JP2008514330A - 体外式除細動器 - Google Patents

Abstract

除細動器は、基板に取り付けられ及び誘電材料で固められ、除細動器の高電圧構成要素の一部を有するモジュールを有する。ある実施例では、除細動ショックは、ＩＧＢＴのような４個の制御可能なスイッチ半導体装置を利用する高電圧Ｈブリッジ回路により供給される。

Description

本発明は、一般に体外式除細動器に関し、より詳細には、除細動器の高電圧構成要素のための小型且つモジュラー設計を有する除細動器に関する。

突然の心臓停止（ＳＣＡ）は、ほとんどの場合、警告なしに生じ、心臓障害の病歴を有さない人々を襲う。米国だけで１日に１０００人以上の人が突然の心臓停止の犠牲になっている。ＳＣＡは結果として、心臓の電気部品がもはや正しく機能しないとき、不整脈を引き起こす。このような不整脈の１つである心室細動（ＶＦ）は、心臓内の異常な且つ速い電気的活動により引き起こされる。結果として、心臓は全身に血液を適切に送り出せない。ＶＦは、除細動器の使用を通じて患者の心臓に電気ショックを印加することにより治療され得る。

除細動器は、手動式除細動器、自動又は半自動体外式除細動器（ＡＥＤ）、除細動器／モニターの組み合わせ及びアドバイザリー除細動器を有する。除細動器により供給されたショックは、瞬間的な不全収縮を生成することにより、及び心臓の自然な歩調取り部位に通常の心調律を回復する機会を提供することにより、（「除細動」と称される過程で）心臓から異常な電気的活動を除去する。現在利用可能な体外式除細動器は、単相式又は二相式電気パルスの何れかを胸部に貼り付けた電極を通じて患者に供給する。単相式除細動器は、一方向の電流の電気パルスを供給する。また二相式除細動器は、先ず一方向の、そして次に反対方向の電流の電気パルスを供給する。患者の体外から供給される場合、これらの電気パルスは、高エネルギーパルス、標準的には小児患者に対する５０ジュールから大人に対する２００ジュールの範囲である。

体外式除細動器は、標準的に病院の緊急治療室、公共施設、及び救急医療車両に接地され使用される。現在利用可能な種々の体外式除細動器のうち、自動及び半自動体外式除細動器（ＡＥＤ）は、経験のない作業員により安心して使用され得るので、次第に普及してきている。このような除細動器はまた、特に軽量、小型、及び持ち運び可能であり、経験のある医療作業員が到着していない場合でさえ、患者を看護するために即時使用できる。これを実施するため、医療専門家の医療専門知識は、ＥＣＧ波形を分析し除細動するショックを患者に印加するかどうか及び印加する時を確実に決定するようプログラム可能な正確な情報処理装置に置き換えられなければならない。更にＡＥＤは、容易に持ち運べるよう出来る限り軽量且つ小型であることが望ましい。

これらの要件は、低電圧プロセッサー及び集積回路が、ショック供給回路の高電圧構成要素とＡＥＤパッケージを共有することを意味する。低電圧回路の妨害又は損傷を防ぐため、低電圧構成要素が十分に絶縁され高電圧構成要素から離されるよう、パッケージ内の構成要素の配置に注意を払わなければならない。一般にこれは、高電圧構成要素をユニットのプリント回路基板の高電圧構成要素のための領域に配置することにより、及び高電圧構成要素を低電圧構成要素及び導体から適切に分離する構成要素配置及び設計ルールに従うことにより、達成されてきた。残念なことに、これら設計ルールに従うと、ＡＥＤは要求に反し大型に作られる。

従って、ＡＥＤの構成要素を可能な限り小型に、また可能ならば設計ルールが指示するより更に小型にパッケージでき、しかしながら低電圧構成要素及び導体をユニットの高電圧導体及び構成要素からのアーク又は放電の危険に晒さないことが望ましい。

本発明の原理によると、ＡＥＤユニットの高電圧構成要素は、一緒にパッケージされ、そして高電圧構成要素を隔離し近くの低電圧構成要素及び導体への損傷を防ぐ非空気誘電体により、他の構成要素から分離される。非空気誘電体は、高電圧構成要素を、分離設計ルールが許容するより密にパッケージ可能にする。これは放熱の必要性を制限する高電圧構成要素の使用の低いデューティーサイクルにより支援される。

本発明の別の態様によると、患者に所望の周期及び極性でパルスを供給するために使用される高電圧ブリッジ回路は、主に又は全体にＩＧＢＴ装置により形成される。ＩＧＢＴ装置は、ブリッジ回路のスイッチング要素を制御可能にオフに切り替え可能にし、回路を歩調合わせのような関連する低電圧用途に使用可能にする。

本発明の実施例は、互いに近接して設置され及び誘電体で固められた除細動器の高電圧電子機器を有する小型高電圧モジュールを有する除細動器を対象とする。以下の記載では、本発明の種々の実施例を不要に曖昧にすることを避けるため、良く知られている回路は詳細に示されない。また、除細動器の内部動作と関連する良く知られている制御信号及び信号タイミングプロトコルも詳細に示されない。

図１は、本発明の実施例による体外式除細動器又はＡＥＤ１０の機能ブロック図である。ＡＥＤ１０は、用途に応じて高又は低電圧を供給可能な供給回路１２を有する。ＡＥＤ１０は、電源１４を更に有する。電源１４は、取り外し可能なバッテリー１６のようなエネルギー源により電力供給される。取り外し可能なバッテリー１６は、高電圧供給回路１２を有するＡＥＤ１０の構成要素に電力を供給する。マイクロコントローラー又はプロセッサー１８は、ＡＥＤ１０の種々の構成要素の動作を制御する。高電圧供給回路１２は、電気エネルギーのパルスを、電極連結器又はインターフェース２０及び患者用電極２２を介し、患者へ供給する。

心電図（ＥＣＧ）回路２４は、電極２２を通じて取得される患者のＥＣＧ信号を取得し及び前提条件を調整し、そしてシステムゲートアレイ２６を介しプロセッサー１８へ当該信号を送信する。システムゲートアレイ２６は、多くの除細動器機能（ユーザーインターフェース制御及び多くの内部機能を有する）を組み込み及びプロセッサー１８をＡＥＤ１０の他の構成要素と接続する特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）である。別個のシステムゲートアレイ又はＡＳＩＣ２６を設けることは、プロセッサー１８を他のタスクに集中可能にする。ＡＳＩＣ２６の機能は、プロセッサー１８により同様に実行される動作に含まれ得るか、又は離散論理回路構成要素又は別個の専用プロセッサーにより置き換えられ得る。

ＡＥＤ１０はまた、（取り外し可能なＰＣＭＣＩＡカード、ＳＤカード又はフラッシュメモリーのような）記憶装置３０、及びマイクロホン３２、音声スピーカー３４、ＬＣＤディスプレイパネル３６及び押しボタン制御部のセット３８のようなユーザーインターフェース構成要素を有する。当業者は、種々の他の構成要素（例えば、システムモニター及び関連状態表示器）がＡＥＤ１０に含まれて良いが、本発明の実施例の記載を不要に不明瞭にすることを避けるため示されないことを理解するだろう。

図１のＡＥＤの高電圧構成要素は、除細動に必要とされる高電圧を生み出す電源１４、及び高電圧を電極２２へ及び最終的に患者へ供給する供給回路１２にある。図２は、本発明の原理により構成されたＡＥＤの高電圧部分の概略ブロック図である。高電圧電源又は充電器４０は、除細動パルスの供給のため、エネルギー蓄積キャパシター４２を充電するよう動作する。高エネルギーパルスは、キャパシターの放電の電流を制限するよう機能する抵抗４８を経由して印加される。通常パルス供給の間、スイッチ９４及び９６は閉じ、エネルギー供給回路１２を患者に適用される電極２２と接続する。スイッチ９４及び９６は、安全スイッチであり、患者のＥＣＧ波形がモニターされている間にキャパシター４２が充電される場合に開かれ、充電中に患者及びＥＣＧ回路に誤って高電圧が放電されることを防ぐ。４個のスイッチ９０、９２、９８及び１００は、スイッチ９４及び９６と併せて、「Ｈブリッジ」構成で使用される。二相パルスが患者へ供給される場合、スイッチ９０及び１００は閉じられ、スイッチ９２及び９８は開かれたままである。高電圧エネルギーは、従って閉じられたスイッチを通じて左の電極２２から、そして患者を通じて右の電極２２’へ流れる。二相パルスの第１の位相が供給された後、スイッチ９０及び１００を開き且つスイッチ９２及び９８を閉じることにより、当該パルスの第２の位相が供給される。高電圧電流は、従って患者を通じて反対方向へ、電極２２’から、患者を通じて、そして電極２２を通じて流れる。従って、Ｈブリッジ供給回路は、それにより二相パルスが患者へ供給され得る手段である。

また、電極２２はＥＣＧフロントエンド回路５０と接続され、従って電極２２は、除細動パルスが供給されていない場合に患者のＥＣＧ波形を検出するために使用される。患者のＥＣＧ波形が検出されそして分析される場合、安全スイッチ９４及び９６は開かれ、そして患者のＥＣＧ信号は、インピーダンス５２及び５４を渡り、１つ以上のＥＣＧ入力増幅器の入力に印加される。

図示された実施例の供給回路１２はまた、直列インダクター４６を有する。直列インダクター４６は、抵抗４８と一緒に、印加高電圧パルスの電流上昇率を制限するよう機能する。ダイオード４４は、パルスの第１の位相の終了時のように供給回路内の電流がオフに切り替えられる時はいつでも、インダクター４６のインダクタンスをクランプする。ダイオード４２は、パルスの第１の位相の終了時に患者への電極線のインダクタンスをクランプする。

ある実施例では、スイッチ９０、９２、９８及び１００は、機械スイッチではなく、固体スイッチ装置である。この実施例では、スイッチ９０、９２、及び９８は、ＳＣＲ（シリコン制御整流器）であり、スイッチ１００はＩＧＢＴ（絶縁ゲートバイポーラトランジスタ）である。安全スイッチ９４及び９６が閉じられると、二相パルスは、先ずＳＣＲ９０及びＩＢＧＴ１００を導電性状態に切り替えることにより、患者へ供給される。ここで、正パルスが制御された減衰を経た後、電流の初期上昇が起こる。正パルスの所定時間の後、ＩＧＢＴ１００は開かれ、そして正パルスの電圧及び電流はゼロに下降する。ＳＣＲ９０は、次に遮断状態へ戻る。その後直ぐに、ＳＣＲ９２及び９８は導電性状態へ切り替えられ、そして負パルスの急激な上昇が起こり、次に当該パルスの制御された減衰が続く。負パルスの所定期間の後、ＳＣＲ９０は導電性にされ、患者に印加される電流及び電圧を再びゼロにする。電流の流れが止まると、ＳＣＲはオフに切り替わり、そして遮断状態へ戻る。Ｈブリッジは従って、Ｈブリッジの初期状態にあり、次のパルスシーケンスに備える。

本発明の原理によると、高電圧キャパシター充電回路、高電圧供給回路及びＨブリッジ回路の高電圧構成要素は、高電圧モジュール内にまとめられる。図示された実施例では、モジュールは多層回路基板を有する。多層回路基板の上には、Ｈブリッジ半導体スイッチ及びダイオード、絶縁変圧器及び半導体スイッチの制御回路、及び変圧器及び高電圧キャパシター充電回路のダイオードが取り付けられる。図示された実施例は、標準的な個別の表面実装半導体パッケージ、制御回路及び絶縁変圧器を利用する。図示されたモジュールはまた、変圧器の巻線のために回路基板にエッチングされた導体を利用するキャパシター充電器の平面型変圧器を統合する。当該モジュールをエポキシ、ウレタン、シリコン、アクリル又はポリエステル樹脂のような誘電体内にカプセル化することにより、アークを防ぐために必要な沿面距離及び空間距離は低減でき、より小型なパッケージを可能にする。複数の高電圧構成要素を単一のモジュール内に統合することにより、ただ１つの埋め込みカップ及びカプセル化過程が必要とされ、システム製造のコストを低減する。

図３を参照すると、本発明の原理により構成された高電圧モジュールの構成要素が実線で示される。モジュールは、破線で示された他の構成要素と接続されるＡＥＤシステム回路基板（示されない）上に取り付けられる。Ｐ１からＰ１４にラベル付けされた１４本のピンは、高電圧モジュールの回路を他の導体及びＡＥＤの構成要素と接続するために用いられる。図の左側は、充電回路４０であり、１次コイル６２及び２次コイル６４及び６６を有する変圧器を有する。２次巻線は、浮遊容量が平衡される対称設計を提供するダイオード７２、７４及び７６により分離される。図示された実施例では、充電変圧器は、平面型変圧器として形成される。平面型変圧器では、コイル６２、６４及び６６は、モジュールプリント回路基板のエッチングされた銅の向かい合う領域により形成される。モジュールプリント回路基板の周りでは、変圧器磁心を形成するフェライト磁心の各半分が固定される。高電圧キャパシター４２は、モジュールのピンＰ３及びＰ４と接続される。ピンＰ４及びＰ５は、外部電流制限抵抗４８及びインダクター４６と接続される。クランピングダイオード４４は、モジュールに設置され、ピンＰ４及びＰ５の間に接続される。

本発明の更なる態様によると、この実施例では、スイッチング装置９０、９２、９８及び１００は、４個の半導体ＩＧＢＴ装置８０、８２、８８及び１００により設けられる。高電圧ＩＧＢＴ装置は、望ましくは２０００ボルトを超える定格電圧で用いられる。ＩＧＢＴを全てのスイッチング装置に使用することは、２−２００ジュールの全範囲にわたりエネルギー供給のより良い制御を提供する。ＩＧＢＴは、非常に低い電流レベルにおいて導電性のままであり、そしてオフへの切り替えが制御可能である。これは、十分な電流供給が可能な限りずっと導電性のままであるＳＣＲと対照的である。オンに切り替えられると、ＳＣＲは少なくとも最小ホールド電流が維持される限りずっと導電性のままである。ＳＣＲは、電流供給が装置の最小ホールド電流より下に減少するまで、オフに切り替わらない。ＩＧＢＴをＨブリッジのスイッチング装置に使用することは、本発明の実施例を、除細動に加え歩調合せのようなより低い電圧の用途に使用可能にする。ＩＧＢＴはまた、急激な電流及び電圧の上昇に対する感度がＳＣＲほど良くない。上側の対であるＩＧＢＴ８０及び８２のコレクターは、ピンＰ５と結合され、高電圧及び電流を高電圧キャパシター４２から受信する。ＩＧＢＴ８０及び８２のエミッターは、電極２２と接続するピンＰ９及びＰ１０と結合される。シャントダイオード１０２及び１０４は、ＩＧＢＴ８０及び８２のコレクター−エミッター経路の両端に結合される。ＩＧＢＴは、ＩＧＢＴ８０及び８２のゲートと結合されたゲート駆動変圧器を有する駆動回路により制御される。Ｈブリッジ回路の下側の２つのＩＧＢＴ８８及び１００は、上側のＩＧＢＴ及び基準電位と結合されたピンＰ１４の間に結合される。

図４は、単一の高電圧モジュール１５０にまとめられた、図３の高電圧回路構成要素を図示する。（米国の１セントピースがモジュールの後ろに示され、閲覧者がモジュールの大きさを読み取るのを可能にする。）構成要素は、この実施例では多層プリント回路基板１４０である基盤に取り付けられる。接続ピンＰ１−Ｐ１４は、この図では基盤４０から上方へ伸びるように見える。この実施例では、構成要素は、対称配置のプリント回路基板の両側に取り付けられる。平面型変圧器６０は、基板１４０の左側に設置される。白いプラスチックの薄いディスクは、プリント回路基板の左側にエッチングされた変圧器コイルの絶縁部であり、部分的に見える。白いプラスチックディスクは、この図ではディスクを覆うように固定されたフェライト磁心の半分により大部分が見えない。フェライト磁心は、平面型変圧器の磁心の一部を形成する。ピンＰ６、Ｐ７、Ｐ１１、Ｐ１２、Ｐ１４の後ろには、トリガー回路の表面実装構成要素に加え、ＩＧＢＴトリガー回路１１２の絶縁変圧器の１つがある。基板の裏面には、３個のダイオード７２、４４及び１０２がある。基板の右側には、ＩＧＢＴ装置の２つ８０及び８２がある。

図５は、プリント回路基板１４０の裏面を示す。平面型変圧器６０の他の半分は、図の最上部に見られ、フェライト磁心６８の他の部分を有する。モジュールの他の３個のダイオード７４、７６、１０４は、最初の３個のダイオードと反対に、基板の他の側に取り付けられる。トリガー回路１１０の絶縁変圧器は、基板の中央に見られ、基板の他の側にある絶縁変圧器と向かい合う。ＩＧＢＴ装置８８及び１００は、基板の他の側にあるＩＧＢＴ装置と向かい合わせに取り付けられる。

図６では、取り付けられた構成要素を有するプリント回路基板１４０は、プラスチックの埋め込みカップ１３０内に示される。１４本のピンは、この図では全てＰとラベル付けされ、この図では埋め込みカップの端１３２の上方へ伸びている。埋め込みカップ１３０は、図７に示されるように、基板及び高電圧構成要素を完全にカプセル化する埋め込み用樹脂１６０で満たされる。埋め込み用樹脂は、従って全ての高電圧構成要素の周り及び間に絶縁誘電体を設ける。埋め込まれた基板及び構成要素は、埋め込みカップから除去されそしてその構成で使用され得る。図示された実施例では、埋め込み基板及び構成要素は、埋め込みカップに残される。そして埋め込みカップ１３０を有する高電圧モジュール１５０の全体は、ＡＥＤシステムのプリント回路基板に取り付けられる。モジュールは、小型でありシステムのプリント回路基板で構成要素が個別実装されるより少ない空間を要する。また埋め込みカップ及び誘電体埋め込み用樹脂は、絶縁層を設け、高電圧構成要素と近くの低電圧端子、導体、及び構成要素との間のアークを防ぐ。

他の実施例は、当業者により直ちに考案される。例えば、スイッチング装置をＨブリッジ回路内に配置する代わりに、ブリッジの片側に２つのスイッチング装置及びブリッジの他の片側に２つのキャパシターを有するハーフブリッジ回路が用いられて良い。

本発明の実施例による体外式除細動器の機能ブロック図である。 図１の除細動器に含まれる高電圧供給回路の機能ブロック図である。 本発明の原理によるモジュラーにパッケージされた高電圧構成要素を示す概略図である。 本発明の実施例による高電圧モジュールの一方の側の透視図である。 図４の高電圧モジュールの第２の側の透視図である。 埋め込みカップ内に位置付けられた図５の高電圧モジュールの透視図である。 埋め込み材料により固められた図５の高電圧モジュールの透視図である。

Claims (18)

1. 体外式除細動器であって：
   エネルギーを患者へ供給する患者用電極の対；
   前記電極により受信された信号に応答し、ＥＣＧ信号を処理するプロセッサー；
   高電圧電気エネルギーを蓄積するエネルギー蓄積装置；
   前記エネルギー蓄積装置を充電する充電回路；及び
   非導電状態に制御可能に切り替え可能な前記電極と結合された複数の半導体装置を有し、エネルギーを前記エネルギー蓄積装置から前記電極へ供給するブリッジ回路、を有する体外式除細動器。
2. ブリッジ回路は、Ｈブリッジを有し、前記Ｈブリッジは、
   前記エネルギー蓄積装置と電極との間に結合された高電圧導電性経路それぞれを有する第１及び第２の半導体装置；及び
   電極と基準電位との間に結合された高電圧導電性経路それぞれを有する第３及び第４の半導体装置、を有する、請求項１記載の体外式除細動器。
3. 前記半導体装置は、バイポーラトランジスタを有する、請求項１記載の体外式除細動器。
4. 前記半導体装置は、高電圧絶縁ゲートバイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）を有する、請求項３記載の体外式除細動器。
5. 前記ＩＧＢＴは、２０００ボルトを超える定格電圧を有する、請求項４記載の体外式除細動器。
6. 前記プロセッサーに応答する制御回路を更に有し、
   前記半導体装置は、制御電極を有し；
   前記制御回路は、前記半導体装置の前記制御電極と結合され；及び
   前記制御回路は、前記半導体装置を非伝導状態に切り替え可能である、請求項１記載の体外式除細動器。
7. 前記半導体装置は、ＩＧＢＴを有し；及び前記制御電極は、前記ＩＧＢＴのゲート電極を有する、請求項６記載の体外式除細動器。
8. 前記半導体装置は、プリント回路基板に取り付けられる、請求項１記載の体外式除細動器。
9. 前記プリント回路基板及び半導体装置は、誘電材料に固められる、請求項８記載の体外式除細動器。
10. 除細動器回路基板を更に有し、前記除細動器回路基板の上には、前記プロセッサーが取り付けられ；
    前記固められたプリント回路基板及び半導体装置は、高電圧モジュールを有し；
    前記高電圧モジュールは、前記除細動器回路基板に取り付けられる、請求項８記載の体外式除細動器。
11. 前記充電回路の少なくとも１つの構成要素は、前記除細動器回路基板上に設置される、請求項１０記載の体外式除細動器。
12. 前記除細動器回路基板上に設置された前記充電回路の構成要素は、変圧器である、請求項１１記載の体外式除細動器。
13. 前記変圧器は、平面型変圧器である、請求項１２記載の体外式除細動器。
14. 前記高電圧モジュールは、前記高電圧プリント回路基板に電気的に接続された、前記高電圧モジュールを前記除細動器回路基板と電気的に接続する複数のピンを更に有する、請求項１０記載の体外式除細動器。
15. 前記ブリッジ回路は、ハーフブリッジ回路を有する、請求項１記載の体外式除細動器。
16. 前記ハーフブリッジ回路は、患者用電極と結合された第１及び第２の半導体装置；及び
    前記半導体装置と並列に結合された第１及び第２のキャパシター、を有する、請求項１５記載の体外式除細動器。
17. 前記半導体装置は、バイポーラトランジスタを有する、請求項１６記載の体外式除細動器。
18. 前記半導体装置は、高電圧絶縁ゲートバイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）を有する、請求項１７記載の体外式除細動器。

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