JP2003525712A - 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール - Google Patents

標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール

Info

Publication number
JP2003525712A
JP2003525712A JP2001564832A JP2001564832A JP2003525712A JP 2003525712 A JP2003525712 A JP 2003525712A JP 2001564832 A JP2001564832 A JP 2001564832A JP 2001564832 A JP2001564832 A JP 2001564832A JP 2003525712 A JP2003525712 A JP 2003525712A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
patient
module
sensor
signal
voltage
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.)
Pending
Application number
JP2001564832A
Other languages
English (en)
Inventor
コーエン、レイモンド・ダブリュ
リン、ドンピン
ノートン、マイク
ブラッドリー、パトリック
メザック、ギャリー
クラーク、デイヴィッド
Original Assignee
カーディアック・サイエンス・インコーポレイテッド
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by カーディアック・サイエンス・インコーポレイテッド filed Critical カーディアック・サイエンス・インコーポレイテッド
Publication of JP2003525712A publication Critical patent/JP2003525712A/ja
Pending legal-status Critical Current

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
    • 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)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)

Abstract

(57)【要約】 心臓センサ（３４）と、パルス発生器と、内因性心臓信号に応答するコマンドを当該パルス発生器の動作のために生成するコントローラとを含む除細動モジュール（３２）を記載する。除細動モジュールは、相乗作用を有し（synergistic）、ある種の機能を共有できるように汎用患者監視装置（１２）に結合され得るように配置される。たとえば、動作パラメータと、除細動モジュールの動作を示す他の信号とを、患者監視装置（１２）によって臨床医に対して表示することができる。除細動モジュールと患者監視装置との間のデータは、標準または独自プロトコルのいずれかを用いて交換される。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】 ［発明の背景］ Ａ．発明の分野 本発明は、抗頻拍性不整脈治療を患者に提供するように配置および構成される
体外式除細動モジュールに関する。特に、手動の介入なしでショックを送出する
全自動モード、助言（advisory）モード、手動モード、およびペーサモードを含
むいくつかの動作モードを有する自動体外式除細動モジュールを記載する。本発
明はさらに、標準または独自プロトコルを用いてある種の機能および情報を共有
する患者監視装置と統合するために配置および構成される除細動モジュールに関
する。
【０００２】 Ｂ．従来技術の説明 除細動器は、異常に高い心拍を有する心臓病患者に電気治療を施すデバイスで
ある。２種類の除細動器、すなわち、静脈を通って心室へ延びるリードとともに
患者の皮下に埋め込まれる体内式除細動器と、患者に（通常は一時的に）取り付
けられる体外式除細動器とが現在利用可能である。体外式除細動器はほとんどの
場合に緊急時に、たとえば患者が心停止に陥っている場合か、心停止が切迫して
いる場合に用いられる。したがって体外式除細動器は典型的に、医師または他の
訓練を受けた職員が始動させねばならない手動デバイスである。体内式すなわち
埋め込み型除細動器は、他の手段では十分に治療できない特定の明確な心臓欠陥
を有する患者に対する恒久的な解決として埋め込まれる。これらは通常、自動モ
ードで動作する。
【０００３】 同一出願人による米国特許第５，４７４，５７４号は、体外式除細動器を開示
する。参照により本明細書中に援用される、同一出願人による米国特許第４，５
７６，１７０号および同第５，４７４，５７４号は、体外式除細動器を開示する
。
【０００４】 臨床医または他の医療従事者が患者の様々な生理的パラメータを監視および表
示できるいくつかの患者監視システムがモジュラー形式で現在利用可能である。
これらのユニットは典型的に、患者からデータを取得し、データを電子的に格納
し、患者の生理的状態についての情報を表示するために協働するいくつかのサブ
アセンブリモジュールを含む。システムは、一定の基準が満たされると可聴およ
び／または視覚アラームを生成するようにも適合され得る。システムのなかには
、たとえば病院の一部さらには全体をカバーする、様々な目的のためにデータが
交換される通信ネットワークに統合され得るものもある。このタイプの監視シス
テムは、GE Marquette Medical Systems（Milwaukee, Wisconsin）、Agilent Te
chnologies（Andover, MA）、Spacelabs Medical（Redmond, Washington）、お
よび多くの他の会社から入手できる。しかしながら、これらのシステムは典型的
に、主な目的が監視、情報の収集、およびアラームの生成であるという点で受動
的である。これらのシステムは治療を提供することができない。
【０００５】 ［発明の目的および概要］ 本発明の目的は、患者の現在の心臓の状態を検出すること、および必要に応じ
て患者に適切な治療を提供することが可能な自動除細動モジュールを提供するこ
とである。
【０００６】 さらなる目的は、情報および他の共通機能を共有できる方法で患者監視システ
ムとインターフェースできる自動除細動モジュールを提供することである。
【０００７】 さらに別の目的は、事前にプログラムされたショックパラメータに従って、係
員（attendant）からの指示（prompting：プロンプティング）なしで随時にショ
ックを加える自動モードと、ショックを与えるリズム（shockable rhythm）を係
員に警告はするが、ショックの適用は係員が開始しなければならない助言モード
と、ショックがいつどのように適用されるべきかは係員が決め、事前にプログラ
ムされたショックパラメータは無視される手動モードと、ある種の心臓事象（ca
rdiac event）をペーシングするペーサモードとを含むいくつかの動作モードを
有する体外式除細動モジュールを提供することである。
【０００８】 本発明の他の目的および利点は、以下の本発明の説明から明らかになるだろう
。
【０００９】 簡潔に言えば、本発明に従って構築される複合監視システムは、患者の生理的
特性を感知するように配置されるセンサ、当該センサに結合されて、当該センサ
からの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む
患者監視装置と、当該患者監視装置に選択的に結合されるように適合される除細
動モジュールであって、コマンドに応答して患者に対して治療パルスを送出する
パルス発生器、および当該除細動モジュールの動作を示す表示信号を生成するよ
うに配置されるデータ発生器を含む除細動モジュールとを備え、上記患者監視装
置および上記除細動モジュールは、結合されると協働して、上記表示信号を上記
出力部材へ伝送し、それによって上記出力部材が、上記患者特性のうちの１つお
よび上記表示信号に対応する出力信号を生成する。患者監視装置は、監視中の生
理的特性または除細動モジュールの動作に関する情報のいずれかと関連する信号
またはデータを表示するために用いることができるディスプレイを含み得る。患
者監視装置はまた、可聴アラームと、視覚アラームと、プリンタと、データをリ
モート位置へ送ることができるネットワークへの接続とを含み得る。これらの構
成要素はすべて、患者監視装置と除細動モジュールの間で共有され得る。除細動
モジュールと患者監視装置の間のデータは、監視装置に標準化されたプロトコル
または独自プロトコルのいずれかを用いて交換される。
【００１０】 ［発明の詳細な説明］ ここで図１を参照すると、本発明に従って構築される複合システム１０は、患
者（図示せず）へと延びる１つまたは複数のセンサ１４に接続される汎用患者監
視装置１２を含む。センサ１４は、体温、圧力、心拍数、呼吸機能などの１つま
たは複数の生理指標（physiological indicia）を患者から得るために用いられ
る。監視装置１２は、データプロセッサ１６と、ディスプレイ１８と、電源２０
と、たとえば標準的なシリアルまたはパラレルポート、あるいは他の構成要素お
よび／または通信ネットワーク（図示せず）と情報を交換するために用いること
ができる任意の他のデータインターフェースとすることができるデータインター
フェース２２とを含む。監視装置１２はまた、可聴アラーム２４と、視覚アラー
ム２６と、プリンタ２８とを含むことができる。
【００１１】 監視装置１２のデータプロセッサ１６は、センサにより患者からの情報を収集
し、この情報を処理し、プログラミングに基づいて、患者の状態に関するレポー
トを作成する。この状態はディスプレイ１８に表示させることができ、また選択
的に、レポートのハードコピーをプリンタ２８によって提供することができる。
状態情報はまた、インターフェース２２および通信ネットワークを介してリモー
ト位置へ伝送され得る。監視装置１２はまた、患者の状態に関する情報を記録す
るメモリ３０を含むことができる。データプロセッサ１６はまた、患者の異常状
態または危険状態を示すようになるよう選択されるある種の所定の範囲または閾
値を生理的パラメータのいくつかが越えるかどうかを判定するように適合され得
る。このような事象が検出されると、データプロセッサは可聴アラーム２４およ
び／または視覚アラーム２６を作動させて、危険状態が検出されたことを示すこ
とができる。
【００１２】 図１に示すように、監視装置１２に関連して、自動除細動モジュール（ＡＤＭ
）３２が提供されている。このＡＤＭは、ケーブル３６を介してＡＤＭ自体のセ
ンサまたは除細動パッド３４の組に接続される。ＡＤＭ３２を独立ユニットでは
なくモジュールとして提供する目的は、監視装置１２の機能および構成要素のい
くつかをＡＤＭ３２が共有できるようにするためである。この目的のためにＡＤ
Ｍ３２は、データケーブル３８を介して監視装置１２に接続される。ＡＤＭ３２
への電力は電源がケーブル４０を介して提供することができるか、代替的に、ケ
ーブル４０を標準ライン電圧コンセント（outlet）（図示せず）に接続すること
ができる。
【００１３】 次に図２を参照すると、この構成のＡＤＭ３２は、３つのアセンブリ、すなわ
ちバッテリーパック４２と、ＡＣ電源および二相パルス発生器を含むアセンブリ
４４と、制御盤４６とからなる。バッテリーパック４２は、ＡＣ電源からのエネ
ルギーを用いることにより再充電可能であってもよい１つまたは複数のバッテリ
ーからなる。ＡＣ電源は、ケーブル４０によって監視装置１２または他のライン
電圧源へ接続される。バッテリーパックは、アセンブリ４４の二相パルス発生器
に高エネルギーを提供するために用いられる。このエネルギーは、ＡＣ電源が故
障した場合に補助電源として用いられる。除細動パルスは、ケーブル３６によっ
て患者へ伝送される。この目的のために、ケーブル３６には、アセンブリ４４の
コネクタ５０と結合するコネクタ４８が設けられる。
【００１４】 制御アセンブリ４６は、ＡＤＭ３２の動作を制御するために必要な構成要素を
備える。図２に示すように、アセンブリ４６は、ディスプレイ５４が形成された
正面５２を含む。また面５２には、コントロールノブ５６と、複数のパネルスイ
ッチ５８とが備えられる。スイッチ５８の各々には、表示灯６０が組み込まれる
。これらの灯はオプションであり、省略してもよい。
【００１５】 制御アセンブリ４６には、２つのシリアルポート６２、６４がさらに設けられ
る。シリアルポート６２は、ケーブル３８を介して監視装置１２に接続される。
他方のポート６４は、ＡＤＭ３２を他の構成要素に接続するために用いられ得る
。
【００１６】 アセンブリの数および機能的区分よりも各構成要素の総括的機能のほうが重要
である。別の実施では、備えるアセンブリはより多くてもより少なくてもよい。
【００１７】 図３はＡＤＭ３２のブロック図を示す。制御アセンブリ４６は、マイクロプロ
セッサまたはコントローラ６６と、フラッシュメモリ６８と、たとえばＦＰＧＡ
設計を用いて作成することができるカスタム制御ＩＣ７０とを含む。マイクロプ
ロセッサ６６は、シリアルポート６２と、スイッチ５８と、表示灯６０と、フラ
ッシュメモリ６８と、カスタムＩＣ７０とに接続されて、ＡＤＭ３２の動作を制
御できるようになっている。フラッシュメモリ６８は、事前に設定されるか臨床
医が選択することができるＡＤＭ３２の様々な動作パラメータを格納するために
用いられる。これらのパラメータは、スイッチ６０と併せてメニューコントロー
ルノブ５８により、あるいは患者監視装置を介して設定することができる。
【００１８】 灯６０はマイクロプロセッサ６６またはカスタムＩＣ７０のいずれかによって
作動される。上述のように、ＡＤＭ３２は、可聴表示信号ならびに視覚表示信号
を生成することができる。可聴信号は、監視装置１２および／または外部スピー
カー７２（図１および図２には図示せず）へ伝送され得る。これらの可聴信号は
、マイクロプロセッサ６６および／またはカスタムＩＣ７０によって生成され得
る。
【００１９】 構成要素５０は、電源７４と、充電器７６と、アラーム電源ユニット７８と、
二相パルス発生器８０と（すべて図３に示す）を含む。アラーム電源ユニット７
８は、スピーカ７２（存在する場合）を駆動するために必要な電力を提供する。
充電器７６は、バッテリーパック４２を充電するために用いられる。
【００２０】 二相パルス発生器８０は、電源７４またはバッテリーパック４２のいずれかか
らＤＣ電力を受ける。パルス発生器８０は、マイクロプロセッサ６６からの命令
に従って二相パルスを生成する。
【００２１】 次に二相パルス発生器８０の幾分好ましい実施を説明するが、この実施は本発
明の一部を構成せず、他の実施も同様に用いられ得ることが理解される。
【００２２】 本明細書中に記載するパルス発生器は、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの特性を
有するデバイスまたは回路を用いる。このデバイスまたは回路を本明細書中では
、上で定義したように非制御（uncontrolled）固体デバイス（ＵＳＤ）と呼ぶ。
ＳＣＲやＩＧＢＴとは異なり、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、高インピーダン
ス状態から低インピーダンス状態に惹起される（initiate）ためにゲート駆動信
号を必要としない。図４ｂは、ドーピング濃度がそれぞれＰ１、Ｎ１、Ｐ２およ
びＮ２である４層シリコンデバイスとしてのＳｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板
構成を示す。
【００２３】 図４ｃは、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードを表すために用いられる記号を示す。
接続端子が２つしかないことに留意されたい。本質的にＳｈｏｃｋｌｅｙダイオ
ードは、加えられる信号の極性がデバイスを順方向にバイアスする特定の方向に
ある場合にデフォルトの高インピーダンス状態からインピーダンス低下の状態に
しか変化し得ないという点で単向性である（図４ｄを参照）。極性が反対の信号
を加えても、電圧が逆方向ブレークダウン電圧（Ｖｒ）を越えない限り、デバイ
スの状態は変化しない。Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの特性は、電圧をデバイス
全体に順方向バイアス方向に加えると、この電圧が所定の閾値（Ｖｔｈ）を越え
る場合に、デバイスは低インピーダンス状態にのみ変化するということである。
しかしながら、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、容易に商業的に入手可能でなく
、典型的に小さい電圧および電流にしか耐え得ないものである。しかしながら、
この制限は、高い電圧および電流に対して等価の機能を果たす他の商業的に入手
可能なデバイスを配置することによって克服することができる。
【００２４】 図４ｅは、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードと等価である、ＤＩＡＣおよびＴＲＩ
ＡＣを用いる「ブレークオーバー」ＵＳＤの高電圧、高電流の実施である。図３
の回路全体は、２つの端子、すなわち陽極Ａ’および陰極Ｋ’しか有さないこと
に留意されたい。ＴＲＩＡＣは、ゲート端子ｇに適切な電圧が加えられると高電
流を流す低インピーダンス状態へ変化することになる。抵抗器Ｒ１およびＲ２の
組み合わせは、陰極Ｋ’を基準とする電圧Ｖｂまで電圧ＶをトランジスタＴ１の
ベースにおいて分割する分圧器を形成する。ここで、Ｖｂ＝Ｖ［Ｒ２／（Ｒ１＋
Ｒ２）］である。トランジスタＴ１のエミッタフォロワ構成により、点Ｘにおい
てＤＩＡＣに加えられる電圧は、電圧Ｖｂよりも約０．７ボルト下に維持される
。
【００２５】 ＤＩＡＣは、ＤＩＡＣの両端の電圧が閾値電圧Ｖｄを越えない限り、デフォル
トの高インピーダンス状態のままである。したがってＵＳＤは、この電圧閾値が
越えられない限り、Ａ’とＫ’の間で高インピーダンスのままである。しかしな
がら、Ｘにおける電圧がＤＩＡＣの閾値Ｖｄを越える場合、ＤＩＡＣは折り返さ
れて電圧がＴＲＩＡＣのゲートに生じ、次にＴＲＩＡＣが、Ａ’とＫ’の間に高
電流を流す低インピーダンス状態へ変化することになる。したがって、ＵＳＤの
状態が変化する全体の電圧は、分圧器Ｒ１／Ｒ２によって正確に設定され得る。
ＵＳＤ全体の、すなわち端子Ａ’およびＫ’間の電圧Ｖが一定の閾値Ｖｔｈに達
する場合にＵＳＤを低インピーダンス状態へ変化させることを所望する場合、Ｒ
１およびＲ２の値を、この電圧ＶｔｈによりＸにおける電圧がＤＩＡＣ閾値電圧
Ｖｄと等しくなるように選択する。すなわちＲ１およびＲ２について等式Ｖｄ＝
［Ｖｔｈ（Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２））］−０．７を解く。抵抗器Ｒ３は、ＴＲＩＡ
Ｃのゲート端子に流れ込む電流を制限して、端子Ａ’およびＫ’間の比較的高い
電圧によりゲートが損傷を受けることを防ぐ。Ｒ１とＲ２の比率によって決定さ
れるデバイスの状態の変化と、Ｔ１の電流増幅率によりＲ３が行うＤＩＡＣへの
供給とにより、Ｒ１およびＲ２の両方の値が高く保たれ得ることに留意されたい
。Ｒ１およびＲ２に高インピーダンス値を用いるということは、この高インピー
ダンス状態において、ＵＳＤからの漏電電流が非常にわずかであることを意味す
る。ダイオードＤ１は、逆バイアス方向のあらゆる電流フローに対抗し、事実上
、ＵＳＤの逆方向ブレークダウン特性を決定する。
【００２６】 最初の高インピーダンス状態から低インピーダンス状態にすることができるあ
らゆるデバイスを図４ｅのＴＲＩＡＣの代わりに用い得ることに留意されたい。
ＵＳＤはたとえば、ＩＧＢＴ、ＳＣＲ、ＦＥＴ（電界効果トランジスタ）または
ＢＪＴ（バイポーラ接合トランジスタ）の組み合わせを用いることもできる。当
業者には、考え得る様々な実施が分かるであろう。
【００２７】 図４ｆは、陽極Ａ’および陰極Ｋ’間の瞬間電圧が、明確に定義された閾値Ｖ
１は上回るものの、さらに高い電圧閾値Ｖｈは上回らない場合に、デバイスが低
インピーダンス状態へ変化するように構成された別のＵＳＤを示す。換言すれば
、図４ｆのデバイス全体に加えられる電圧Ｖが、Ｖ１からＶｈまでの明確に指定
された範囲内にある場合に、デバイスは低インピーダンス状態に入るが、電圧Ｖ
がこの範囲外にある場合、デバイスはデフォルトの高インピーダンスモードに留
まることになる。この特殊な特性により、このデバイスは「ブレークアンダー（
breakunder）」ＵＳＤと称される。図４ｇおよび図４ｈは、このデバイスの回路
記号およびＩ−Ｖ特性をそれぞれ示す。
【００２８】 図４ｆのブレークアンダーＵＳＤの実施は図４ｅのブレークオーバーデバイス
の実施と同様である。主な違いは、コンデンサＣ１および第２のトランジスタＴ
２があることである。コンデンサＣ１は、Ｒ１全体の電圧の変化率を制限する。
これにより、ＤＩＡＣ全体の電圧の変化率が制限される。ＤＩＡＣ全体の電圧の
上昇は遅いため、ＤＩＡＣ電圧が閾値Ｖｄに達するよりも前に、分圧器Ｒ４／Ｒ
５によって決定されるＴ２のベースにおける電圧ＹがＴ２のベースエミッタ接合
全体の順方向バイアス電圧よりも上に上昇する場合、トランジスタＴ２がオンに
なってＴＲＩＡＣのゲートをＫ’に短絡させ、よって、いかなる電流がＴＲＩＡ
Ｃのゲートに流れ込むことも抑制する。この配置を用いると、電圧上限Ｖｈを分
圧器Ｒ４／Ｒ５によって設定することができ、下限Ｖ１は上記のようにＲ１／Ｒ
２によって設定することができる。
【００２９】 任意のブレークアンダーデバイスをさらに配置して、その端子間に上限Ｖｈを
越えるのに十分大きな電圧がいったん加えられてデバイスを高インピーダンス状
態に保つと、加えられた電圧の大きさが低下した場合にデバイスは高インピーダ
ンス状態のままであるようにすることができる。このモードにおいて、低インピ
ーダンス状態に変化させるためには、電流をほぼゼロに低減させてから再び加え
ねばならない。この後者のデバイスを、ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳ
Ｄと呼ぶ。
【００３０】 図５ａは、ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号を示す。図５
ｂは、図４に示すブレークアンダーデバイスに基づくデバイスの実施を示す。差
異のみを説明する。ここでトランジスタＴ２は、第２のＤＩＡＣであるＤＩＡＣ
２に供給を行う第２のエミッタフォロワを形成する。点Ｙにおける電圧は、Ａ’
、Ｋ’間の電圧Ｖが上限Ｖｈに等しいときにＤＩＡＣ２の閾値に等しい値を持つ
ように設計される。図５ｂから、点Ｘにおける電圧と異なり、点Ｙにおける電圧
は、即座にＶに追随し、Ｒ４およびＲ５によって設定される比率に従うある割合
のＶとなることがわかる。電圧ＶによりＹにおける電圧がＤＩＡＣ２の電圧閾値
を越えると、第２のＴＲＩＡＣであるＴＲＩＡＣ２は低インピーダンス状態に入
ることになる。ＴＲＩＡＣ２が低インピーダンス状態に入るとすぐに、Ｔ１のベ
ースにおける電圧Ｖｂはほぼゼロに低減されることになる。いったんＴＲＩＡＣ
２が低インピーダンス状態に入ってしまうと、Ｔ１はＤＩＡＣ１に、したがって
ＴＲＩＡＣ１のゲートに電流を供給することができない。図４のこの「フィード
バック」の強化は、一定のヒステリシスを当該配置にもたらした。この場合にＴ
ＲＩＡＣ１が低インピーダンス状態に入る唯一の方法は、Ａ’、Ｋ’間の電圧が
ゼロに低減されてから、Ｒ１、Ｒ２およびＤＩＡＣ１によって設定される下限と
、Ｒ４、Ｒ５およびＤＩＡＣ２によって設定される上限との間の値を持つ新たな
電圧を加えることである。このデバイスは本質的に３つのモードを有し、このう
ちの２つが高インピーダンスモードであり、１つが低インピーダンスモードであ
る。当該配置に加えられる瞬間電圧が下限Ｖ１よりも低い場合、Ｒ１、Ｒ２およ
びＴ１の組み合わせは、ＤＩＡＣ１が電流を通さず、ＴＲＩＡＣ１が高インピー
ダンス状態のままであることを意味する。加えられる電圧が下限Ｖ１より大きく
上限Ｖｈよりは小さい場合、Ｒ４、Ｒ５およびＴ２の組み合わせは、ＤＩＡＣ２
が電流を通さず、いったんＣ１全体の電圧が上昇する十分な時間が与えられると
、今度はＤＩＡＣ１がＴＲＩＡＣ１のゲートへ電流を通すため、ＴＲＩＡＣ１は
低インピーダンス状態に入ることを意味する。しかしながら、加えられる電圧が
上限Ｖｈよりも大きい場合、Ｒ４、Ｒ５およびＴ２の組み合わせは、ＤＩＡＣ２
がＴＲＩＡＣ２のゲートへ電流を通すことにより、ＤＩＡＣ１を抑制してＴＲＩ
ＡＣ１を高インピーダンス状態に維持することを意味する。
【００３１】 図４ｅないし図５のＵＳＤのいずれもが、単一の個別集積デバイスのドープシ
リコン層として実施され得ることに留意すべきである。デバイスはいずれも外部
制御を必要とせず、２つの端子Ａ’およびＫ’間の電圧が指定の閾値よりも上お
よび／または下である場合に伝導するという特性を有する。別の特性は、いった
ん低インピーダンス状態になると、高インピーダンス状態に戻るのは、これらの
デバイスを流れる電流がほぼゼロに低減される場合のみであることである。デバ
イスがドロップアウトする正確な電流は、用いられる特定のデバイスに依存する
。
【００３２】 図６は、一対の患者電極ＡおよびＢ間で単相出力電圧パルスを提供するように
設計される、除細動器の基本的な実施を示す。この除細動器は、この例では充電
回路１６２によって充電されるコンデンサであるエネルギー源１６０と、制御信
号１６４が発生するとコンデンサ上の電圧を電極Ａ、Ｂ間で接続する出力回路と
を有する。この出力回路は、エネルギー源１６０の＋ｖｅ側を電極Ａに接続する
第１の電流経路と、エネルギー源の−ｖｅ側を電極Ｂに接続する第２の電流経路
とを備える。第１の電流経路はブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）
を含み、第２の電流経路はＩＧＢＴであるＩＧＢＴ１を含む。ブレークオーバー
ＵＳＤ１（ｂｏ）は、エネルギー源１６０からの電流を、エネルギー源から加え
られる電圧が閾値を上回るのに十分大きい場合に、出力電極ＡおよびＢ間で接続
される負荷（患者）に流す。ブレークオーバーＵＳＤ１（ｂｏ）は、図４ｅに関
連して説明したように構築され得る。
【００３３】 最初、負荷の両側から見るとＡおよびＢが高インピーダンスである。ゲート駆
動パルス１６４をＩＧＢＴ１に加えると、ＩＧＢＴ１がオンになり、ＵＳＤ１（
ｂｏ）全体のエネルギー源電圧全体が低下する。エネルギー源がＵＳＤ１（ｂｏ
）の閾値よりも高い電圧まで充電されるならば、ＵＳＤ１（ｂｏ）は低インピー
ダンス状態に変化することになる。すると、エネルギー源が負荷へ放電し始める
。所定時間後に駆動パルス１６４をＩＧＢＴ１のゲートから取り除くと、ＩＧＢ
Ｔ１が高インピーダンス状態に戻り、回路内の電流がほぼゼロに低減される。電
流フローがほぼゼロの状態で、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）は回復し、負荷は再び
、ＡおよびＢの両側で見ると高インピーダンスである。
【００３４】 電極Ａとエネルギー源の＋ｖｅ端子との間でのＵＳＤの使用は、絶縁制御回路
接続が必要ないことを意味する。図６の回路における唯一の制御素子はＩＧＢＴ
１のゲートである。これは回路接地を基準とするため、絶縁バリアを必要としな
い。従来のダイオードＤ１は、充電が完了したときに電流が充電回路へ逆流する
ことを防ぐために用いられる。図６の回路が生成する出力は、単純な単相切頭指
数波形（truncated exponential waveform）である。
【００３５】 図６は、ＵＳＤを第１の電流経路に１つしか示さないが、高インピーダンス状
態の出力回路が耐え得る電圧は、上述のように２つ以上のＵＳＤを第１の電流経
路においてトーテムポール接続する（totem-polling）ことにより増大され得る
ことが理解されるだろう。直列の２つ以上のＵＳＤは実際に、個々のデバイスの
閾値の和である閾値Ｖｔｈを有する単一のＵＳＤと同様に振舞う。
【００３６】 図７は、患者電極ＡおよびＢ間で二相切頭指数出力電圧パルスを提供するよう
に設計される除細動器の実施を示す。本質的に、図６の実施を変更して、破線で
示す第３および第４の電流経路を追加した。第３の電流経路はエネルギー源１６
０の＋ｖｅ側を電極Ｂに接続し、第４の電流経路はエネルギー源の−ｖｅ側を電
極Ａに接続する。第３の電流経路は、２つの「トーテムポール」ＳＣＲであるＳ
ＣＲ１およびＳＣＲ２を含み、第４の電流経路は、さらなるＩＧＢＴであるＩＧ
ＢＴ２を含む。第１および第２の電流経路は、第１の電流経路が２つのトーテム
ポールブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）
を有して示されることを除いて、上記と同様である。これらのＵＳＤは、図３に
示すものと同様であってよい。上述した理由のために、ＳＣＲは絶縁ゲート駆動
部を有する。
【００３７】 動作時に、エネルギー源１６０はまず、トーテムポールＵＳＤの閾値Ｖｔｈを
上回る電圧まで充電される。次に、時間ｔ０（図８を参照）において、デバイス
ＩＧＢＴ１には、これを低インピーダンス状態にするゲートパルス６４が加えら
れる。これにより、実質的にエネルギー源の電圧全体がトーテムポールＵＳＤ（
上述のように、回路が耐え得る電圧を増加させるために２つのＵＳＤが用いられ
る）間に加えられる。したがってＵＳＤはオンとなり（デバイスＳＣＲ１、ＳＣ
Ｒ２およびＩＧＢＴ２は高インピーダンス状態のままである）、負荷を電極Ａか
ら電極Ｂまで電流が流れる。負荷がエネルギーをエネルギー源から取り除くと、
エネルギー源が加える電圧は減衰する。後の時間ｔ１において、ＩＧＢＴ１はゲ
ート信号を取り除かれて高インピーダンス状態に戻る。これにより、回路内の電
流がほぼゼロに低減され、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）が
高インピーダンス状態に戻る。瞬間ｔ１は、その時点でエネルギー源に残存する
電圧が、トーテムポールデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）の閾
値Ｖｔｈよりも低くなるように選択される。
【００３８】 次に、ｔ１の直後の時間ｔ２において、デバイスＩＧＢＴ２、ＳＣＲ１および
ＳＣＲ２に同時ゲート駆動パルス６４’が加えられて、これらのデバイスを低イ
ンピーダンス状態にする。すると放電電流は、負荷を反対方向に、すなわち電極
Ｂから電極Ａへ流れる。さらなる所定時間が経過すると、ｔ３においてデバイス
ＩＧＢＴ２に対するゲート駆動が取り除かれて、回路内を流れる電流はほぼゼロ
に低減される。これにより、ここでもまた、２つのＳＣＲも高インピーダンス状
態に戻る。結果として得られる出力は、図８に示すとおりである。
【００３９】 この回路において、ＳＣＲには絶縁ゲート駆動部が必要である。しかしながら
この場合には、このような絶縁ゲート駆動部は２つしか必要でない。従来技術で
用いる方法では、少なくとも４つの絶縁ゲート駆動回路が必要であっただろう。
同様に、制御しなければならないデバイスは、従来必要であった６つの制御線に
対し、全部で４つしかない。
【００４０】 図９は、パルス発生器の第３の実施を示す。これは、トーテムポールＳＣＲで
あるＳＣＲ１およびＳＣＲ２を、ヒステリシス付きトーテムポールブレークアン
ダーＵＳＤであるＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）に置き換えたという
点で図７の実施と異なる。
【００４１】 動作時に、エネルギー源１６０はまず、トーテムポールブレークオーバーＵＳ
Ｄの閾値Ｖｔｈより高く、かつトーテムポールブレークアンダーＵＳＤの電圧上
限Ｖｈより高い電圧まで充電される。次に、時間ｔ０（この場合にも当てはまる
図８を参照）において、デバイスＩＧＢＴ１には、これを低インピーダンス状態
にするゲートパルス１６４が加えられる。これにより、実質的にエネルギー源の
電圧全体がトーテムポールブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）およ
びＵＳＤ２（ｂｏ）間に加えられる。他のデバイスはすべて、高インピーダンス
状態に留まる（電圧が上限Ｖｈよりも高いためブレークアンダーＵＳＤ。これは
、さもないとブレークアンダーＵＳＤがオンになって負荷をバイパスしてしまう
ため、重要である）。したがって、ブレークオーバーＵＳＤがオンになり、負荷
を電極Ａから電極Ｂまで電流が流れる。負荷がエネルギーをエネルギー源から取
り除くと、エネルギー源が加える電圧は減衰する。後の時間ｔ１において、ＩＧ
ＢＴ１はゲート信号を取り除かれて高インピーダンス状態に戻る。これにより、
回路内の電流がほぼゼロに低減され、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２
（ｂｏ）が高インピーダンス状態に戻る。瞬間ｔ１は、その時点でエネルギー源
に残存する電圧が、トーテムポールデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（
ｂｏ）の閾値Ｖｔｈよりは低いが、トーテムポールデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）お
よびＵＳＤ４（ｂｕ）の電圧上限Ｖｈと電圧下限Ｖ１の間となるように選択され
る。
【００４２】 次に、ｔ１の直後の時間ｔ２において、デバイスＩＧＢＴ２にゲート駆動パル
ス６４’が加えられて、このデバイスを低インピーダンス状態にする。すると、
デバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）が、これらのデバイス間に加
えられる電圧が電圧上限と電圧下限の間にあるためにオンになり、放電電流が、
負荷を反対方向に、すなわち電極Ｂから電極Ａに流れる。さらなる所定時間が経
過すると、ｔ３においてデバイスＩＧＢＴ２に対するゲート駆動が取り除かれて
、回路内を流れる電流はほぼゼロに低減される。これにより、ここでもまた、Ｕ
ＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）は高インピーダンス状態に戻る。結果と
して得られる出力は、図８に示すとおりである。
【００４３】 特に注目すべきは、この配置には、回路内のデバイスのいずれに対しても絶縁
接続ゲート制御接続がないことである。また、２つのデバイス（ＩＧＢＴ１およ
びＩＧＢＴ２）しか制御信号を必要とせず、これらはともに、回路接地を基準と
する直接的な電気接続である。これは、サイズおよび構成要素のコストを有意に
節約する。さらに、回路全体を制御するために、他の場合には５つ必要となる制
御信号が２つしか必要でない。この場合、制御回路は単に、第１の位相の出力波
形を生成するために１つのＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ１をパルス化し、第２の
位相の出力を生成するために第２のＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ２をパルス化す
るだけでよい。
【００４４】 図１０は、パルス発生器の第４の実施を示す。これは、２つのＩＧＢＴ、すな
わちＩＧＢＴ１およびＩＧＢＴ２を、ブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ５（
ｂｏ）およびブレークアンダーＵＳＤであるＵＳＤ６（ｂｕ）にそれぞれ置き換
えたという点で図９の実施と異なる。また、ＩＧＢＴ（ＩＧＢＴ３）が第２およ
び第４の電流経路に共通して加えられている。単純化のために、当該回路は、第
１および第３の電流経路において単一ＵＳＤ（それぞれＵＳＤ１（ｂｏ）および
ＵＳＤ３（ｂｕ））を用いるが、上述のように、２つ以上のかかるデバイスを各
経路においてトーテムポール接続して、より高い電圧に耐える回路の能力を増大
することもできる。この構成では別の回路素子ＩＧＢＴ３を加えたが、出力回路
は完全に自動的であり、ＡおよびＢ間で負荷に接続されるデバイスはすべて制御
されない。必要とされる唯一の制御信号は、共通の大地帰路におけるＩＧＢＴ３
のゲートへの信号である。
【００４５】 動作時に、ブレークオーバーデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ
）の閾値よりも大きさが大きく、かつＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）
を低インピーダンス状態にする閾値範囲に入らないほど十分に高い電圧までエネ
ルギー蓄積装置１６０を充電してしまうと、ＩＧＢＴ３に加えられるゲート駆動
パルス６４がＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）をオンにして、負荷に電
流をＡからＢの方向に流す。所定の時間後にＩＧＢＴ３へのゲート駆動を取り除
くことで、上述のように、回路内の電流がほぼゼロまで低減され、すべてのデバ
イスが高インピーダンス状態に戻ることになる。この場合にエネルギー蓄積装置
全体の電圧がＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも低く、さら
にこの電圧は、ブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂ
ｕ）が低インピーダンス状態に入るのに必要とされる閾値内であるという条件で
、第２のゲートパルス１６４をＩＧＢＴ３に加えると、負荷を電流が反対方向に
ＢからＡへ流れるようになる。これにより、ここでもまた、図８の二相波形が生
成される。
【００４６】 回路全体を完全に動作させるために、デバイスのいずれにも絶縁接続が必要な
いだけでなく、ゲート駆動信号を加えられる必要があるのは１つの単一デバイス
のみであることに留意されたい。この配置は、ＵＳＤ１（ｂｏ）、ＵＳＤ５（ｂ
ｏ）、ＵＳＤ３（ｂｕ）、ＵＳＤ６（ｂｕ）およびＩＧＢＴ３を含む出力回路全
体が単一集積固体構成要素として容易に実施され得ることを意味することが理解
されるであろう。これは、出力段全体が、５つの接続しか必要としない単一封止
集積モジュールとなることをさらに意味する。これらの接続は、共通接地接続と
、エネルギー源からの入力と、電極ＡおよびＢへの２つの出力接続と、当該モジ
ュールを制御する共通接地を基準とする単一入力制御接続とであるだろう。図１
１は、このような集積回路６６を含む回路のブロック図を示す。ＩＧＢＴのゲー
ト駆動回路でさえも、当該回路への制御端子が標準のＴＴＬタイプの信号を必要
とするままで、モジュールに含むことができることに留意されたい。これは、コ
スト、サイズおよび複雑性について膨大な節約を意味する。
【００４７】 図１０に示す実施の変形であり、単一集積回路部品としての出力回路とともに
同様に形成され得るパルス発生器の第５の実施において、エネルギー源は、受動
コンデンサではなく、プログラマブルな能動電源１６８である。図１２ａを参照
すると、この場合にエネルギー源は、プログラムド定ＤＣ電圧を供給するように
設計される。この電圧が、ブレークオーバーデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵ
ＳＤ５（ｂｏ）の伝導閾値Ｖｔｈより高く、かつブレークアンダーデバイスＵＳ
Ｄ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）の低インピーダンス閾値範囲より高いレベ
ルに設定されることにより、電流が負荷をＡからＢへ再び流れる。次に、ゼロボ
ルトの電圧を所定時間にわたって供給するようにプログラマブル電源を設定する
ことにより、すべてのデバイスが高インピーダンス状態に戻る。ＵＳＤ１（ｂｏ
）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも低く、かつブレークアンダーデバイスＵ
ＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）が低インピーダンス状態に入るために必
要な閾値範囲内である電圧を供給するようにプログラム電源をさらに設定するこ
とにより、電流が反対方向にＢからＡへ流れることになる。結果として得られる
波形が、一例として図１２ｂに見られる。回路配置内に追加のＵＳＤを配置する
ことによって、いくつかのエネルギー源を選択可能とすることも可能である。こ
の場合、どのエネルギー源を用いて出力回路に供給を行うかは、必要なパルス波
形を達成するのに望ましいときにいつでも選択することができる。
【００４８】 ＵＳＤまたは他の固体デバイスを含むさらなる電流経路を、上述の回路のいず
れにおいてもエネルギー源と電極ＡおよびＢとの間に追加することが可能であり
、よって、第３、第４またはそれ以降の位相を所定の極性に加えることが可能で
あることが理解されるべきである。
【００４９】 実際には回路の確かな動作のために、さらなる保護構成要素が必要となり得る
ことも理解されるべきである。一例として、インダクタをエネルギー源の出力と
直列に設けて、回路内の電流の変化率を制限することができる。このような追加
は、当業者には周知である。
【００５０】 図１ないし図３において、コネクタ４８において終端するケーブル３６は、数
本の電線（wires）を有し得る。図３には、このような電線が３本示される（４
８Ａ、４８Ｂおよび４８Ｃ）。電線４８Ａおよび４８Ｂは２つの目的を兼ねる。
これらは、内因性心臓活動（intrinsic cardiac activity）すなわちＥＣＧを感
知するために用いられる。感知された信号はカスタムＩＣ７０に送られて、この
カスタムＩＣ７０が、これらの信号に対して信号処理を行ってマイクロプロセッ
サ６６に送る。マイクロプロセッサはＥＣＧを用いて、患者の現在の状態を判断
する。
【００５１】 電線４８Ａ、４８Ｂの第２の機能は、パルス発生器８０からの除細動パルスを
供給することである。
【００５２】 インピーダンス検出回路８２も設けられ得る。この回路は、電線４８Ａ、４８
Ｂ間に接続されて、除細動パルスを加えるために用いられるパッド（図示せず）
のインピーダンスを検出するために用いられ得る。このインピーダンスは、カス
タムＩＣ７０に供給されて、電線４８Ａ、４８Ｂが開いておらず、パッドが患者
に適切に取り付けられていることを確認するために用いられ得る。
【００５３】 ケーブル３６とその終端ブロック３４Ａは、メモリ８４に格納されるＩＤコー
ドによって一意に識別されることが好ましい。終端ブロック３４は、患者（図示
せず）に取り付けられる電極またはパッドに接続される。メモリ８４に格納され
るコードは、カスタムＩＣ７０が第３の電線４８Ｃを用いて得ることができる。
このコードは、あらゆるパルスが加えられる前にチェックされて、適切なケーブ
ルがＡＤＭ３２とともに用いられていることを確実にする。
【００５４】 ＡＤＭ３２は以下のように動作する。まず、ＡＤＭ３２は機械的および電気的
に監視装置１２に取り付けられて、この２つが単一集積複合システム１０を形成
できるようにする。機械的接続は、当業界で周知のブラケットまたは他の結合素
子を用いて実施できるため、ここでは説明しない。電気的接続は、電源（用いら
れる場合）用のケーブル４０と、シリアルケーブル３８とを含む。
【００５５】 ＡＤＭ３２は、いったん取り付けられると、患者に関して構成され得る。この
目的のために、臨床医は、正面５２上のキーを操作して、あるいは患者監視装置
を介して構成モードに入る。このモードにおいて、臨床医は、患者に施す除細動
治療に関連するパラメータを選択することができる。臨床医はまた、ＡＤＭ３２
が全自動モード、助言モード、手動モード、またはペーサモードのいずれで動作
するのかを設定することができる。典型的に、自動モードにおいてＡＤＭ３２は
、患者の状態を監視し、細動が検出された場合には、二相パルス発生器からのパ
ルスが自動的に患者に送出される。助言モードにおいて、ＡＤＭ３２は患者を監
視して、患者の状態の音声および／または視覚表示（細動発作の表示を含む）を
生成し、デバイスが除細動パルスを送出する準備をするが、除細動パルスは、臨
床医が送出しない限り加えられない。手動モードにおいて、ＡＤＭ３２の動作は
完全に臨床医の管理下にある。ペーサモードでは、臨床医が、ペーシングプロト
コルを選択し、ペーシングパルスを患者に送出する。臨床医は、これらすべての
動作に必要なパラメータを、ノブ５６およびスイッチ５８を介して、ディスプレ
イ５４に表示されるプロンプトに応答して入力する。図面では、患者の内因性心
臓活動の感知と、高電圧二相除細動パルスの送出との両方について同一の電線を
示す。当然、適切な電極および／またはパッドで終端する別個の電線も同様に用
いることができる。このように、ＡＤＭ３２は、当業界で周知のプロトコルのい
ずれかを用いて除細動（または他の種類の）治療を患者へ送出することができる
。用いられ得るいくつかのプロトコルを説明する体外式除細動器が、同一出願人
による、AUTOMATIC EXTERNAL CARDIOVERTER/ DEFIBRILLATOR WITH TACHYARRHYTH
MIA DETECTOR USING A MODULATION (AMPLITUDE AND FREQUENCY) DOMAIN FUNCTIO
Nと題する同時係属出願第０９／４５２，５０７号（１９９９年１２月１日提出
、参照により本明細書中に援用される）に記載される。当然、他のプロトコルお
よび動作モードも同様に用いることができる。
【００５６】 重要なことには、ＡＤＭ３２は動作時に、シリアルケーブル３８を介して監視
装置１２とデータを連続して交換する。たとえば、ＡＤＭ３２は、患者の状態を
判断するためにＥＣＧのデジタル表現を生成する必要がある。このデジタルＥＣ
Ｇは、監視装置のディスプレイ１８に伝送される。マイクロプロセッサ６６の指
示の下で、ＡＤＭ３２は、たとえば現在の動作モード（手動、助言、自動）を含
む様々な他の情報を監視装置１２へ送ることができる。ＡＤＭ３２はまた、動作
の様々な段階を記述するデータ（患者の状態、二相パルス発生器のコンデンサの
電圧、コンデンサを公称電圧まで充電するために必要な時間、次のパルスが加え
られるまでの時間、最後のパルスから経過した時間、患者に加えられたパルス数
、ＡＤＭがパルスを加える準備状況などを示すデータを含む）を送ることができ
る。ＡＤＭ３２はセルフテスト機能も含み得る。このセルフテストの結果も同様
に監視装置へ送ることができる。監視装置１０に送られる情報は、直ちにディス
プレイ１８に表示されても、ハードコピーのためにプリンタ２８へ送られても、
また、監視装置のメモリ（図示せず）に格納されてもよい。さらに、監視装置が
ネットワークに接続される場合、ＡＤＭ３２からのデータは他の位置に伝送され
てもよい。
【００５７】 監視装置１０は、受信したデータの確認を含むデータをＡＤＭ３２に送ること
もできる。典型的に監視装置１２は、患者の、血圧、脈波型動脈血中酸素飽和度
（ＳｐＯ）2、二酸化炭素（ＣＯ2）、換気量、および心拍出量などの１つまたは
複数の生理機能を監視することが可能であり得る。監視装置には、デジタルＥＣ
Ｇ信号を生成できるものもあり得る。ＡＤＭ３２が電極により検出するＥＣＧ信
号はより確かであろうと思われるが、監視装置からの外部ＥＣＧ信号を、ＥＣＧ
信号が局所的に検出できない場合のバックアップとして、またはＡＤＭによる局
所ＥＣＧ信号の妥当性を確認する手段として用いることができる。さらにＡＤＭ
３２は、患者の状態および他の情報を患者の他の生理的パラメータに基づき同様
に判断するように適合されてもよい。たとえば、ＡＤＭ３２は、監視装置１２が
導出する生理的パラメータのいずれかを用いて、ＡＤＭ３２が施すべき治療を要
する心臓の状態を患者が有するかどうかを判断してもよい。これらの他の生理的
パラメータもまた、監視装置１２によってＡＤＭ３２に提供され得る。
【００５８】 さらに、メモリ６８は、データ記録目的に不十分である場合がある。したがっ
て、ＡＤＭ３２は一部のデータを、監視装置１２のメモリ３０に格納するために
送る場合がある。この場合、監視装置１２はこのデータを、要求に応じてＡＤＭ
３２に戻すことができる。
【００５９】 上述のように、ＡＤＭ３２は、セルフテストを行うように、また患者の状態を
監視するように適合される。ＡＤＭ３２が誤動作している可能性があることをセ
ルフテストが示す場合、または臨床医の注意を喚起すべき患者の状態が検出され
た場合には、ＡＤＭ３２は、アラーム信号を生成するように適合される。このア
ラーム信号は、ＡＤＭ３２および／または監視装置１２の可聴信号および視覚信
号を作動させるために用いられ得る。さらに、これらの信号は、インターフェー
ス２２に接続される通信ネットワークを介してリモート位置へ伝送され得る。こ
の通信ネットワークには、有線または無線ネットワークを用いることができる。
したがって、本明細書中において「ネットワーク」という用語は、情報をシステ
ム１０から別の位置へ伝送可能なあらゆるアナログまたはデジタル通信ネットワ
ーク（数例を挙げれば、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワー
ク、インターネット接続、ページング携帯電話、テレメトリ、および衛星通信を
含む）を網羅すべく非常に広範に用いられる。
【００６０】 現在利用可能な監視装置には、Ｓｐａｃｅｌａｂｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｆ
ｌｅｘｐｏｒｔ Ｐｒｏｔｏｃｏｌなどの標準プロトコルを用いて、ＡＤＭ１２
などの他の装置とインターフェースできるように設計されるものがある。このよ
うなプロトコルが特定の監視装置に利用可能でない場合、ＡＤＭ３２は、監視装
置１２に特有の固有のプロトコルを用いて当該監視装置１２と通信できるように
プログラムされ得る。
【００６１】 要約すれば、様々な機能を共有できるように患者監視装置と統合できる自動除
細動モジュールが記載される。より具体的には、ＡＤＭ３２は、患者の状態を分
析し、必要であれば治療パルスを生成するために必要な構成要素を含む。デジタ
ルＥＣＧおよびＡＤＭ３２の動作を示す他の信号を含むＡＤＭ３２からのデータ
は、表示、印刷、および／または格納のために監視装置１２へ送られる。したが
ってＡＤＭ３２は、ＡＤＭ自体のＥＣＧディスプレイ、プリンタまたはデータ記
録メモリを有しても有さなくてもよい。監視装置とＡＤＭの組み合わせ全体は、
空間をあまり要さず、費用効率がよく、同じＡＤＭを多くの異なる患者監視装置
とともに用いることができることから非常にフレキシブルであることが期待され
る。
【００６２】 上述の実施形態において、ＡＤＭ３２のプログラミング情報は、患者に特有の
情報が監視装置１２に表示または他の方法で提供されている間に、ＡＤＭの正面
上の制御部を用いて入力される。当然ながら、他の配置も同様に行うことができ
る。たとえば、プログラミング情報を監視装置１２から入力し、かつ／または、
患者に特有の情報の一部をＡＤＭ３２により表示することができる。さらにＡＤ
Ｍ３２は、ＡＤＭ３２からの情報専用である、または監視装置１２により共有さ
れ得るプリンタを組み込むこともできる。さらにＡＤＭ３２は、ＥＣＧのほかに
他の生理的パラメータも感知し、これを監視装置１２に伝送するようにも配置さ
れ得る。
【００６３】 明らかに、本発明に対して、併記の請求項に定義される発明の範囲を逸脱する
ことなく多数の変更を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 患者監視装置と自動除細動器を組み合わせたシステムのブロック図である。
【図２】 図１のシステムのための自動除細動モジュールのいくぶん概略的な等角投影図
である。
【図３】 図１のシステムに組み込まれる自動除細動モジュールの制御アセンブリのブロ
ック図である。
【図４ａ】 ２つのＳＣＲを「トーテムポール接続」し、この２つのデバイスの組み合わせ
が単一デバイスよりも高い電圧に耐え得るようにした回路を示す図である。
【図４ｂ】 Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれ
ぞれ示す図である。
【図４ｃ】 Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれ
ぞれ示す図である。
【図４ｄ】 Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれ
ぞれ示す図である。
【図４ｅ】 ブレークオーバーＵＳＤの回路図である。
【図４ｆ】 ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示
す図である。
【図４ｇ】 ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示
す図である。
【図４ｈ】 ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示
す図である。
【図５ａ】 ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号および回路図をそれぞれ
示す図である。
【図５ｂ】 ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号および回路図をそれぞれ
示す図である。
【図６】 パルス発生器の第１の実施を用いる除細動器の回路図である。
【図７】 パルス発生器の第２の実施を用いる除細動器の回路図である。
【図８】 図７の実施により生成することができる波形の一例を示す図である。
【図９】 パルス発生器の第３の実施を示す除細動器の回路図である。
【図１０】 パルス発生器の第４の実施の回路図である。
【図１１】 出力回路を単一封止集積回路部品として実施するパルス発生器を示す図である
。
【図１２ａ】 パルス発生器の第５の実施の回路図である。
【図１２ｂ】 図１２ａの実施形態により生成することができる波形の一例を示す図である。
【符号の説明】
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 ＥＰ(ＡＴ，ＢＥ，ＣＨ，ＣＹ， ＤＥ，ＤＫ，ＥＳ，ＦＩ，ＦＲ，ＧＢ，ＧＲ，ＩＥ，Ｉ Ｔ，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ，ＴＲ)，ＯＡ(ＢＦ ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＧＷ， ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＧＨ，Ｇ Ｍ，ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＭＺ，ＳＤ，ＳＬ，ＳＺ，ＴＺ ，ＵＧ，ＺＷ)，ＥＡ(ＡＭ，ＡＺ，ＢＹ，ＫＧ，ＫＺ， ＭＤ，ＲＵ，ＴＪ，ＴＭ)，ＡＥ，ＡＧ，ＡＬ，ＡＭ， ＡＴ，ＡＵ，ＡＺ，ＢＡ，ＢＢ，ＢＧ，ＢＲ，ＢＹ，Ｂ Ｚ，ＣＡ，ＣＨ，ＣＮ，ＣＲ，ＣＵ，ＣＺ，ＤＥ，ＤＫ ，ＤＭ，ＤＺ，ＥＥ，ＥＳ，ＦＩ，ＧＢ，ＧＤ，ＧＥ， ＧＨ，ＧＭ，ＨＲ，ＨＵ，ＩＤ，ＩＬ，ＩＮ，ＩＳ，Ｊ Ｐ，ＫＥ，ＫＧ，ＫＰ，ＫＲ，ＫＺ，ＬＣ，ＬＫ，ＬＲ ，ＬＳ，ＬＴ，ＬＵ，ＬＶ，ＭＡ，ＭＤ，ＭＧ，ＭＫ， ＭＮ，ＭＷ，ＭＸ，ＭＺ，ＮＯ，ＮＺ，ＰＬ，ＰＴ，Ｒ Ｏ，ＲＵ，ＳＤ，ＳＥ，ＳＧ，ＳＩ，ＳＫ，ＳＬ，ＴＪ ，ＴＭ，ＴＲ，ＴＴ，ＴＺ，ＵＡ，ＵＧ，ＵＺ，ＶＮ， ＹＵ，ＺＡ，ＺＷ (72)発明者 コーエン、レイモンド・ダブリュ アメリカ合衆国、カリフォルニア州、オレ ンジ、イースト・セイント・ジャーメイ ン・サークル 6510 (72)発明者 リン、ドンピン アメリカ合衆国、カリフォルニア州、アー ヴァイン、グレン 13 (72)発明者 ノートン、マイク アメリカ合衆国、カリフォルニア州、リバ ーサイド、ピーコック・レーン 5721 (72)発明者 ブラッドリー、パトリック アメリカ合衆国、カリフォルニア州、コロ ナ・デル・マル、ベゴニア 609．５ (72)発明者 メザック、ギャリー アメリカ合衆国、カリフォルニア州、ノー コ、コリドン・アベニュー 2656 (72)発明者 クラーク、デイヴィッド アメリカ合衆国、カリフォルニア州、アー ヴァイン、パルメイタム 24 Ｆターム(参考） 4C053 JJ01 JJ18 JJ23

Claims (21)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】 患者の生理的特性を感知するように配置されるセンサ、該セ
    ンサに結合されて、該センサからの信号を処理するように適合される信号プロセ
    ッサ、および出力部材を含む患者監視装置と、 前記患者監視装置に選択的に結合されるように適合される除細動モジュールで
    あって、コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するパルス発生器、
    および該除細動モジュールの動作を示す表示信号を生成するように配置されるデ
    ータ発生器を含む除細動モジュールと を備え、 前記患者監視装置および前記除細動モジュールは、結合されると協働して、前
    記表示信号を前記出力部材へ伝送し、それによって前記出力部材が、前記患者特
    性のうちの１つおよび前記表示信号に対応する出力信号を生成する複合監視シス
    テム。
  2. 【請求項２】 前記出力部材は、可視画像を生成するディスプレイを含む請
    求項１に記載のシステム。
  3. 【請求項３】 前記出力部材は、ハードコピーを印刷するように適合される
    プリンタを含む請求項１に記載のシステム。
  4. 【請求項４】 前記センサは、外部ＥＣＧを生成するように適合される心臓
    センサを含み、前記患者監視装置は、前記外部ＥＣＧを前記除細動モジュールへ
    伝送するように適合される請求項１に記載のシステム。
  5. 【請求項５】 前記センサは、血圧、脈波型動脈血中酸素飽和度（ＳｐＯ） 2 、二酸化炭素（ＣＯ2）、換気量、および心拍出量からなる群から選択される生
    理的パラメータのうちの少なくとも１つを感知するように適合される請求項１に
    記載のシステム。
  6. 【請求項６】 前記除細動モジュールは、除細動器ディスプレイを含む請求
    項１に記載のシステム。
  7. 【請求項７】 前記除細動モジュールは、該除細動モジュールの動作モード
    を規定する、該除細動モジュールに関する動作パラメータを操作者が生成できる
    ように配置および構成されるセレクタを含む請求項１に記載のシステム。
  8. 【請求項８】 前記除細動モジュールは、前記動作パラメータの選択に関連
    する情報を提供するように配置される除細動器ディスプレイを含む請求項６に記
    載のシステム。
  9. 【請求項９】 患者の内因性心臓活動を感知して、該内因性心臓活動を示す
    センサ信号を生成する生理センサと、 前記センサ信号を受信して、対応するコマンドを生成するように配置されるコ
    ントローラと、 前記コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するように配置される
    パルス発生器と、 除細動器の動作を示す、表示のために外部患者監視装置へ伝送されるように選
    択される出力信号を生成するように適合される、前記コントローラに関連付けら
    れる出力部材と を備える除細動モジュール。
  10. 【請求項１０】 前記コントローラは、前記センサ信号を受信して、治療を
    要する患者の心臓の状態を判断するように配置される不整脈検出器を含む請求項
    ９に記載のモジュール。
  11. 【請求項１１】 前記出力部材は、前記外部患者監視装置が検出した生理的
    パラメータを受信するように適合され、前記不整脈検出器は、前記生理的パラメ
    ータを受信して、該生理的パラメータに基づいて患者に治療を送出するための判
    断を下すように適合される請求項１０に記載のモジュール。
  12. 【請求項１２】 前記出力部材は、前記パルス発生器に結合され、該パルス
    発生器によるパルスの生成を指示する前記出力信号を前記患者監視装置に対して
    生成するように適合される請求項９に記載のモジュール。
  13. 【請求項１３】 前記コントローラは、全自動モード、助言モード、手動モ
    ード、およびペーシングモードを含む複数の動作モードを規定するように配置さ
    れる請求項９に記載のモジュール。
  14. 【請求項１４】 患者状態およびモジュール状態のうちの１つを示すアラー
    ム信号を生成するように配置されるアラーム回路をさらに備える請求項９に記載
    のモジュール。
  15. 【請求項１５】 前記モジュールは、有線ネットワーク、無線ネットワーク
    、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワーク、インターネット、
    ページングシステム、携帯電話システム、テレメトリシステム、および衛星シス
    テムからなる群から選択される通信ネットワークを介してリモート位置へアラー
    ム信号を送るように適合される請求項１４に記載のモジュール。
  16. 【請求項１６】 前記センサ信号を表示するように適合されるディスプレイ
    をさらに備える請求項９に記載のモジュール。
  17. 【請求項１７】 本構成では不整脈検出アルゴリズムが用いる心臓センサは
    請求項８のモジュール内にあるが、不整脈検出アルゴリズムは、患者監視システ
    ムの心臓センサからの心臓信号を用いることができる。
  18. 【請求項１８】 患者の内因性心臓活動を示すセンサ信号を受信して、対応
    するコマンドを生成するように配置されるコントローラと、 前記コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するように配置される
    パルス発生器と、 除細動器の動作を示す、表示のために外部患者監視装置へ伝送されるように選
    択される出力信号を生成するように適合される、前記コントローラに関連付けら
    れる出力部材と を備える除細動モジュール。
  19. 【請求項１９】 前記センサ信号を感知するように適合されるセンサをさら
    に備える請求項１８に記載のモジュール。
  20. 【請求項２０】 前記コントローラは、前記外部患者監視装置から前記セン
    サ信号を受信するように適合される請求項１８に記載のモジュール。
  21. 【請求項２１】 生理的パラメータを検出する生理的パラメータ検出器をさ
    らに備え、前記コントローラは、前記生理的パラメータを表示および処理のため
    に前記外部患者監視装置へ伝送するように適合される請求項１８に記載のモジュ
    ール。
JP2001564832A 2000-03-09 2000-12-12 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール Pending JP2003525712A (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US09/523,912 US7006865B1 (en) 2000-03-09 2000-03-09 Automatic defibrillator module for integration with standard patient monitoring equipment
US09/523,912 2000-03-09
PCT/US2000/033560 WO2001066182A1 (en) 2000-03-09 2000-12-12 An automatic defibrillator module for integration with standard patient monitoring equipment

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006340288A Division JP2007209744A (ja) 2000-03-09 2006-12-18 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール

Publications (1)

Publication Number Publication Date
JP2003525712A true JP2003525712A (ja) 2003-09-02

Family

ID=24086941

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2001564832A Pending JP2003525712A (ja) 2000-03-09 2000-12-12 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール
JP2006340288A Pending JP2007209744A (ja) 2000-03-09 2006-12-18 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2006340288A Pending JP2007209744A (ja) 2000-03-09 2006-12-18 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール

Country Status (5)

Country Link
US (3) US7006865B1 (ja)
EP (1) EP1263497B1 (ja)
JP (2) JP2003525712A (ja)
AU (1) AU2001222583A1 (ja)
WO (1) WO2001066182A1 (ja)

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005319306A (ja) * 2004-05-07 2005-11-17 Zoll Medical Corp 介護者の処置の進行に基づく注意喚起を行う自動介護装置
JP2012075936A (ja) * 2004-09-30 2012-04-19 Zoll Medical Corp 統合された蘇生
JP2016187437A (ja) * 2015-03-30 2016-11-04 フクダ電子株式会社 医療機器及び生体情報モニター
US11179286B2 (en) 2016-10-21 2021-11-23 Zoll Medical Corporation Adaptive body positioning

Families Citing this family (77)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20030109790A1 (en) * 2001-12-06 2003-06-12 Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. Pulse detection method and apparatus using patient impedance
WO2001056652A1 (en) 2000-02-04 2001-08-09 Zmd Corporation Integrated resuscitation
US20060064131A1 (en) * 2000-02-04 2006-03-23 Freeman Gary A User interface for defibrillator for use by persons with limited training and experience
US7006865B1 (en) * 2000-03-09 2006-02-28 Cardiac Science Inc. Automatic defibrillator module for integration with standard patient monitoring equipment
US7120500B1 (en) * 2000-04-11 2006-10-10 Cochlear Limited Battery monitor and power demand adjuster
US20030028219A1 (en) * 2001-07-20 2003-02-06 Powers Daniel J. Modular medical device, base unit and module thereof, and automated external defibrillator (AED), methods for assembling and using the AED
US7848805B2 (en) 2001-07-20 2010-12-07 Koninklijke Philips Electronics N.V. Modular medical device, base unit and module thereof, and automated external defibrillator (AED), methods for assembling and using the AED
US6827695B2 (en) 2002-10-25 2004-12-07 Revivant Corporation Method of determining depth of compressions during cardio-pulmonary resuscitation
JP4385245B2 (ja) 2002-12-06 2009-12-16 日本光電工業株式会社 除細動器
US9168385B2 (en) * 2002-12-13 2015-10-27 Koninklijke Philips N.V. External defibrillator with shock activated by cessation of precordial compressions
US6961612B2 (en) * 2003-02-19 2005-11-01 Zoll Medical Corporation CPR sensitive ECG analysis in an automatic external defibrillator
DK1617896T3 (da) * 2003-04-22 2009-12-07 Medtronic Physio Control Corp Defibrillator-/monitorsystem, der har en pod med ledninger, som er i stand til at kommunikere trådlöst
US20050101889A1 (en) 2003-11-06 2005-05-12 Freeman Gary A. Using chest velocity to process physiological signals to remove chest compression artifacts
JP2012091021A (ja) 2003-11-06 2012-05-17 Zoll Medical Corp 胸部圧迫適用中の生理学的信号を解析する装置
US7957798B2 (en) 2003-12-17 2011-06-07 Physio-Control, Inc. Defibrillator/monitor system having a pod with leads capable of wirelessly communicating
WO2005058416A1 (en) * 2003-12-17 2005-06-30 Medtronic Physio-Control Corp. An external defibrillator with power and battery sharing capabilities with a pod
US10413742B2 (en) 2008-03-05 2019-09-17 Physio-Control, Inc. Defibrillator patient monitoring pod
US8600491B2 (en) 2003-12-17 2013-12-03 Physio-Control, Inc. Defibrillator patient monitoring pod
US7120479B2 (en) * 2004-02-25 2006-10-10 Nellcor Puritan Bennett Inc. Switch-mode oximeter LED drive with a single inductor
US7565194B2 (en) 2004-05-12 2009-07-21 Zoll Medical Corporation ECG rhythm advisory method
WO2005112749A1 (en) 2004-05-12 2005-12-01 Zoll Medical Corporation Ecg rhythm advisory method
US7650181B2 (en) 2005-09-14 2010-01-19 Zoll Medical Corporation Synchronization of repetitive therapeutic interventions
US20070106126A1 (en) 2005-09-30 2007-05-10 Mannheimer Paul D Patient monitoring alarm escalation system and method
US10299668B2 (en) 2005-10-21 2019-05-28 Physio-Control, Inc. Laryngoscope with handle-grip activated recording
US7747319B2 (en) 2006-03-17 2010-06-29 Zoll Medical Corporation Automated resuscitation device with ventilation sensing and prompting
US8380271B2 (en) 2006-06-15 2013-02-19 Covidien Lp System and method for generating customizable audible beep tones and alarms
US20080221930A1 (en) 2007-03-09 2008-09-11 Spacelabs Medical, Inc. Health data collection tool
US7881785B2 (en) 2008-03-26 2011-02-01 Cardiac Science Corporation Method and apparatus for defrosting a defibrillation electrode
US20090326340A1 (en) * 2008-06-30 2009-12-31 Hui Wang Patient Monitor Alarm System And Method
US20100076276A1 (en) * 2008-09-25 2010-03-25 Nellcor Puritan Bennett Llc Medical Sensor, Display, and Technique For Using The Same
US8594784B2 (en) 2009-02-20 2013-11-26 Babric Life Science Innovations, Llc. Kits and methods for retrofitting and adapting common notebooks, laptop computers, and tablets, to enable each to be used as an automated external defibrillator (AED), and as a manual defibrillator
US9168386B2 (en) * 2009-02-20 2015-10-27 Comptolife, Llc Adaptation of the common notebook, laptop computer, netbook and tablet PC computer to enable each to be used as an automated external defibrillator (AED) to treat victims of sudden cardiac arrest
US20110172550A1 (en) * 2009-07-21 2011-07-14 Michael Scott Martin Uspa: systems and methods for ems device communication interface
US9604020B2 (en) 2009-10-16 2017-03-28 Spacelabs Healthcare Llc Integrated, extendable anesthesia system
BR112012012147A2 (pt) 2009-10-16 2019-09-24 Spacelabs Healthcare Llc tubo melhorado de fluxo de luz
WO2011063106A1 (en) * 2009-11-18 2011-05-26 Nellcor Puritan Bennett Llc Intelligent user interface for medical monitors
US20110213217A1 (en) * 2010-02-28 2011-09-01 Nellcor Puritan Bennett Llc Energy optimized sensing techniques
US8674837B2 (en) * 2010-03-21 2014-03-18 Spacelabs Healthcare Llc Multi-display bedside monitoring system
CN106570307B (zh) 2010-04-09 2020-01-07 卓尔医学产品公司 用于流化来自除纤颤器的病人信息的系统和方法
US9047747B2 (en) 2010-11-19 2015-06-02 Spacelabs Healthcare Llc Dual serial bus interface
US9629566B2 (en) 2011-03-11 2017-04-25 Spacelabs Healthcare Llc Methods and systems to determine multi-parameter managed alarm hierarchy during patient monitoring
US10598508B2 (en) 2011-05-09 2020-03-24 Zoll Medical Corporation Systems and methods for EMS navigation user interface
US8929980B2 (en) 2012-05-03 2015-01-06 Physio-Control, Inc. External defibrillator electrode, method and system for reducing ECG artifact
US9457197B2 (en) * 2012-05-08 2016-10-04 Physio-Control, Inc. Utility module system
JP2015531900A (ja) 2012-06-07 2015-11-05 ゾール メディカル コーポレイションＺＯＬＬ Ｍｅｄｉｃａｌ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ 車両安全性監視において動画取り込み、ユーザフィードバック、レポーティング、適応パラメータ、リモートデータアクセスを行うシステムおよび方法
US10127810B2 (en) 2012-06-07 2018-11-13 Zoll Medical Corporation Vehicle safety and driver condition monitoring, and geographic information based road safety systems
US10303852B2 (en) 2012-07-02 2019-05-28 Physio-Control, Inc. Decision support tool for use with a medical monitor-defibrillator
US10099063B2 (en) * 2012-07-02 2018-10-16 Physio-Control, Inc. Medical monitor-defibrillator with defibrillator and data operations processors
US9026147B2 (en) 2012-09-24 2015-05-05 Physio-Control, Inc. Defibrillator location tracking device
US9282911B2 (en) 2012-11-27 2016-03-15 Physio-Control, Inc. Linear display of ECG signals
JP6483618B2 (ja) * 2012-12-18 2019-03-13 コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェＫｏｎｉｎｋｌｉｊｋｅ Ｐｈｉｌｉｐｓ Ｎ．Ｖ． 患者モニタへの除細動器のデータの統合
US20140323928A1 (en) 2013-04-30 2014-10-30 Zoll Medical Corporation Compression Depth Monitor with Variable Release Velocity Feedback
WO2014182649A1 (en) 2013-05-10 2014-11-13 Zoll Medical Corporation Scoring, evaluation, and feedback related to ems clinical and operational performance
US10987026B2 (en) 2013-05-30 2021-04-27 Spacelabs Healthcare Llc Capnography module with automatic switching between mainstream and sidestream monitoring
US10155118B2 (en) 2013-08-01 2018-12-18 Zoll Medical Corporation Systems and methods for utilizing identification devices in a wearable medical therapy device
US20150088016A1 (en) 2013-09-25 2015-03-26 Zoll Medical Corporation Mobile Device Control
US10124185B2 (en) * 2013-09-27 2018-11-13 Zoll Medical Corporation Portable defibrillator used for display, hardcopy, and control for other devices
AU2015218603B2 (en) 2014-02-24 2019-12-05 Element Science, Inc External defibrillator
US10413476B2 (en) 2015-01-20 2019-09-17 Covidien Lp System and method for cardiopulmonary resuscitation
US9734720B2 (en) 2015-04-01 2017-08-15 Zoll Medical Corporation Response mode verification in vehicle dispatch
US10500404B2 (en) * 2015-04-16 2019-12-10 Physio-Control, Inc. Universally adaptable module for defibrillator monitors
US10953234B2 (en) 2015-08-26 2021-03-23 Element Science, Inc. Wearable devices
US10426695B2 (en) 2015-09-08 2019-10-01 Covidien Lp System and method for cardiopulmonary resuscitation
US10406345B2 (en) 2015-10-16 2019-09-10 Zoll Medical Corporation Dual sensor electrodes for providing enhanced resuscitation feedback
US11166628B2 (en) 2016-02-02 2021-11-09 Physio-Control, Inc. Laryngoscope with handle-grip activated recording
US10946207B2 (en) 2017-05-27 2021-03-16 West Affum Holdings Corp. Defibrillation waveforms for a wearable cardiac defibrillator
US10773091B2 (en) 2017-10-02 2020-09-15 Avive Solutions, Inc. Modular defibrillator architecture
US11640755B2 (en) 2018-09-14 2023-05-02 Avive Solutions, Inc. Real time defibrillator incident data
WO2020055676A1 (en) 2018-09-14 2020-03-19 Avive Solutions, Inc. Responder network
US10957178B2 (en) 2018-09-14 2021-03-23 Avive Solutions, Inc. Responder network
US11138855B2 (en) 2018-09-14 2021-10-05 Avive Solutions, Inc. Responder network
US11645899B2 (en) 2018-09-14 2023-05-09 Avive Solutions, Inc. Responder network
US11210919B2 (en) 2018-09-14 2021-12-28 Avive Solutions, Inc. Real time defibrillator incident data
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
US11990230B2 (en) 2019-07-08 2024-05-21 Zoll Medical Corporation Management of medical equipment and responders
US11523766B2 (en) 2020-06-25 2022-12-13 Spacelabs Healthcare L.L.C. Systems and methods of analyzing and displaying ambulatory ECG data
US11869338B1 (en) 2020-10-19 2024-01-09 Avive Solutions, Inc. User preferences in responder network responder selection

Family Cites Families (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4097113A (en) * 1976-09-03 1978-06-27 Physio-Control Corporation Electrical connectors for portable electronic physiological instruments having separable first and second components
US4096856A (en) * 1976-09-03 1978-06-27 Physio-Control Corporation Portable electronic physiological instrument having separable first and second components, and improved mechanical connector therefor
US4295474A (en) 1979-10-02 1981-10-20 The Johns Hopkins University Recorder with patient alarm and service request systems suitable for use with automatic implantable defibrillator
US4576170A (en) * 1980-07-09 1986-03-18 Micro-Circuits Company Heart monitor and defibrillator device
US4638313A (en) * 1984-11-08 1987-01-20 Spacelabs, Inc. Addressing for a multipoint communication system for patient monitoring
US4635639A (en) * 1985-01-08 1987-01-13 Physio-Control Corporation Modular physiological instrument
US4590943A (en) * 1985-04-19 1986-05-27 Physio-Control Corporation System for providing power to portable defibrillator
US4804950A (en) * 1985-11-07 1989-02-14 Spacelabs, Inc. Table driven multichannel data acquisition and display for signal monitoring
US4974600A (en) * 1989-07-18 1990-12-04 Reyes Rey S Interface cable for connecting bedside electrocardiograph monitor to portable defibrillator/electrocardiograph machine
US5285792A (en) * 1992-01-10 1994-02-15 Physio-Control Corporation System for producing prioritized alarm messages in a medical instrument
US5474574A (en) * 1992-06-24 1995-12-12 Cardiac Science, Inc. Automatic external cardioverter/defibrillator
US5342403A (en) * 1993-04-09 1994-08-30 Hewlett-Packard Corporation Integrated defibrillator/monitor architecture with defibrillator-only fail-safe mode of operation
US5391187A (en) * 1994-02-22 1995-02-21 Zmd Corporation Semiautomatic defibrillator with heart rate alarm driven by shock advisory algorithm
US5549659A (en) * 1994-11-04 1996-08-27 Physio-Control Corporation Communication interface for transmitting and receiving serial data between medical instruments
US5605150A (en) * 1994-11-04 1997-02-25 Physio-Control Corporation Electrical interface for a portable electronic physiological instrument having separable components
US5593426A (en) * 1994-12-07 1997-01-14 Heartstream, Inc. Defibrillator system using multiple external defibrillators and a communications network
US5721482A (en) * 1996-01-16 1998-02-24 Hewlett-Packard Company Intelligent battery and method for providing an advance low battery warning for a battery powered device such as a defibrillator
US5716380A (en) * 1996-04-15 1998-02-10 Physio-Control Corporation Common therapy/data port for a portable defibrillator
JP3871280B2 (ja) * 1996-12-27 2007-01-24 公章 齊藤 心臓除細動装置
US5824017A (en) * 1997-03-05 1998-10-20 Physio-Control Corporation H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic waveform in an external defibrillator
US6321113B1 (en) * 1998-03-31 2001-11-20 Survivalink Corporation Automatic external defibrillator first responder and clinical data outcome management system
US6141584A (en) * 1998-09-30 2000-10-31 Agilent Technologies, Inc. Defibrillator with wireless communications
US6289243B1 (en) * 1999-12-01 2001-09-11 Cardiac Science, Inc. Automatic external cardioverter/defibrillator with tachyarrhythmia detector using a modulation (amplitude and frequency) domain function
US6246907B1 (en) * 1999-12-01 2001-06-12 Cardiacscience, Inc. Automatic external cardioverter/defibrillator with cardiac rate detector and method of operating the same
US7006865B1 (en) * 2000-03-09 2006-02-28 Cardiac Science Inc. Automatic defibrillator module for integration with standard patient monitoring equipment

Cited By (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2005319306A (ja) * 2004-05-07 2005-11-17 Zoll Medical Corp 介護者の処置の進行に基づく注意喚起を行う自動介護装置
JP2011240162A (ja) * 2004-05-07 2011-12-01 Zoll Medical Corp 介護者の処置の進行に基づく注意喚起を行う自動介護装置
US8204589B2 (en) 2004-05-07 2012-06-19 Zoll Medical Corporation Automated caregiving device with prompting based on caregiver process
US8725254B2 (en) 2004-05-07 2014-05-13 Zoll Medical Corporation Automated caregiving device with prompting based on caregiver progress
US9349303B2 (en) 2004-05-07 2016-05-24 Zoll Medical Corporation Automated caregiving device with prompting based on caregiver progress
US9693917B2 (en) 2004-05-07 2017-07-04 Zoll Medical Corporation Automated caregiving device with prompting based on caregiver progress
JP2012075936A (ja) * 2004-09-30 2012-04-19 Zoll Medical Corp 統合された蘇生
JP2016187437A (ja) * 2015-03-30 2016-11-04 フクダ電子株式会社 医療機器及び生体情報モニター
US11179286B2 (en) 2016-10-21 2021-11-23 Zoll Medical Corporation Adaptive body positioning

Also Published As

Publication number Publication date
US20090131997A1 (en) 2009-05-21
AU2001222583A1 (en) 2001-09-17
EP1263497A4 (en) 2007-04-18
US7006865B1 (en) 2006-02-28
EP1263497A1 (en) 2002-12-11
JP2007209744A (ja) 2007-08-23
US20060041278A1 (en) 2006-02-23
EP1263497B1 (en) 2016-03-16
WO2001066182A1 (en) 2001-09-13

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP2003525712A (ja) 標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール
US6374137B1 (en) Method and apparatus for reducing defibrillation energy
US5720770A (en) Cardiac stimulation system with enhanced communication and control capability
US7289029B2 (en) Communication between emergency medical device and safety agency
EP1518584B1 (en) Stimulator system
US7801615B2 (en) Rechargeable spinal cord stimulator system
US20040133242A1 (en) Medical device communication
EP1370323B1 (en) Closed loop drug delivery system and remote management thereof
US6304783B1 (en) Defibrillator system including a removable monitoring electrodes adapter and method of detecting the monitoring adapter
USRE49764E1 (en) Medical device adjusting operation when used with non-authenticated patient parameter collecting accessory
US6405082B1 (en) Method and apparatus for distinguishing between therapy modes in a defibrillator
EP1250944A2 (en) Portable patient monitor with defibrillator/pacemaker interface and battery power management
US20110144707A1 (en) External defibrillator with charge advisory algorithm
AU2000263762A1 (en) Rechargeable spinal cord stimulator system
JPH06210011A (ja) 電子式エネルギー移送回路
US20060111750A1 (en) Automated external defibrillator (AED) with discrete sensing pulse for use in configuring a therapeutic biphasic waveform
JP2004534566A (ja) ４接触部識別細動除去装置電極システム
US8862227B2 (en) Defibrillators detecting orientation of electrode connection to adjust energy dosage
JP2008514331A (ja) 経皮ペーシングのためのスイッチモード電源を有する除細動器
US6253105B1 (en) Method for delivering defibrillation energy
CA2253594A1 (en) Implantable medical device with automatic adjustment to externally generated shocks
US20230158318A1 (en) Resuscitation device
CA1262563A (en) Protection circuit for implantable cardioverter

Legal Events

Date Code Title Description
A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20050629

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20060124

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20060424

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20060509

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20060627

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20060919

A711 Notification of change in applicant

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A712

Effective date: 20070220

A521 Written amendment

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20070322