JP2007222659A - 低インピーダンス高キャパシタンスの二重層コンデンサを用いる除細動器 - Google Patents

Abstract

【課題】除細動装置に関し、高電圧コンデンサ充電用大電源を必要とせず、患者に与えてはならないとき蓄積エネルギーを高電圧供給装置からダンプ抵抗器で熱分散させるエネルギー分散装置で熱放出を短時間で繰り返した場合、除細動器に損傷を与える点を改善した除細動装置を提供する。
【解決手段】電源１４０と、電源からのエネルギーを蓄える低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサ１００４と、二重層コンデンサによって供給されるエネルギーを蓄え蓄えられたエネルギーを患者に放電する高電圧コンデンサ１００８とを有する除細動器。 低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサ１００４は、高電圧コンデンサ１００８を充電する。制御器で高電圧コンデンサ１００８から患者にショックが与えられる。二重層コンデンサは、電源を用いずに高電圧コンデンサの充電に使用でき、除細動器に有用であり、リードレスパドルにも使用できる。
【選択図】 図７

Description

本発明は、一般に、除細動装置に関する。

［発明の背景］
関連技術の説明
心停止は、重要臓器への血流不足を生じさせる心臓機能の妨害である。心停止の多くは、心室細動のような不整脈と関連付けられる。心室細動の間、正常なリズムの心室収縮は、急速で不規則な単収縮となり、心臓のポンプ作用を非効果的に、且つ、非常に減少させる。心室細動を治療する一つの方法は、正常なリズムの心室収縮を再開させるために患者の心臓にショックを与える除細動器を用いることである。

幾つかのタイプの除細動器があり、夫々異なる目的のために使用されている。体内除細動器は、患者の中にインプラントされ、心室細動を防止し心調律動を調整するために使用される。体外除細動器は、心臓発作の後の心室細動を治療するために救命救急士及び病院で使用される。体外除細動器は、患者の治療と、ショックを与えることに使用される要素を評価することとを補助する多数の追加的特徴、例えば、より小型のＥＣＧユニットをしばしば有する。体外除細動器は、端末操作者によって完全な自動式、半自動式、又は、手動でもよい。除細動器が自動であればあるほど、除細動器内の制御器は治療を施す上でより大きな役割を担う。

除細動器は、救急救命士及びＥＭＳの職員によって使用されるような携帯式、又は、クリニック及び病院にあるようなカートに取付けられるものでもよい。ある携帯式体外除細動器は、共通に譲渡されたＲｏｃｋｗｅｌｌ外に対する米国特許第６，１４１，５８４号に開示され、同開示を本願で参照として組み込む。

図１に示すように、除細動器システム１は、パドル／電極２０を通じて患者にショックを与える除細動器１０を含む。図２に示すように、パドル２０は、リード線３０によってコネクタ２２に接続されている。コネクタ２２は、除細動器１０からパドル２０に電荷を運ぶようソケット１４に挿入される。ショックを与えるよう除細動器１０に指示を与えるために、操作者は除細動器１０の上に位置するショックボタン１２を押す。

更に、除細動器１０は、患者を看護し経過をモニタすることに有用なＥＣＧ情報又は他の情報を見るために操作者によって使用されるディスプレイ１６も有する。患者の心臓の状態に関わる情報を提供するＥＣＧ情報は、患者にショックを与えるパドル２０を通じて受信される。図示する除細動器１０は携帯式であるため、操作者が患者に治療を施し続けられるよう除細動器１０の能力を見極めるために充電表示器１８が設けられている。

動作中、患者が心停止を起こすと、患者の心臓からＥＣＧ信号を捕捉するよう電極２０が患者の胸部上におかれる。ＥＣＧ情報は、ディスプレイ１６上で操作者に表示される。手動の除細動器では、操作者はショックを与えるか否かをＥＣＧ情報から判断する。自動式及び半自動式の除細動器に関して、除細動器１０は様々な程度に上記判断を助ける。

どのような判断がなされたとしても、心室細動が除細動器システム１で治療される場合、操作者はパドル２０を患者に適用しショックボタン１２を押す。除細動器は、心臓の正常なリズムを再開させるためにパドル２０を通じて患者にショックを与える。次に除細動器１０は患者の状態を再び見極め、検出されたＥＣＧ信号に基づいて更なる治療を施すよう使用される。一般的に、成功の可能性があるこのような治療法は３つだけある。

図３は、除細動器１０の概略図である。パドル２０はＥＣＧ信号をＥＣＧフロント・エンド１０２に供給し、ＥＣＧフロント・エンド１０２は評価及びユーザインタフェース１１４を介して操作者に表示するためにＥＣＧ信号を制御器１０６に供給する。同情報はメモリ１１８において制御器１０６で記憶される。メモリ１１８には、イベントマーク１１０、マイクロホン１１２、及び／又は、クロック１１６からの情報が記憶されているイベントサマリー１３０も記憶されている。同情報は、患者の治療を続けるために病院とクリニックとの間での移送（しばしばコールオフと呼ばれる）のとき有用となる。図示する装置には、移送中にメモリ１１８中の情報を外部装置と通信させるために赤外線通信ポート１２０が設けられる。

更に、除細動器１０全体に電力を供給するために電源１４０が設けられている。電源１４０は、線源若しくは電池、又は、本願で記載するショック及びＥＣＧモニタリング機能を提供するに十分な電力を供給する全ての同様の装置でもよい。図示するような携帯式除細動器では、電池が電源１４０として典型的に使用される。この電池は使い捨て若しくは充電式でもよい。

高電圧供給装置１０８は、制御器１０６の命令の下でパドル２０を介して患者にショックを与える。操作者の命令の下、正常なリズムの心室収縮をもたらすためにショックボタン１２を用いて高電圧供給装置１０８からのチャージが患者に与えられる。電源１４０は、治療を施すに十分なエネルギーを蓄えるために充電時間中に高電圧供給装置１０８に充電エネルギーを供給する。同充電時間は、好ましい結果をもたらすために治療を迅速に施すことが望ましいため、短いことが好ましい。

図４に概略的に示すように、高電圧供給装置１０８は、変圧器２０４と高電圧コンデンサ２０６といった２つの主な構成部品を有する。動作中、電源１４０は高電圧コンデンサ２０６を充電するために変圧器２０４を通じて電源を供給する。高電圧コンデンサ２０６は、操作者又は図３に示す制御器１０６の命令の下で与えられるべき要求される電圧を蓄える。高電圧コンデンサ２０６は、典型的には１０５ｆコンデンサであり、端子２０８から図３に示すパドル２０を通じて患者に２１００ボルトのチャージを供給することができる。放電後、除細動器による治療を続ける必要がある場合に高電圧コンデンサ２０６は電源１４０によって再充電される。

第２のタイプの除細動器は体内除細動器である。体内除細動器は、高電圧コンデンサを充電するのに同様の処理を用いる。図５に示すように、体内除細動器３００は図４に示す高電圧供給装置１０８と同様の構造を有する高電圧供給装置３２０を充電するために電源３１０を用いる。制御器３３０は心臓の律動を調整するために心臓への高電圧供給装置３２０の放電を制御する。高電圧供給装置３２０において多数のコンデンサが用いられるとき、高電圧供給装置３２０は患者に対して個々のコンデンサから選択的にショックを与えるためにＨ−ブリッジを更に含む。更に、電源３１０は多くの場合電池である。このような公知の体内除細動器の一例はＰｅｒｔｔｕ外に対する米国特許第６，０３５，２３５号に開示される。

体外及び体内の両方における従来の除細動器設計の欠点は、必要なショックを与えるよう高電圧コンデンサを充電するためのより大きな電源を必要とする点である。ある体外除細動器、特に、クリニックで用いられる除細動器に関して、電池の代わりに線源が設けられてもよい。しかしながら、このような線源は限られた空間で用いられるとき上述の除細動器の携帯性を制限する。

除細器の使用中に直面する更なる問題は、蓄えられたエネルギーが患者に与えられてはならないときに高電圧供給装置からどのようにしてエネルギーを放電、さもなければ分散させるかといった点である。図６に示すように、一般的な解決策はダンプ抵抗器４００を用いることである。本質的に、高電圧供給装置２００からの電圧は、基本的に大型抵抗器であるダンプ抵抗器４００によって熱として分散される。このようなエネルギー分散装置で直面する問題は、大量の熱を放出することである。このような放出は、特に、短時間で繰り返された場合、除細動器に損傷を与える可能性がある。

本発明の実施例は、電源と、電源からのエネルギーを蓄える低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサと、二重層コンデンサによって供給されるエネルギーを蓄え蓄えられたエネルギーを患者に放電する高電圧コンデンサとを有する除細動器に関わる。

本発明の別の実施例では、高電圧コンデンサは二重層コンデンサ及び電源によって一緒に供給されるエネルギーを蓄える。本発明の別の実施例では、除細動器は患者の内側に位置する。

本発明の別の実施例では、リードレスパドルセットまたはパッドは、リード線を用いることなく患者の細動を止めるために高電圧コンデンサ及び二重層コンデンサを収容する。

本発明の別の実施例では、除細動器中の高電圧コンデンサを充電する方法が提供され、同方法は第１の時間中に電源を用いて低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサにエネルギーを供給する段階と、第２の時間中に低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサから高電圧コンデンサにエネルギーを供給する段階とを含む。

本発明の更なる実施例では、除細動器から患者へチャージを行う方法が提供され、同方法は第１の時間中に電源を用いて低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサにエネルギーを供給する段階と、第２の時間中に低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサから高電圧コンデンサにエネルギーを供給する段階と、患者へチャージを行うために高電圧コンデンサを放電する段階とを含む。

本発明の上記及び他の目的及び利点は、添付の図面とともに好ましい実施例の以下の説明から明らかとなりより容易に理解されるであろう。

ここで、同様の参照番号が同様の素子を表す添付の図面に図示される本発明の好ましい実施例を詳細に参照する。実施例は、図面を参照して本発明を説明するために以下に説明する。

図７に示すように、本発明の実施例による高電圧供給装置１０００は、電圧制限器１００２と、低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサ１００４と、変圧器１００６と、高電圧コンデンサ１００８と、を有する。高電圧供給装置１０００は、図２に示すような体外除細動器、又は、図５に示すような体内除細動器のいずれにおける使用でも好適である。

電源１４０は、電圧制限器１００２を介して二重層コンデンサ１００４にエネルギーを供給する。電圧制限器１００２は、電流、従って、電源１４０からエネルギーが引き出されるレート、更には、ある時間に亘って二重層コンデンサ１００４に蓄えられる電圧を制限するために使用される切換モード変換器電流源である。しかしながら、電圧を制限する全ての機構が使用されてもよい。更に、電圧を制限する必要がない場合、電圧制限器１００２が使用される必要はない。

二重層コンデンサ１００４は、スーパーコンデンサ又は二重層コンデンサとして典型的には公知のコンデンサを一つ以上有し、一ファラッド、何十ファラッド、何百ファラッドといったような低等価直列抵抗（ＥＳＲ）、低インピーダンス及び高キャパシタンスを有する。図示する実施例では、合計で１６のスーパーコンデンサが二重層コンデンサ１００４内で使用される。これらスーパーコンデンサは直列に８つ、並列に２つになるよう配置される。本願で有用なスーパーコンデンサはＭａｘｗｅｌｌ ＰＣ−１０コンデンサである。二重層コンデンサ１００４は、小型のスーパーコンデンサを多数有する代わりに大型のスーパーコンデンサを有することも可能である。

より多くのエネルギーをより早く除去させるためにスーパーコンデンサの放電の第１の時定数が使用されることが更に好ましい。

動作中、除細動器はオンにされ、電源１４０は二重層コンデンサ１００４にエネルギーを蓄え、このとき電圧量は電圧制限器１００２によって調整される。高電圧供給装置１０００が端子２０８を介して患者に放電するとき、二重層コンデンサ１００４に蓄えられているエネルギーと電源１４０から利用できるエネルギーとは変圧器１００６を介して高電圧コンデンサ１００８を充電するために一緒に使用される。放電時には、高電圧コンデンサ１００８は端子２０８を通じて患者に電圧を供給する。

放電と放電の間、電源１４０は二重層コンデンサ１００４を再充電し始める。典型的には、二重層コンデンサ１００４の充電及び再充電は、起動後又は放電後から別のチャージを施す決定がなされるまでの時間であるドウェル時間中に行われる。ドウェル時間中、操作者、又は、図３に示す制御器１０６或いは図５に示す制御器３３０のような制御器は、更なるショックを与える必要があるか否かを決定する。ドウェル時間の後に更なるショックが与えられるべき場合、高電圧コンデンサ１００８は電源１４０及び二重層コンデンサ１００４を用いて再び充電される。同システムを用いると、電源１４０は高電圧コンデンサ１００８を充電するエネルギーを全て供給することを要求されず、電源はこのエネルギーを二重層コンデンサ１００４と一緒に供給することができる。これにより、より小型の電源１００４を使用することが可能となり、さもなければ電源１４０からのエネルギーの引き出しが減少される。

例として、高電圧コンデンサ１００８によって供給されるべきエネルギーの合計が２００ジュールであり、高電圧コンデンサ１００８を２３２ジュールに充電するのに必要な時間が４秒である場合、電源１４０は全ジュールをこの４秒の間に供給する必要がある。図４に示すような従来の装置を用いると、７７．３ワットの電源１４０が必要となる（充電効率が７５％とする）。しかしながら、本発明の実施例に従って二重層コンデンサ１００４を用いると、放電と放電の間のドウェル時間が約６秒と仮定すると、３０．９ワットの電源１４０は二重層コンデンサ１００４に１８５．２ジュールを蓄えることができる。従って、高電圧コンデンサ１００８が再充電されるとき、３０．９ワットの電力を有する電源１４０と４６．４ワットの利用できる電力を有する二重層コンデンサ１００４とから合わせて７７．３ワットの電力が利用できる。本例から明らかなように、二重層コンデンサ１００４を用いる３０．９ワットの電源１４０は７７．３ワットの電源１４０と同じくらいの充電電力を供給することができるが、電源１４０自体がより小さいためより小型、軽量、且つ、安価である。

第２の例として、高電圧コンデンサ１００８を充電するのにかかる時間量は本発明の実施例による二重層コンデンサ１００４を用いて相当減少され得る。例えば、３０．９ワットの線源又は２．１５アンペア能力の１４．４ボルト電池を用いて高電圧コンデンサ１００８に３０９ジュールのエネルギーを従来的に充電するには１０秒かかる。しかしながら、二重層コンデンサ１００４を用いると、６秒のドウェル時間中に同じ電源１４０を用いて１８５．２ジュールが二重層コンデンサ１００４に蓄えられ得る。この１８５．２ジュールが高電圧コンデンサ１００８の充電中に４秒で二重層コンデンサ１００４から取り除かれると仮定すると、電源１４０は高電圧コンデンサ１００８を２３２ジュールに充電するのに必要な３０９ジュールを一緒に供給するのに１２３．８ジュールだけを供給する必要がある。このように、同じ３０．９ワットの線源又は２．１５アンペア能力の１４．４ボルト電池を用いて、高電圧コンデンサ１００８は３０９ジュールを受けるのに従来の方法を用いると１０秒かかるが本発明の実施例によると４秒である。

本発明の別の実施例によると、高電圧コンデンサ１００８と二重層コンデンサ１００４との間の接続は対称的である。このようにすると、高電圧コンデンサ１００８中の電荷が患者に与えられない場合、放電されていないエネルギーが高電圧コンデンサ１００８から二重層コンデンサ１００４に単に戻されるため、図６に示すようなダンプ抵抗器４００は必要でなくなる。従って、高電圧コンデンサ１００８は熱を生成することなく放電される。

対称的な回路の例として、変圧器１００６がＤＣ対ＤＣのＨＶ変換器、又は、フライバック変換器の場合、一次側に自由型ダイオードを追加し、二次側に更なる切換器を追加することで双方向性になり得る。従って、エネルギーを発する必要があるとき、変換器は逆に作動され、二重層コンデンサ１００４がエネルギーを蓄え高電圧コンデンサ１００８が安全に放電する。

更に、二重層コンデンサ１００４中の電荷が公称電荷より上であるか否かを感知するよう除細動器が構成される場合、除細動器は二重層コンデンサ１００４がこの公称電荷よりも下の電荷を有するまで二重層コンデンサ１００４中のエネルギーを補充するための電源１４０を使用しない。このようにすると、高電圧コンデンサ１００８が二重層コンデンサ１００４に放電する場合、エネルギーが保存され電源１４０からの引き出しが更に減少される。

図８及び９は、本発明の別の実施例によるリード線のないリードレスパドル除細動器を示す。図示するように、除細動器の筺体２０００は電源２００３とパドル端子２００２とを有する。簡略化のために図示しないが、同除細動器の筺体２０００はＥＣＧ装置又は図２に示すような従来の除細動器にある他の同様の装置へのリード線を有してもよい。

リードレスパドルセット２００４は、ドッキング中に電源２００３がパドルセット２００４を充電するようエネルギーを供給するようにパドル端子２００２に収容される。パドルセット２００４は第１のパドル２１００と第２のパドル２２００とを有する。第１のパドル２１００は、高電圧コンデンサ２１５０を収容する。第２のパドル２２００は、充電回路２２５０及び一つ以上の二重層スーパーコンデンサを用いる低インピーダンス高キャパシタンス二重層コンデンサ２３００を収容する。二重層コンデンサ２３００は、ワイヤ２４００を通じて高電圧コンデンサ２１５０にエネルギーを供給する。

図示するように、二重層コンデンサ２３００は電源２００３を用いることなく高電圧コンデンサ２１５０にエネルギーを供給する。電源がないため、二重層コンデンサ２３００は図７に示す実施例よりもより多くのエネルギーを供給する必要がある。例えば、Ｍａｘｗｅｌｌ ＰＣ１０コンデンサのグループを用いる代わりにＭａｘｗｅｌｌ ＰＣ−１００コンデンサが使用されてもよい。

更に、二重層コンデンサ２３００は典型的には多数のスーパーコンデンサを使用し、このとき各スーパーコンデンサが一回の放電に使用され得る。これらスーパーコンデンサは個々のコンデンサから高電圧コンデンサ２１５０にエネルギーを選択的に供給するために従来のＨ−ブリッジと使用される。

図示しないが、変圧器、又は、治療の施行を補助するために除細動器の筺体２０００に、及び、筺体からＥＣＧ情報及び他の情報を通信する送信器のような追加アイテムがパドルセット１００４の中に含まれてもよいことが理解される。更に、高電圧コンデンサ２１５０にエネルギーを一緒に供給するために小型の電源が含まれてもよいことが理解される。

二重層コンデンサ２３００中のスーパーコンデンサの数は、気体チャージの数に関連する。典型的には、３つのチャージだけが実施されるとき、より多い数のスーパーコンデンサ、例えば、８のスーパーコンデンサが安全マージンのために設けられる。

本発明の幾つかの好ましい実施例を例示し説明したが、当業者は特許請求の範囲及びその均等物に本発明の範囲を定める、本発明の原理及び精神から逸脱することなく本実施例を変更し得ることを理解するであろう。

患者に治療を施すために操作者によって使用される従来の除細動器システムを示す図である。 除細動器とリード線によって取付けられているパドルセット又はパッドとを含む従来の携帯式体外除細動器システムを示す図である。 従来の除細動器を概略的に示す図である。 従来の高電圧供給装置を概略的に示す図である。 従来の体内除細動器を概略的に示す図である。 ダンプ抵抗器を含む従来の高電圧供給装置を概略的に示す図である。 本発明の実施例による高電圧供給装置を概略的に示す図である。 本発明の別の実施例によるリードレスパドルセットと使用する除細動器を概略的に示す図である。 本発明の別の実施例による低インピーダンス高キャパシタンスコンデンサと高電圧コンデンサとを含むリードレスパドルセットを概略的に示す図である。

Claims (4)

1. 電源及びパドル端子を有する筺体と、
   上記筺体と接続されないが上記パドル端子に収容されるよう大きさが決められる第１の及び第２のリードレスパドルと、
   上記第１のパドルに位置し、上記第１のパドルが上記パドル端子にドッキングされるとき上記電源からのエネルギーを蓄え、より小型の二重層コンデンサを有し、上記小型の二重層コンデンサの数が該除細動器によって行われる気体放電の数に従って決定される、低等価直列抵抗の低インピーダンス高キャパシタンスの二重層コンデンサと、
   上記第２のパドルに位置し、上記二重層コンデンサによって供給されるエネルギーを蓄え、蓄えられたエネルギーを患者に放電する高電圧コンデンサと、
   上記高電圧コンデンサを充電する上記第２のパドルに位置する充電回路と、
   を有する除細動器。
2. エネルギーを供給する電力供給手段と、
   上記電力供給手段から受けるエネルギーを蓄える第１の蓄電手段と、
   上記電力供給手段及び上記第１の蓄電手段から受けるエネルギーを蓄える第２の蓄電手段と、
   上記第２の蓄電手段から蓄えられたエネルギーを放電する放電手段と、
   を有する除細動器。
3. 上記電力供給手段から上記第１の蓄電手段に供給される電圧及び電流を制限する制限手段を更に有する請求項２記載の除細動器。
4. 上記第１の蓄電手段が上記放電手段の放電と放電の間のドウェル時間中にエネルギーを蓄える請求項３記載の除細動器。

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