって所望のエネルギーレベルを患者に供給するために
選択される。
代替実施態様に従ってエネルギー蓄積コンデンサネット
ワーク100を利用した、低インピーダンスの患者と高
インピーダンスの患者に関する患者電流対時間のグラフ
である。図10のAは、患者インピーダンス範囲の下方
端である30オームの患者インピーダンスに関する細動
除去パルスのグラフである。トレース400によって、
エネルギー蓄積コンデンサネットワーク100を用いて
可能になる細動除去パルスの患者電流対時間の波形が示
されている。トレース402は、従来技術による単一の
コンデンサを用いて得られる典型的な患者電流の細動除
去パルスである。細動除去パルスは、単相タイプとして
示されているが、HVスイッチ16を利用して、2相及
び多相の細動除去パルスを発生することも可能である。
T2、及びT2〜T3にわたるセグメントによって示さ
れている。セグメント間隔T0〜T1は、コンデンサ1
02、抵抗器108、及びダイオード114からなる第
1のセクションからの放電電流である。キャパシタンス
がC1のコンデンサ102は、最高電圧レベルV1まで
充電されており、抵抗は最大値のR1である。ダイオー
ド114に、順バイアスがかけられ、他の2つのセクシ
ョンの前に、まず、第1のセクションが放電する。第1
のセクションが放電して、時間T1におけるコンデンサ
104、抵抗器110、及びダイオード116からなる
第2のセクションの充電レベルV2未満になると、ダイ
オード116に順バイアスがかかることになり、第2の
セクションの放電を開始させる。第2のセクションが放
電して、時間T2におけるコンデンサ106、抵抗器1
12、及びダイオード118からなる第3のセクション
の充電電圧V3未満になると、ダイオード118に順バ
イアスがかかることになり、時間T3まで続く第3のセ
クションの放電を開始させる。時間T3は、コントロー
ラ18からの極性/持続時間信号に応答して、HVスイ
ッチが開くと発生する。
ク電流が36Aである。対照的に、トレース402は、
1800Vまで充電された単一のコンデンサにより、ピ
ーク電流が60Aである。トレース400に従って細動
除去パルスを発生するため、エネルギー蓄積コンデンサ
ネットワーク100の第1のセクションは、ピーク電流
を36Aに制限する働きをする30オームの値R1を有
する抵抗器108と直列をなす、2160Vまで充電さ
れたコンデンサ102を利用して構成される。より小さ
い抵抗値R2及びR3、並びに、より低い充電電圧V2
及びV3を用いた第2及び第3のセクションは、細動除
去パルスの残りの部分によって所望の量のエネルギーを
供給する働きをする。
上方端である150オームの患者インピーダンスに関す
る細動除去パルスのグラフである。トレース404によ
って、エネルギー蓄積コンデンサネットワーク100を
用いて可能になる、細動除去パルスの患者電流対時間の
波形が示されている。トレース406は、従来技術によ
る単一のコンデンサを用いて得られる典型的な患者電流
の細動除去パルスである。
〜T5、及び、T5〜T6にわたるセグメントによって
示されている。エネルギー蓄積コンデンサネットワーク
100は、3つのセグメントに関する低い患者インピー
ダンスの例について上述のところと同様に機能する。ト
レース404及び406は、両方とも、ピーク電流が1
2Aである。T0〜T6にわたる時間期間において、ト
レース404は、トレース406よりも速い電流減衰を
示している。このように、細動除去パルスの持続時間範
囲は、患者インピーダンスの範囲にわたってより短くな
るように保たれる。
い患者インピーダンスの場合には、ピーク電流が最大値
より小さく、高い患者インピーダンスの場合には、パル
ス持続時間が制限される、インピーダンス補償された細
動除去パルスを送出する方法が例示されている。必要に
応じて、追加セクションを追加することが可能である。
高電圧充電器24は、インピーダンス補償された細動除
去パルスの送出に備えて、エネルギー蓄積コンデンサネ
ットワーク100を充電するために、コンデンサ102
〜106のそれぞれに、それぞれ、充電電圧V1〜V3
まで充電するように構成される。
らに広い態様において、本発明の思想を逸脱することな
く、本発明の上述の望ましい実施態様の細部に多くの変
更を加えることが可能である。例えば、エネルギー蓄積
コンデンサネットワーク26には、機械式スイッチから
さまざまなタイプの半導体スイッチに及ぶ各種スイッチ
テクノロジを用いることが可能である。エネルギー蓄積
コンデンサネットワークの可能性のある構成集合は、イ
ンピーダンス補償の精度及び利用可能なエネルギーレベ
ルの所望の範囲を含む適用要件に適合するように、容易
に拡大または縮小することが可能である。従って、本発
明の範囲は、特許請求の範囲によって判定されるべきで
ある。
の組み合わせからなる例示的な実施態様を示す。 1.細動除去装置であって、患者に結合するための1対
の電極と、前記1対の電極に結合されたHVスイッチ
と、及び前記HVスイッチを介して、前記患者にインピ
ーダンス補償された細動除去パルスを送出するためのエ
ネルギー蓄積コンデンサネットワークと、を含む、細動
除去装置。 2.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、複
数の構成に従って配置される複数のコンデンサを含む、
上記1に記載の細動除去装置。 3.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークに結合
されて、前記コンデンサのそれぞれを充電するための高
電圧充電器を更に含む、上記2に記載の細動除去装置。 4.前記高電圧充電器と前記コンデンサのそれぞれとの
間に挿入された1組の充電スイッチを更に含む、上記3
に記載の細動除去装置。 5.前記1対の電極に結合されて、患者インピーダンス
を供給するフロントエンドと、前記フロントエンドに結
合されて、前記患者インピーダンスを取得し、また前記
エネルギー蓄積コンデンサネットワークに結合されて、
前記患者インピーダンス及び選択されるエネルギーレベ
ルに基づいて前記構成の1つを選択するコントローラ
と、を更に含む、上記2に記載の細動除去装置。 6.前記コントローラが、前記HVスイッチに結合され
て、前記インピーダンス補償された細動除去パルスの持
続時間及び極性を制御する、上記5に記載の細動除去装
置。 7.前記インピーダンス補償された細動除去パルスが、
単相、二相、及び多相のパルスのうちの1つを含む、上
記6に記載の細動除去装置。 8.前記選択されるエネルギーレベルが、あるレベルに
固定される、上記5に記載の細動除去装置。 9.前記選択されるエネルギーレベルが、プロトコルに
従って決定される、上記5に記載の細動除去装置。 10.前記選択されるエネルギーレベルが、ユーザによ
って手動で選択される、上記5に記載の細動除去装置。 11.前記選択されるエネルギーレベルが、前記患者イ
ンピーダンスの関数として決定される、上記5に記載の
細動除去装置。 12.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、
前記HVスイッチに対して直列及び並列に結合された複
数のコンデンサと、及び前記コンデンサのそれぞれとア
ースとの間に結合された複数のスイッチと、を含み、前
記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、前記構成
のうちの1つに従って前記複数のスイッチを設定するこ
とによって、インピーダンス補償された細動除去パルス
を送出するように構成されている、上記2に記載の細動
除去装置。 13.前記インピーダンス補償された細動除去パルス
が、最大値より低いピーク電流を有する、上記1に記載
の細動除去装置。 14.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、
複数のセクションであって、そのセクションのそれぞれ
が、直列に結合されたコンデンサ、抵抗器、及びダイオ
ードを含み、そのセクションのそれぞれが、前記HVス
イッチに対して並列に結合されている、複数のセクショ
ンを含み、前記コンデンサのそれぞれが、ランク順に従
ってある充電電圧まで充電され、前記抵抗器のそれぞれ
が、前記ランク順に従って選択される抵抗を有してお
り、前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、前
記セクションのそれぞれを順次放電させることによっ
て、インピーダンス補償された細動除去パルスを送出す
るように構成されている、前記1に記載の細動除去装
置。 15.患者にインピーダンス補償された細動除去パルス
を送出するための方法であって、前記患者の患者インピ
ーダンスを測定するステップと、前記患者インピーダン
スに応答して、インピーダンス補償された細動除去パル
スを前記患者に送出するために、エネルギー蓄積コンデ
ンサネットワークにおける1組の構成から選択するステ
ップと、及び前記インピーダンス補償された細動除去パ
ルスを前記患者に送出するステップと、を含む方法。 16.選択されるエネルギーレベルに応答して、前記1
組の構成から選択するステップを更に含む、上記15に
記載の患者にインピーダンス補償された細動除去パルス
を送出するための方法。 17.前記選択されるエネルギーレベルがあるレベルに
固定されている、上記16に記載の患者にインピーダン
ス補償された細動除去パルスを送出するための方法。 18.前記選択されるエネルギーレベルがプロトコルに
従って決定される、上記16に記載の患者にインピーダ
ンス補償された細動除去パルスを送出するための方法。 19.前記選択されるエネルギーレベルが、ユーザによ
って手動で選択される、上記16に記載の患者にインピ
ーダンス補償された細動除去パルスを送出するための方
法。 20.高電圧充電器を利用して、前記エネルギー蓄積コ
ンデンサネットワークを充電するステップを更に含む、
上記15に記載の患者にインピーダンス補償された細動
除去パルスを送出するための方法。 21.1対の電極を介して、前記患者を前記エネルギー
蓄積コンデンサネットワークに結合するステップを更に
含む、上記15に記載の患者にインピーダンス補償され
た細動除去パルスを送出するための方法。 22.ピーク電流が最大値未満の前記インピーダンス補
償された細動除去パルスを前記患者に送出するステップ
を更に含む、上記15に記載の患者にインピーダンス補
償された細動除去パルスを送出するための方法。 23.細動除去装置であって、患者に結合するための1
対の電極と、前記1対の電極に結合されて、患者インピ
ーダンスとECG信号を送出するフロントエンド回路
と、前記1対の電極に結合されたHVスイッチと、複数
の構成を有するエネルギー蓄積コンデンサネットワーク
と、及び前記フロントエンド回路、前記HVスイッチ、
及び前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークに結合
されたコントローラと、を含み、前記コントローラが、
前記患者インピーダンス及び選択されるエネルギーレベ
ルに基づいて前記構成のうちの1つを選択し、前記EC
G信号における衝撃性の律動を検出することに応じて、
前記HVスイッチを介してインピーダンス補償された細
動除去パルスを前記患者に送出する、細動除去装置。 24.前記選択されるエネルギーレベルが、あるレベル
に固定されている、上記23に記載の細動除去装置。 25.前記選択されるエネルギーレベルが、プロトコル
に従って決定される、上記23に記載の細動除去装置。 26.前記選択されるエネルギーレベルが、ユーザによ
って手動で選択される、上記23に記載の細動除去装
置。 27.前記選択されるエネルギーレベルが、前記患者イ
ンピーダンスの関数として決定される、上記23に記載
の細動除去装置。 28.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークに結
合されて、前記エネルギー蓄積コンデンサネットワーク
を充電するための高電圧充電器を更に含む、上記23に
記載の細動除去装置。 29.前記コントローラが、前記インピーダンス補償さ
れた細動除去パルスの持続時間及び極性を決定する、上
記23に記載の細動除去装置。 30.前記インピーダンス補償された細動除去パルス
が、単相、二相、及び多相のパルスのうちの1つを含
む、上記23に記載の細動除去装置。 31.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、
200ジュールを超える前記選択されるエネルギーレベ
ルを供給する、上記23に記載の細動除去装置。 32.前記エネルギー蓄積コンデンサネットワークが、
前記HVスイッチに対して直列及び並列に結合された複
数のコンデンサと、前記コンデンサのそれぞれとアース
との間に結合された複数のスイッチと、を含み、前記エ
ネルギー蓄積コンデンサネットワークが、前記構成のう
ちの前記1つに従って、前記複数のスイッチを設定する
ことによって、インピーダンス補償された細動除去パル
スを送出するように構成されている、上記23に記載の
細動除去装置。 33.前記インピーダンス補償された細動除去パルス
が、最大値未満のピーク電流を有している、上記23に
記載の細動除去装置。 34.インピーダンス補償された細動除去パルスを患者
に送出するための方法であって、前記患者に結合するた
めの1対の電極を設けるステップと、前記電極に結合さ
れるHVスイッチを設けるステップと、前記HVスイッ
チに結合されるエネルギー蓄積コンデンサネットワーク
に並列に結合された複数のセクションであって、そのセ
クションのそれぞれが、直列に結合されたコンデンサ、
抵抗器、及びダイオードを含む、複数のセクションを設
けるステップと、他のセクションとのランク順に、ある
充電電圧まで各コンデンサを充電するステップと、及び
前記セクションのそれぞれを順次放電させることによっ
て、前記HVスイッチ及び前記1対の電極を介して、イ
ンピーダンス整合した細動除去パルスを前記患者に送出
するステップと、を含む、方法。 35.前記HVスイッチに結合されたコントローラを設
けるステップを更に含む、上記34に記載のインピーダ
ンス補償された細動除去パルスを患者に送出するための
方法。 36.前記コントローラが、前記インピーダンス補償さ
れた細動除去パルスの持続時間及び極性を決定する、上
記35に記載のインピーダンス補償された細動除去パル
スを患者に送出するための方法。 37.前記インピーダンス補償された細動除去パルス
が、単相、二相、及び多相のパルスのうちの1つを含
む、上記36に記載の方法。 38.直列に結合され、高電圧充電器を用いて充電され
る複数のコンデンサを有するエネルギー蓄積コンデンサ
ネットワークにおける故障検出抵抗器ネットワークであ
って、前記複数のコンデンサのそれぞれの両端に分路を
なすように結合されて、第1のテスト電圧を生じさせる
第1の抵抗器ネットワークと、前記高電圧充電器の両端
に結合されて、第2のテスト電圧を生じさせる第2の抵
抗器ネットワークと、及び前記第1及び第2のテスト電
圧に結合されて、前記第1のテスト電圧が所定の限界を
超えて前記第2のテスト電圧と異なる場合、故障信号を
発生する比較回路と、を含む、故障検出抵抗器ネットワ
ーク。
サの構成の中から適切な構成を選択することによって、
インピーダンス補償された細動除去パルスを患者に送出
する細動除去装置が提供される。
ワークを有する細動除去装置の略ブロック図である。
ワークの概略図である。
ワークを用いた初期電流対患者インピーダンスのグラフ
である。
ネットワークを用いた、患者インピーダンスが20オー
ムの場合の患者電流対時間のグラフである。Bは、本発
明によるエネルギー蓄積コンデンサネットワークを用い
た、患者インピーダンスが50オームの場合の患者電流
対時間のグラフである。Cは、本発明によるエネルギー
蓄積コンデンサネットワークを用いた、患者インピーダ
ンスが120オームの場合の患者電流対時間のグラフで
ある。
ワークを利用した、供給エネルギー対患者インピーダン
スのグラフである。
て適用される故障検出回路の概略図である。
のエネルギーレベルにより選択可能な、エネルギー蓄積
コンデンサネットワークの構成集合の説明図である。
補償された細動除去パルスを送出するプロセスの流れ図
である。
ンデンサネットワークの概略図である。
るエネルギー蓄積コンデンサネットワークを用いた、低
インピーダンス患者の場合の患者電流対時間のグラフで
ある。Bは、図9に示す本発明の代替実施態様によるエ
ネルギー蓄積コンデンサネットワークを用いた、高イン
ピーダンス患者の場合の患者電流対時間のグラフであ
る。
Claims (1)
- 【請求項1】細動除去装置であって、 患者に結合するための1対の電極と、 前記1対の電極に結合されたHVスイッチと、及び前記
HVスイッチを介して、前記患者にインピーダンス補償
された細動除去パルスを送出するためのエネルギー蓄積
コンデンサネットワークと、 を含む、細動除去装置。
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US299455 | 1999-04-22 | ||
US09/299,455 US6241751B1 (en) | 1999-04-22 | 1999-04-22 | Defibrillator with impedance-compensated energy delivery |
Publications (3)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JP2000316995A true JP2000316995A (ja) | 2000-11-21 |
JP2000316995A5 JP2000316995A5 (ja) | 2007-08-23 |
JP4714321B2 JP4714321B2 (ja) | 2011-06-29 |
Family
ID=23154866
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2000120605A Expired - Lifetime JP4714321B2 (ja) | 1999-04-22 | 2000-04-21 | インピーダンス補償されたエネルギーを供給する細動除去装置 |
Country Status (4)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6241751B1 (ja) |
JP (1) | JP4714321B2 (ja) |
DE (1) | DE10015152B4 (ja) |
GB (1) | GB2349091B (ja) |
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2003310768A (ja) * | 2002-04-18 | 2003-11-05 | Keio Gijuku | 電気刺激装置 |
JP2004000698A (ja) * | 2003-08-22 | 2004-01-08 | Keio Gijuku | 電気刺激装置 |
WO2006109797A1 (ja) * | 2005-04-12 | 2006-10-19 | National University Corporation Nagoya University | 細動防止装置及び除細動装置 |
JP2006288837A (ja) * | 2005-04-12 | 2006-10-26 | Univ Nagoya | 除細動装置 |
JP2006288838A (ja) * | 2005-04-12 | 2006-10-26 | Univ Nagoya | 細動防止装置 |
KR101997369B1 (ko) * | 2017-12-29 | 2019-07-08 | (주)나눔테크 | 2중 전기충격을 위한 자동심장충격기 |
Families Citing this family (63)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6148233A (en) * | 1997-03-07 | 2000-11-14 | Cardiac Science, Inc. | Defibrillation system having segmented electrodes |
SE515473C2 (sv) | 1999-12-21 | 2001-08-13 | Cardia Innovation Ab | Förfarande och anordning för att skapa en skyddande atmosfär i en volym |
US6927721B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-08-09 | Cameron Health, Inc. | Low power A/D converter |
US7065407B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-06-20 | Cameron Health, Inc. | Duckbill-shaped implantable cardioverter-defibrillator canister and method of use |
US6865417B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-03-08 | Cameron Health, Inc. | H-bridge with sensing circuit |
US6954670B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-10-11 | Cameron Health, Inc. | Simplified defibrillator output circuit |
US7146212B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-12-05 | Cameron Health, Inc. | Anti-bradycardia pacing for a subcutaneous implantable cardioverter-defibrillator |
US6754528B2 (en) | 2001-11-21 | 2004-06-22 | Cameraon Health, Inc. | Apparatus and method of arrhythmia detection in a subcutaneous implantable cardioverter/defibrillator |
US7149575B2 (en) * | 2000-09-18 | 2006-12-12 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator device having an anteriorly positioned electrode |
US7069080B2 (en) | 2000-09-18 | 2006-06-27 | Cameron Health, Inc. | Active housing and subcutaneous electrode cardioversion/defibrillating system |
US6778860B2 (en) * | 2001-11-05 | 2004-08-17 | Cameron Health, Inc. | Switched capacitor defibrillation circuit |
US6952608B2 (en) * | 2001-11-05 | 2005-10-04 | Cameron Health, Inc. | Defibrillation pacing circuitry |
US6721597B1 (en) | 2000-09-18 | 2004-04-13 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous only implantable cardioverter defibrillator and optional pacer |
US20030125771A1 (en) * | 2001-08-01 | 2003-07-03 | Medical Research Laboratories, Inc. | Multiphasic defibrillator utilizing controlled energy pulses |
US6772006B2 (en) * | 2001-08-06 | 2004-08-03 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Method and device for controlling peak currents in a medical device |
US20030167075A1 (en) * | 2001-08-31 | 2003-09-04 | Randall Fincke | Automated external defibrillator (AED) system |
US6813517B2 (en) | 2001-11-06 | 2004-11-02 | Medtronic Physio-Control Corp. | Configuring defibrillator energy dosing |
US7151963B2 (en) * | 2001-12-03 | 2006-12-19 | Medtronic, Inc. | Control of arbitrary waveforms for constant delivered energy |
US6885562B2 (en) * | 2001-12-28 | 2005-04-26 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corporation | Circuit package and method for making the same |
FR2834218A1 (fr) * | 2001-12-28 | 2003-07-04 | Schiller Medical | Procede et dispositif d'ajustage de l'energie de defibrillation par rapport a la resistance transthoracique d'un patient |
US6898463B2 (en) * | 2002-03-19 | 2005-05-24 | Medtronic, Inc. | Current monitor for an implantable medical device |
US7027864B2 (en) * | 2002-04-17 | 2006-04-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Defibrillation system and method designed for rapid attachment |
US7024246B2 (en) * | 2002-04-26 | 2006-04-04 | Medtronic, Inc | Automatic waveform output adjustment for an implantable medical device |
US8417327B2 (en) * | 2002-06-20 | 2013-04-09 | Physio-Control, Inc. | Variable frequency impedance measurement |
US7920917B2 (en) * | 2003-07-17 | 2011-04-05 | Physio-Control, Inc. | External defibrillator and methods for operating the external defibrillator |
US7062329B2 (en) * | 2002-10-04 | 2006-06-13 | Cameron Health, Inc. | Implantable cardiac system with a selectable active housing |
US20040088011A1 (en) * | 2002-10-31 | 2004-05-06 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Defibrillation circuit that can compensate for a variation in a patient parameter and related defibrillator and method |
US7224575B2 (en) | 2004-07-16 | 2007-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for high voltage aluminum capacitor design |
US20060129192A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-06-15 | Wilson Greatbatch | High-energy battery power source for implantable medical use |
US20060111752A1 (en) * | 2004-11-22 | 2006-05-25 | Wilson Greatbatch | High-energy battery power source for implantable medical use |
US20060111750A1 (en) * | 2004-11-24 | 2006-05-25 | Bowers Kyle R | Automated external defibrillator (AED) with discrete sensing pulse for use in configuring a therapeutic biphasic waveform |
WO2006060391A2 (en) * | 2004-11-30 | 2006-06-08 | Gentcorp Ltd. | High-energy battery power source with low internal self-discharge for implantable medical use |
US20060122657A1 (en) * | 2004-12-04 | 2006-06-08 | Jeffrey Deal | Programmable voltage-waveform-generating battery power source for implantable medical use |
US7904152B2 (en) * | 2004-12-09 | 2011-03-08 | Physio-Control, Inc. | External defibrillator with charge advisory algorithm |
US7310556B2 (en) * | 2005-03-24 | 2007-12-18 | Kenergy, Inc. | Implantable medical stimulation apparatus with intra-conductor capacitive energy storage |
JP5047942B2 (ja) * | 2005-03-29 | 2012-10-10 | コーニンクレッカ フィリップス エレクトロニクス エヌ ヴィ | インピーダンス補償されたエネルギー供給機能付き除細動器 |
US7457662B2 (en) * | 2005-09-09 | 2008-11-25 | Cardiac Science Corporation | Method and apparatus for variable capacitance defibrillation |
US7881804B2 (en) * | 2006-03-15 | 2011-02-01 | Kenergy, Inc. | Composite waveform based method and apparatus for animal tissue stimulation |
US8761875B2 (en) * | 2006-08-03 | 2014-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for selectable energy storage partitioned capacitor |
US8154853B2 (en) * | 2006-08-03 | 2012-04-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for partitioned capacitor |
US8170662B2 (en) * | 2006-08-03 | 2012-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for charging partitioned capacitors |
US20080039904A1 (en) * | 2006-08-08 | 2008-02-14 | Cherik Bulkes | Intravascular implant system |
DE202006018672U1 (de) | 2006-12-07 | 2007-03-29 | Metrax Gmbh | Defibrillationsschock |
US7856265B2 (en) * | 2007-02-22 | 2010-12-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | High voltage capacitor route with integrated failure point |
WO2008137452A1 (en) * | 2007-05-04 | 2008-11-13 | Kenergy Royalty Company, Llc | Implantable high efficiency digital stimulation device |
JP5555331B2 (ja) | 2009-12-18 | 2014-07-23 | カーディアック ペースメイカーズ, インコーポレイテッド | 植込み型医療デバイスにエネルギーを貯蔵する焼結電極を備えた装置 |
US9123470B2 (en) | 2009-12-18 | 2015-09-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable energy storage device including a connection post to connect multiple electrodes |
US8873220B2 (en) | 2009-12-18 | 2014-10-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods to connect sintered aluminum electrodes of an energy storage device |
US9269498B2 (en) | 2009-12-18 | 2016-02-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sintered capacitor electrode including multiple thicknesses |
US8725252B2 (en) | 2009-12-18 | 2014-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electric energy storage device electrode including an overcurrent protector |
WO2011075508A2 (en) | 2009-12-18 | 2011-06-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sintered capacitor electrode including a folded connection |
US8848341B2 (en) | 2010-06-24 | 2014-09-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electronic component mounted on a capacitor electrode |
GB2481602B (en) * | 2010-06-30 | 2017-11-15 | E2V Tech (Uk) Ltd | Switching arrangement |
WO2012088447A1 (en) * | 2010-12-24 | 2012-06-28 | Marc Henness | Electrical circuit for controlling electrical power to drive an inductive load |
US9061163B2 (en) * | 2011-01-27 | 2015-06-23 | Medtronic, Inc. | Fault tolerant system for an implantable cardioverter defibrillator or pulse generator |
EA026549B1 (ru) * | 2013-09-17 | 2017-04-28 | Закрытое акционерное общество "Зеленоградский инновационно-технологический центр медицинской техники" | Способ стабилизации длительности трапецеидального биполярного дефибриллирующего импульса и устройство для его применения |
EP3524315B1 (en) | 2014-02-24 | 2020-08-26 | Element Science, Inc. | External defibrillator |
CN106233564B (zh) * | 2014-06-10 | 2019-04-23 | 株式会社Kagra | 蓄电元件的充电方法以及蓄电装置 |
US9579514B2 (en) * | 2014-09-02 | 2017-02-28 | Zoll Medical Corporation | Impedance spectroscopy for defibrillator applications |
CN113559415A (zh) | 2015-08-26 | 2021-10-29 | 元素科学公司 | 可穿戴体外除颤器 |
US10668296B2 (en) | 2016-11-23 | 2020-06-02 | Cardifab Ltd. | Device and method for generating electrical stimulation |
EA034946B1 (ru) * | 2017-09-05 | 2020-04-09 | Евгений Эдуардович Горохов-Мирошников | Способ разряда перестраиваемой батареи конденсаторов при дефибрилляции |
CN112839585A (zh) | 2018-10-10 | 2021-05-25 | 元素科学公司 | 具有一次性部件和可重新使用部件的可穿戴式装置 |
Family Cites Families (18)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4850356A (en) * | 1980-08-08 | 1989-07-25 | Darox Corporation | Defibrillator electrode system |
US4328808A (en) | 1980-10-09 | 1982-05-11 | Hewlett-Packard Company | Defibrillator with means for determining patient impedance and delivered energy |
US4785812A (en) | 1986-11-26 | 1988-11-22 | First Medical Devices Corporation | Protection system for preventing defibrillation with incorrect or improperly connected electrodes |
US5111813A (en) * | 1990-05-18 | 1992-05-12 | Hewlett-Packard Company | Defibrillation employing an impedance-corrected delivered energy |
US5199429A (en) | 1991-05-23 | 1993-04-06 | Angemed, Inc. | Implantable defibrillator system employing capacitor switching networks |
ATE185980T1 (de) | 1992-01-30 | 1999-11-15 | Cardiac Pacemakers Inc | Defibrillator-wellengenerator zur erzeugung von wellen langer dauer |
US5306291A (en) | 1992-02-26 | 1994-04-26 | Angeion Corporation | Optimal energy steering for an implantable defibrillator |
US5385575A (en) | 1992-03-24 | 1995-01-31 | Angeion Corporation | Implantable cardioverter defibrillator having variable output capacitance |
SE9202666D0 (sv) | 1992-09-16 | 1992-09-16 | Siemens Elema Ab | Foerfarande och anordning foer att oeka energiuttaget ur kondensatorer |
US5405361A (en) | 1993-03-15 | 1995-04-11 | Surviva Link Corporation | External defibrillator circuit |
US5484452A (en) * | 1993-03-31 | 1996-01-16 | Surviva-Link Corporation | Current leakage prevention mechanism for use in a defibrillator circuit |
US5607454A (en) * | 1993-08-06 | 1997-03-04 | Heartstream, Inc. | Electrotherapy method and apparatus |
US5593427A (en) * | 1993-08-06 | 1997-01-14 | Heartstream, Inc. | Electrotherapy method |
US5591211A (en) | 1994-12-09 | 1997-01-07 | Ventritex, Inc. | Defibrillator having redundant switchable high voltage capacitors |
US5733309A (en) | 1996-05-13 | 1998-03-31 | Kroll; Mark W. | Method and apparatus for capacitive switching output for implantable cardioverter defibrillator |
US5836972A (en) | 1996-06-27 | 1998-11-17 | Survivalink Corp. | Parallel charging of mixed capacitors |
US5733310A (en) | 1996-12-18 | 1998-03-31 | Zmd Corporation | Electrotherapy circuit and method for producing therapeutic discharge waveform immediately following sensing pulse |
US6208898B1 (en) * | 1999-03-25 | 2001-03-27 | Agilent Technologies, Inc. | Impedance estimation with dynamic waveform control in an electrotherapy apparatus |
-
1999
- 1999-04-22 US US09/299,455 patent/US6241751B1/en not_active Expired - Lifetime
-
2000
- 2000-03-27 DE DE10015152A patent/DE10015152B4/de not_active Expired - Lifetime
- 2000-04-19 GB GB0009726A patent/GB2349091B/en not_active Expired - Lifetime
- 2000-04-21 JP JP2000120605A patent/JP4714321B2/ja not_active Expired - Lifetime
Cited By (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2003310768A (ja) * | 2002-04-18 | 2003-11-05 | Keio Gijuku | 電気刺激装置 |
JP2004000698A (ja) * | 2003-08-22 | 2004-01-08 | Keio Gijuku | 電気刺激装置 |
WO2006109797A1 (ja) * | 2005-04-12 | 2006-10-19 | National University Corporation Nagoya University | 細動防止装置及び除細動装置 |
JP2006288837A (ja) * | 2005-04-12 | 2006-10-26 | Univ Nagoya | 除細動装置 |
JP2006288838A (ja) * | 2005-04-12 | 2006-10-26 | Univ Nagoya | 細動防止装置 |
KR101997369B1 (ko) * | 2017-12-29 | 2019-07-08 | (주)나눔테크 | 2중 전기충격을 위한 자동심장충격기 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE10015152B4 (de) | 2007-12-27 |
US6241751B1 (en) | 2001-06-05 |
GB0009726D0 (en) | 2000-06-07 |
DE10015152A1 (de) | 2000-11-02 |
GB2349091B (en) | 2003-06-18 |
GB2349091A (en) | 2000-10-25 |
JP4714321B2 (ja) | 2011-06-29 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP4714321B2 (ja) | インピーダンス補償されたエネルギーを供給する細動除去装置 | |
US6405081B1 (en) | Damped biphasic energy delivery circuit for a defibrillator | |
US5735879A (en) | Electrotherapy method for external defibrillators | |
EP1412026B1 (en) | System for applying sequential low energy defibrillation pulses | |
CN102458573B (zh) | 具有能够调整的第二相倾斜的双相除颤器波形 | |
JP5047942B2 (ja) | インピーダンス補償されたエネルギー供給機能付き除細動器 | |
JPH06178816A (ja) | 植込み可能な心細動除去器 | |
JP4528619B2 (ja) | ショック・リード・インピーダンス測定のための装置と方法 | |
WO2012003124A2 (en) | Therapy circuit protection for implantable medical device | |
US20060111750A1 (en) | Automated external defibrillator (AED) with discrete sensing pulse for use in configuring a therapeutic biphasic waveform | |
WO2004035134A2 (en) | Automatic detection of defibrillation lead | |
US6185458B1 (en) | Reduced energy self test operation in a defibrillator | |
JP2000288100A (ja) | インピーダンス推定に基づいて動的波形制御を行う電気療法の方法及び装置 | |
EP1292360A2 (en) | Method and apparatus using a time measurement to an electrical parameter threshold to determine a defibrillation pulse duration | |
JP4460073B2 (ja) | 外部細動除去器 | |
US5944742A (en) | AAMI specification optimized truncated exponential waveform | |
WO1998044990A9 (en) | Aami specification optimized truncated exponential waveform | |
RU168178U1 (ru) | Устройство накопления энергии дефибрилляционного импульса |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20070418 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20070710 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20080617 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20080908 |
|
A02 | Decision of refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02 Effective date: 20090331 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20090625 |
|
A911 | Transfer of reconsideration by examiner before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911 Effective date: 20090731 |
|
A912 | Removal of reconsideration by examiner before appeal (zenchi) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912 Effective date: 20090821 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20110328 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |