JP2013501564A - 心臓刺激装置に用いられる非磁性高電圧充電システム - Google Patents

心臓刺激装置に用いられる非磁性高電圧充電システム Download PDF

Info

Publication number
JP2013501564A
JP2013501564A JP2012524304A JP2012524304A JP2013501564A JP 2013501564 A JP2013501564 A JP 2013501564A JP 2012524304 A JP2012524304 A JP 2012524304A JP 2012524304 A JP2012524304 A JP 2012524304A JP 2013501564 A JP2013501564 A JP 2013501564A
Authority
JP
Japan
Prior art keywords
cardiac
electrical
terminal
storage element
defibrillator
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
Application number
JP2012524304A
Other languages
English (en)
Other versions
JP5955768B2 (ja
Inventor
ロナルド ピー コンシリオ
ハロルド ジェイ ケイツ
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips NV
Koninklijke Philips Electronics NV
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 Koninklijke Philips NV, Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of JP2013501564A publication Critical patent/JP2013501564A/ja
Application granted granted Critical
Publication of JP5955768B2 publication Critical patent/JP5955768B2/ja
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39Heart defibrillators
    • A61N1/3925Monitoring; Protecting
    • A61N1/3931Protecting, e.g. back-up systems
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39Heart defibrillators
    • A61N1/3975Power supply
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/362Heart stimulators
    • A61N1/37Monitoring; Protecting
    • A61N1/3718Monitoring of or protection against external electromagnetic fields or currents
    • AHUMAN NECESSITIES
    • A61MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61NELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/38Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
    • A61N1/39Heart defibrillators
    • A61N1/3975Power supply
    • A61N1/3981High voltage charging circuitry

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

心臓除細動器は、除細動電極パッドと接続され又は接続されるように構成された電気ワイヤ又は端子24と、蓄電素子52及び心臓除細動ショックを供給するために有効な電圧に蓄電素子を充電するように構成された圧電トランス50を有する電気回路32、32a、32bと、を有する。電気回路は、電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するために電気ワイヤ又は端子を通して蓄電素子を放電させるように構成される。

Description

本発明は、医用技術、磁気共鳴技術及び関連技術に関する。
磁気共鳴(MR)は、MRイメージング及びMRスペクトロスコピーのような医学的診断を実施するのに有用な技法である。これらの技法は、概して、0.1―7.0テスラのレンジの静磁界を生成する主磁石を有するMRスキャナを用いるが、より高い又はより低い磁界も使用可能である。主磁石は、概して、抵抗性又は超電導の巻線を用いる電磁石であり、例えばソレノイド構造、オープンボア垂直構造等のさまざまな構造を有することができる。他の電磁石は、磁界勾配を静(B)磁界に選択的に重ねるために、磁界勾配コイルとして動作するように構成される。任意のシムコイルは、シム磁界を静(B)磁界に課す。ラジオ周波数サブシステムは、(i)被検体に磁気共鳴を励起するために、磁気共鳴周波数のラジオ周波数電磁界を生成し、(ii)励起に応じて被検体から磁気共鳴信号を受信する、ように構成される。さまざまなパルスシーケンスが、磁気共鳴を生成し、生成される磁気共鳴を空間的に制限し、符号化し、操作し又は無くし、磁気共鳴を検出し、他のMRイメージング又はスペクトロスコピー関連の操作を実施するために、磁界勾配コイル及びラジオ周波数サブシステムによって実現されることができる。
MRスキャナは、実質的な浮遊磁界及びラジオ周波数妨害(RFI)を生成し、一般に、MRスキャナを近傍の電子システムから隔てるために遮蔽された専用のMR室に収容される。磁性体は、MRスキャナ磁石の方へ引き寄せられる可能性があり、時々破局的な結果を伴うので、安全プロトコルが、このような磁性体がMR室に持ち込まれる可能性を制限するために使用されている。このようなプロトコルの下で、MRは、多様な医用アプリケーションのために安全に且つ有用に使用されることができる。
しかしながら、一部の患者は、MRイメージング又はスペクトロスコピーがストレスの多いプロシージャであると思う。残念な結果は、MRプロシージャを受けている患者が心停止を経験することがあることである。原則として、誰でも、いつでも心停止を経験しうる;実際、心停止は、実質的に、病気の人、高齢者、入院患者等に一層生じやすく、人が、例えば深刻な健康問題を表し又は明らかにしうるMRプロシージャのためにMRスキャナの閉じた又は制限されたボアに挿入されるときのように、ストレスの多い経験を受けているときに一層生じやすい。要するに、MRプロシージャを受けている患者は、一般集団の構成員と比較して、心停止を経験する可能性が実質的に高くなる。
心停止を経験している患者は、自動体外除細動器(AED)のような心臓除細動器を使用して蘇生されることができる。除細動器の早急な適用を含む即座の緊急時応答は、成功裏の患者蘇生のために極めて重要であることが知られている。除細動ショックを心停止被害者に供給する際の遅延は毎分10ずつ生存可能性を低下させるとみられている。http://aed.com/faqs/#q03(最終アクセス2009年7月24日)を参照されたい。この緊急性の観点で、心停止の場合に除細動器が直ちに適用されることができるように、例えば仕事場、学校、教会等の「非医療」ロケーションでも操作可能な除細動器を保持することが奨励されている。
しかしながら、除細動器は、これが安全プロトコルに違反するので、MR室に持ち込まれることができない。その代わり、MRプロシージャの間に心停止を経験する患者は、MRスキャナボアから引き出され、寝台又は他のMR患者支持器具から搬送用車輪付き担架に移され、MR室から、除細動が患者に安全に適用されることができるロケーションへ運び出される。貴重な数秒又は数分が、この一連の動作の間に失われることがあり、こうして、成功裏の患者蘇生の可能性を大幅に低下させる。心肺蘇生(CPR)は、患者搬送の間、有利に適用されることができるが、MRスキャナボア内から除細動が適用されうるロケーションまで患者を搬送する間に絶え間なくCPRを適用することは困難である。更に、CPRは、一般に、心停止を経験している患者を蘇生させるのではなく、単に若干の血流量を脳及び他の重要な臓器へ供給するだけであり、これは、組織損傷の発生を遅延させることが知られている。更に、病弱の又は高齢者の患者に対しCPRを適用することは、打撲傷、肋骨骨折又は他の物理的外傷を引き起こすことがありうる。本発明は、上述した問題その他を克服する新しい改善された装置及び方法を提供する。
開示される1つの見地によれば、心臓除細動器は、除細動電極パッドと接続され又は接続されるように構成された電気ワイヤ又は端子と、蓄電素子及び心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に蓄電素子を充電するように構成された圧電トランスを有する電気回路であって、電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するために電気ワイヤ又は端子を通して蓄電素子を放電させるように構成された電気回路と、を有する。
開示される別の見地によれば、上の段落の心臓除細動器は、(i)電気ワイヤ又は端子において受信される心電図(ECG)信号に基づいて心臓状態を判定し、(ii)判定された心臓状態が心臓停止を示す場合、電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するように電気回路を動作させる、ように構成された自動制御回路を更に有し、心臓除細動器は、自動体外除細動器(AED)を規定する。
開示される別の見地によれば、心臓除細動器は、除細動電極パッドと接続され又は接続されるように構成された電気ワイヤ又は端子と、蓄電素子及び磁性体を含まず、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に蓄電素子を充電するように構成されたトランスを有する電気回路であって、電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するために電気ワイヤ又は端子を通して蓄電素子を放電させるように構成された電気回路と、を有する。
開示される別の見地によれば、磁気共鳴設備は、磁気共鳴スキャナと、磁気共鳴スキャナを収容する遮蔽された部屋と、遮蔽された部屋に配置された、上述の3つの段落のうち任意の1つに記載の心臓除細動器と、を有する。
開示される別の見地によれば、装置は、心臓と電気的に通信するように構成された電気ワイヤ又は端子と、蓄電素子及び蓄電素子を充電するように構成された圧電トランスと、を有する電気回路であって、心臓に電気刺激を供給するために電気ワイヤ又は端子を通して蓄電素子を放電させるように構成された電気回路と、を有する。
1つの利点は、MR共存性をもつ除細動器を提供することにある。
別の利点は、MRプロシージャを受けている患者の心停止の発生と、救命の可能性をもつ心臓除細動の開始との間の遅延を低減することにある。
別の利点は、磁界に対する感受性を実質的にもたない心臓電気刺激用の電気装置を提供することにある。
他の利点は、以下の詳細な説明を読み理解することにより、当業者に明らかになる。
遮蔽された部屋に配置されたMRスキャナを有し、更に心臓除細動器を含むMR設備を概略的に示す図。 図1の除細動器を概略的に示す図。 図2の電気回路の適切な実施形態を概略的に示す図。 図2の電気回路の適切な実施形態を概略的に示す図。
図1を参照して、磁気共鳴設備は、遮蔽された部屋12(図1に点線のボックスとして概略的に図示する)に配置された磁気共鳴(MR)スキャナ10を有する。図示される磁気共鳴スキャナ10は、Koninklijke Philips Electronics N.V.(アイントホーヘン、オランダ)から入手可能なAchieva MRスキャナである。しかしながら、本質的に、いかなるMRスキャナが使用されてもよい。当分野において知られているように、MRスキャナ10は、MRスキャナ10のボアB内に強磁界を生成する。ボア内の磁界は、MRスキャナ10の設計に依存するが、一般に、約0.1テスラ乃至7.0テスラ又はそれ以上のレンジにある。更に、浮遊磁界が、ボアBの外側の大きな距離に延在することが予期される。MRスキャナ10は、ラジオ周波数妨害(RFI)に対しても感受性があり、他の近傍の電子システムを妨害することが可能なRFIを生成しうる。遮蔽された部屋12は、RFIに対する電磁シールドを提供するとともに、任意には、浮遊磁界が遮蔽された部屋12の境界を超えて通り抜けることを防ぐための磁気シールドをも含む。ドア又は他の入口14は、遮蔽された部屋12へのアクセスを提供する。ただ1つの入口14が図示されているが、複数の入口が更に企図される。イメージングされる被検体は、入口14を通ってMRスキャナ10へ運ばれ、MRスキャナ10の寝台又は他の被検体支持体16上に配置される。被検体支持体16は、一般に、平行移動可能なパレット(詳細に図示せず)を有し、パレットは、被検体支持体16に配置された被検体が、MRイメージング、MRスペクトロスコピー又は別のMRプロシージャのためにボアBへ平行移動され、その中に正確に位置付けられることを可能にする。
好適には、安全プロトコルは、遮蔽された部屋12の中でどのようなアイテムが許容されるかを指示する。安全プロトコルは、磁性体がMRスキャナ10と不利益に相互作用しうる可能性のため、磁性体を含むアイテムを除去する。安全プロトコルは、医療上の患者、医学的スクリーニング被検体、獣医学上の被検体、考古学的なミイラのような無生物の被検体、又はMRスキャナ10を使用するMRプロシージャを受けるために選択されうる他の被検体にも及ぶ。医療設備のための一般的な安全プロトコルは、(1)可能性のある外科的インプラント(ペースメーカ、整形外科インプラント等)に関して被検体に質問すること、(2)遮蔽された部屋12に入る前に、患者からすべての金属の除去を必要とすること、(3)プロシージャ(1)及び(2)によって不注意に見のがされうる金属を検出するために入口14で金属検出器(図示せず)を用いること、を含みうる。上述の安全プロトコルは、磁性体だけでなく、より一般的には、如何なる金属又は他の導電性材料をも除去することが意図される。この理由は、ボアB内に配置される導電性材料は、時間変化する磁界によって生成される渦電流を支持することがあり、これは、加熱を引き起こし、おそらく被検体を負傷させることになりうるからである。
図示されるMR設備は、心臓除細動器20を更に有する。心臓除細動器は、心停止を経験している患者に心臓除細動ショックを供給するように構成される機器である。このために、心臓除細動器20は、電気ワイヤ又は端子24を介して心臓除細動器20と接続され又は接続されるように構成された一対の電極パッド22を有する。電極パッド22は、胴と電気的に外部接触するように構成され、任意には胴へのしっかりした取り付けのために接着機能又は他の固定機能(図示せず)を有する。胴は、一般に、人が心停止を経験している場合、人間の胴であるが、獣医学上の被検体が心停止を経験している場合、イヌ科の、ネコ科の又は他の胴が更に企図される。電極パッド22の数(及びゆえに対応する電気ワイヤ又は端子24の数)は、被検体の胴を横切って除細動を供給することを可能にするために、一般に2であるが、例えば電気ショックの所望のパターンを供給するために、3又はそれより多くの電極パッド(及び対応する電気ワイヤ又は端子)の使用が更に企図される。電気ワイヤ又は端子24は、(モジュール式の又は交換可能な電気パッドの場合のように)電極パッド22のケーブルが着脱可能に接続される電気コネクタ(例えばソケット等)を有することができ、又は(「ハードワイヤード」電極パッドの場合のように)電極パッド22と電気的に接触して永久的に固定される導電性ワイヤでありうる。
図示される心臓除細動器20は、自動体外除細動器(AED)である。AEDは、(i)電極パッド22を介して電気端子24において受信される電気信号に基づいて心臓状態を判定し、(ii)判定された心臓状態が心停止を示す場合、電気端子24を通して心臓除細動ショックを供給する、ように構成される電気回路を有する心臓除細動器である。図示されるAEDは、操作上の命令をユーザに伝えるために、ディスプレイ26の形のユーザインタフェースを更に有する。ユーザインタフェースは、例えば、除細動が適当かどうかをユーザに知らせることができ、そうである場合、除細動ショックを如何にして適用するかに関してユーザに命じることができる(例えば、除細動ショックが送り出される際に誰も被検体に触れるべきでないことをユーザに伝える)。図示されるディスプレイ26の代わりに又はそれに加えて、ユーザインタフェースは、オーディオスピーカ又は他の出力装置を有することができ、及び任意には、1又は複数のボタン、キー又は他のユーザ入力装置を有することができる。例えば、図示されるディスプレイ26と組み合わせて、AED20は、ユーザが除細動ショックを適用するために押すべきボタン28を有することができる。ユーザインタフェースは更に、操作上の命令を自動的に言葉でユーザに伝えるために、音声シンセサイザを用いることができる。
図1を引き続き参照し、図2を更に参照して、心臓除細動器20は、説明的な例において電源、すなわちバッテリ30を有し、電源は、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧を生じさせ、電気ワイヤ又は端子を通して心臓除細動ショックを供給するために電気ワイヤ又は端子24を通じて電圧を放電させる電気回路32を駆動する。ここに開示されるように、電気回路32を非磁性であるように(すなわち非磁性体及び特に非強磁性体を使用するように)構成することによって、心臓除細動器20は、MR共存性をもつようにされ、MRスキャナ10を収容する遮蔽された部屋12に保管されることができる。図1の図示において、心臓除細動器20は、邪魔にならないようにするため、また更に、患者が心停止を経験する場合に直ちにアクセスできるようにするために、遮蔽された部屋12の内部の壁に取り付けられる。心臓除細動器をテーブル上に配置する等のように他の取り付け構造が更に企図される。
例示のAED20の自動化された見地を実現するために、自動制御回路34は、適切なパワー変換器36を介してバッテリ30によって電力供給されるとともに、(i)電気ワイヤ又は端子24において受信される電気信号に基づいて心臓状態を判定し、(ii)判定された心臓状態が心停止を示す場合、電気ワイヤ又は端子24を通して心臓除細動ショックを供給するように電気回路32を動作させる、ように構成される。例示の自動制御回路34は、1又は複数のメモリチップ、リードオンリメモリ(ROM)、消去可能ROM(EPROM)又はプロセッサによって実行されるファームウェア命令を記憶するもの;ECG信号を読み込むためのアナログ‐デジタル(A/D)変換器、その他のような関連する回路を有するマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラとして具体化される。
電気ワイヤ又は端子24が心臓状態を判定するためのセンサリード及び除細動ショックを供給するための電気導体の両者として動作することを可能にするために、スイッチ40a、40b、40c、40dは、電気ワイヤ又は端子24を、(除細動ショックを供給するための)電気回路32又は自動制御回路34の心電計(ECG)入力部42のいずれかと選択的に接続する。
動作中、自動制御回路34は、ECG入力部42を電気ワイヤ又は端子24と接続するようにスイッチ40a、40b、40c、40dをセットし、被検体が心停止の状態にあるかどうか判定するためにECGを解析する。この解析が心停止を示す場合、自動制御回路34は、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧を生じさせるように電気回路32を動作させ、除細動が適用されるべきであることをディスプレイ26を介してユーザに知らせ、任意には他の命令を提供し、例えば除細動の最中は被検体に触れないようにユーザに命じる。電気回路32が充電されると、自動制御回路34は、電気回路32をワイヤ又は端子24に接続するようにスイッチ40a、40b、40c、40dをセットし、ディスプレイ26が、除細動ショックを適用するためにボタン28を押すようにユーザに教示するようにする。ユーザがボタン28を押すと、電気回路32は、電気ワイヤ又は端子24及び心停止を経験している被検体の胴を通じて、心臓に除細動ショックを供給するために、ワイヤ又は端子24を通して放電する。除細動ショックが送り出された後、自動制御回路34は、ECG入力部42と電気ワイヤ又は端子24を再接続するようにスイッチ40a、40b、40c、40dをリセットし、再び、被検体が今もなお心停止の状態にあるかどうか判定するためにECGを解析する。被検体が今もなお心停止の状態にある場合、自動制御回路34は、再び、電気回路32に、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧を生じさせ、別の除細動ショックを供給するようにユーザに命じることを続ける。
図1及び図2に示される心臓除細動器20はAEDである。しかしながら、心臓除細動器20が、ECGモニタリング及び解析又はユーザ命令を提供しない、より従来の(又は代替としてより自動化されていない)装置であることが更に企図される。例えば、心臓除細動器は、ECG、ユーザインタフェースコンポーネント26、28、スイッチ40a、40b、40c、40dを省くことができ、電気回路32に、心臓除細動ショックを供給するのに有効な充電を生じさせ、除細動ショックを供給するためにワイヤ又は端子24を通して放電させるために十分な簡略化された制御回路を有することができる。
除細動器内の磁性体の包含は、一般に、除細動器がMRスキャナ10を収容する遮蔽された部屋12へ入ることを不適とする。これは、磁性体がMRスキャナ10の磁界と不利益に相互作用することが可能であるという懸念による。例えば、磁性体は、ボアBに強制的に引き寄せられ、ボア壁に大きな力で衝突することがあり、従って、MRスキャナ10及び/又は除細動器に損傷をもたらし、及び/又はボアBにたまたま配置されている任意の被検体を負傷させることがある。更に、除細動器は、浮遊磁界が存在する場合に適切に動作することに失敗する可能性があることが分かっている。実際、約0.1Tの低さの磁界は、トランスの鉄芯の飽和を引き起こし、ゆえに除細動器の故障に至ることがある。比較的低い磁界は、異常なトランス動作を生じさせ、除細動器の動作を損なうことがある。心停止事象の間に使用される除細動器の誤動作又は故障は望ましくない。
従って、心臓除細動器20は、ほとんど磁性体を含まず、好適には磁性体を含まない。具体的には、電気回路32は、強磁性コアを含む従来のトランスを用いない。更に、空芯トランスは、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧を速やかに生じさせるために効果的でないので、電気回路32は、空芯トランスを用いない。
図3及び図4を参照して、適切な電気回路32a、32bの2つの実施形態が図示され、これらのいずれも、図1及び図2の心臓除細動器20の電気回路32として使用されることができる。両方の例示の電気回路32a、32bにおいて、圧電トランス50は、蓄電素子52、すなわち図3の実施形態の蓄電キャパシタを、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に充電するように構成される。圧電トランス50は、有利には、磁性体又は強磁性体を含まず、周囲磁界によって飽和されうる磁芯を有しない。一般に、圧電トランスは、強磁界に引き寄せられず又は強磁界の影響を受けない。圧電トランスは、強い圧電効果を呈する、セラミック材料若しくは他の材料又は材料のアセンブリ(例えば多層構造)を含む。強い圧電効果を呈するこの材料又は材料のアセンブリは、本明細書において圧電コア54と称される。入力交流電圧は、圧電トランス入力端子56を通じて圧電コア54に印加される。圧電コア54の強い圧電効果は、入力交流電圧を機械的振動に変換する。これらの振動は、圧電コア54と更に結合される出力端子58において、より高い電圧の電気出力に変換され、これは、段階的な圧電トランス出力である。圧電トランス50として使用される適切な圧電トランスは、Noliac North America(アトランタ、ジョージア州、米国)から入手可能な多層Rosen圧電トランス、Panasonic Corporation of North America(セコーカス、ニュージャージー州、米国)から入手可能なLCDバックライティング用に設計された圧電トランス、及びSteiner & Martins, Inc.(マイアミ、フロリダ州、米国)から入手可能なセラミック多層圧電トランスを含む。他の圧電トランスが使用されることもできる。
圧電トランス50のより高い電圧出力は交流電圧である。整流器60が、圧電トランス50のAC出力を整流して、蓄電素子52を充電させるための直流電圧(可能性として大きいリップル成分を有する)を供給するために、圧電トランス50と蓄電素子52との間に配置される。例示の整流器60は、2つの高電圧ダイオードから構成されるが、半波整流器及び全波整流器トポロジの両方を含む他の整流器トポロジが更に企図される。圧電トランス50及び整流器60を有する電圧充電ユニット62は、より大きな充電容量を提供するために任意には並列に二重化され、又は回路32a、32b全体が、この目的のために二重化されることができる。
圧電トランス入力端子56に供給される入力交流電圧は、ドライバサブ回路によって生成される。図3の実施形態において、ドライバサブ回路66aは、2つのプルダウンMOSFETトランジスタ及び2つの空芯(及びゆえに非磁性)エネルギ蓄積インダクタを利用するプッシュプルトポロジを使用する。例示の電気回路32bに用いられる「クラスA」増幅器トポロジドライバサブ回路66bのような、他のドライバトポロジが使用されることもでき、この回路は、ハイサイド/ローサイドMOSFETドライバを有する。他の例として言及されるが図示されない他のドライバトポロジは、ドライバ内の磁性体の包含を回避するために再び空芯インダクタのみを好適に用いるシングルMOSFETドライバトポロジである。
圧電トランス入力端子56に供給される入力交流電圧は、好適には、電圧変換効率を最大にするために、圧電コア54の共振周波数をもつ。このために、周波数制御サブ回路70は、フェーズロックドループ(PLL)72、センス抵抗74、及び増幅及びフィルタリング素子76を有し、これらは、ドライバ66a、66bに供給される周波数を制御することによって、圧電トランス50が共振周波数の近くに保たれることを確実にするように動作する。適切な周波数制御アプローチは、バンドパスフィルタによって一次ドライブ波形をフィルタし増幅し、センス抵抗74から、フィルタリングされ増幅された信号を生成する。2つの入力信号の位相が比較され、ドライバ回路66a、66bへの信号の周波数が調整される。電圧及び電流が同位相である場合、圧電素子50はその共振周波数で駆動されるので、この制御アプローチは有効に作用する。
完全性のために、図3及び図4の各々は、充電制御サブ回路86及び電圧スケーリングサブ回路88を有する自動制御回路34の一部84を概略的に示している。充電制御サブ回路86は、圧電トランス50の共振周波数に周波数制御サブ回路70をロックさせることによって、蓄電素子52の充電を活性化するように動作する。充電をオン又はオフする他のアプローチが更に企図される。電圧スケーリングサブ回路88は、蓄電素子52が充電される電圧の大きさを制御するために、蓄電素子52の両端に並列に配置される。除細動のために、この電圧は、心臓除細動ショックを供給するのに有効であるべきであり、ある実施形態において、この電圧は、1500−5000ボルトの直流のレンジにあるが、より高い又はより低い電圧が更に企図される。
図1を再び参照して、心臓除細動器20が、例示のMR設備に関して記述される。しかしながら、心臓除細動器20は、心臓除細動器20が実質的な磁界に遭遇する如何なる装置においても有用であることが分かるであろう。更に、体外式の心臓除細動器が図示されているが、心臓除細動器は埋め込まれた除細動器であってもよいことが理解されるべきである。更に、開示された装置は、このような装置が、充電され、心臓に電気刺激を供給するために電気ワイヤ又は端子を通して放電されるように構成される蓄電素子を有する電気回路を有用に用いることができる限り、他の外部電子装置又は心臓ペースメーカのような心臓を電気的に刺激する埋め込み可能な電子装置において使用されることが企図される。
例えば、埋め込み可能な心臓ペースメーカ(図示せず)の場合、電気ワイヤ又は端子は、(胴を介して心臓に心臓除細動ショックを供給するように胴と電気的に外部接触する電極パッド22を通じて接触するのではなく、)適切に心臓と密接に接触し、電圧スケーリングサブ回路は、除細動ではなく、心臓ペースメーカ効果を提供するように心臓に低電圧の電気刺激を供給するために、蓄電素子が充電される電圧の大きさを制御するように適切に構成される。このような埋め込み可能な心臓ペースメーカは、磁界に対し実質的に感受性がなく、従ってMR共存性をもち、更に、装置が埋め込まれている人が、アーク溶接、高電圧パワー生成又は伝送設備の近傍での作業等の磁気相互作用を必要としうる他のアクティビティに従事することを可能にする。
本願は、1又は複数の好適な実施形態を記述している。変形及び変更が、先行する詳細な説明を読み理解することにより当業者に思い付くことができる。本発明は、このような変形及び変更が添付の請求項又はその等価なものの範囲内にある限り、すべてのこのような変形及び変更を含むものとして解釈されることが意図される。

Claims (20)

  1. 除細動電極パッドと接続され又は接続されるように構成された電気ワイヤ又は端子と、
    蓄電素子及び心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に前記蓄電素子を充電する圧電トランスを有する電気回路であって、前記電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するために前記電気ワイヤ又は端子を通して前記蓄電素子を放電させる電気回路と、
    を有する心臓除細動器。
  2. 前記蓄電素子が蓄電キャパシタを有する、請求項1に記載の心臓除細動器。
  3. 前記電気ワイヤ又は端子と接続され又は接続されるように構成された電極パッドであって、胴に心臓除細動ショックを供給するために前記胴と電気的に外部接触する、請求項1又は2に記載の心臓除細動器。
  4. (i)前記電気ワイヤ又は端子において受信された心電図信号に基づいて心臓状態を判定し、(ii)前記判定された心臓状態が心停止を示す場合、前記電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するように前記電気回路を動作させる、自動制御回路を更に有する、請求項1乃至3のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  5. 前記心臓除細動器が操作上の命令をユーザに伝えるためのユーザインタフェースを更に有する、請求項4に記載の心臓除細動器。
  6. 前記心臓除細動器は磁性体を含まない、請求項1乃至5のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  7. 前記心臓除細動器は強磁性体を含まない、請求項1乃至6のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  8. 前記電気回路は、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に前記蓄電素子を充電する複数の圧電トランスを有する、請求項1乃至7のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  9. 前記電気回路は、前記圧電トランスを駆動するドライバ回路と、
    前記ドライバ回路を制御することによって共振周波数に前記圧電トランスを保持するように構成されたフェーズロックドループを有する周波数制御サブ回路と、
    を有する、請求項1乃至8のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  10. 前記電気回路は、前記圧電トランスを共振周波数に保持するように構成されたフェーズロックドループを有する、請求項1乃至9のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  11. 前記電気回路は、前記圧電トランスの出力と前記蓄電素子との間に電気的に配される整流器を有する、請求項1乃至10のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  12. 除細動電極パッドと接続され又は接続されるように構成された電気ワイヤ又は端子と、
    蓄電素子及び磁性体を含まず、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に前記蓄電素子を充電するトランスを有する電気回路であって、前記電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するために前記電気ワイヤ又は端子を通して前記蓄電素子を放電させる電気回路と、
    を有する心臓臓除細動器。
  13. 前記蓄電素子が蓄電キャパシタを有する、請求項12に記載の心臓除細動器。
  14. 前記電気ワイヤ又は端子と接続され又は接続されるように構成された電極パッドであって、胴に心臓除細動ショックを供給するために前記胴と電気的に外部接触するように構成された電極パッドを更に有する、請求項12又は13に記載の心臓除細動器。
  15. (i)前記電気ワイヤ又は端子において受信された心電図信号に基づいて心臓状態を判定し、(ii)前記判定された心臓状態が心停止を示す場合、前記電気ワイヤ又は端子に心臓除細動ショックを供給するように前記電気回路を動作させる自動制御回路を更に有し、前記心臓除細動器が自動体外除細動器を規定する、請求項12乃至14のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  16. 前記電気回路の前記トランスが、心臓除細動ショックを供給するのに有効な電圧に前記蓄電素子を充電する1又は複数の圧電トランスを有する、請求項12乃至15のいずれか1項に記載の心臓除細動器。
  17. 前記電気回路が、前記圧電トランスの出力と前記蓄電素子との間に電気的に配される整流器を有する、請求項16に記載の心臓除細動器。
  18. 磁気共鳴スキャナと、
    前記磁気共鳴スキャナを収容する遮蔽された部屋と、
    前記遮蔽された部屋に配された、請求項1乃至17のいずれか1項に記載の心臓除細動器と、
    を有する磁気共鳴設備。
  19. 心臓と電気的に通信する電気ワイヤ又は端子と、
    蓄電素子及び前記蓄電素子を充電する圧電トランスを有する電気回路であって、心臓に電気刺激を供給するために前記電気ワイヤ又は端子を通して前記蓄電素子を放電させる電気回路と、
    を有する装置。
  20. 前記電気ワイヤ又は端子が、心臓を含む胴との外部接続を通じて前記心臓と電気的に通信する、請求項19に記載の装置。
JP2012524304A 2009-08-11 2010-07-09 心臓刺激装置に用いられる非磁性高電圧充電システム Active JP5955768B2 (ja)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US23281309P 2009-08-11 2009-08-11
US61/232,813 2009-08-11
PCT/IB2010/053152 WO2011018720A1 (en) 2009-08-11 2010-07-09 Non-magnetic high voltage charging system for use in cardiac stimulation devices

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JP2013501564A true JP2013501564A (ja) 2013-01-17
JP5955768B2 JP5955768B2 (ja) 2016-07-20

Family

ID=42938424

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP2012524304A Active JP5955768B2 (ja) 2009-08-11 2010-07-09 心臓刺激装置に用いられる非磁性高電圧充電システム

Country Status (7)

Country Link
US (1) US9999778B2 (ja)
EP (1) EP2464422B1 (ja)
JP (1) JP5955768B2 (ja)
CN (1) CN102470250B (ja)
BR (1) BR112012002880A8 (ja)
RU (1) RU2562852C2 (ja)
WO (1) WO2011018720A1 (ja)

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104225791A (zh) * 2013-06-06 2014-12-24 云想数位科技股份有限公司 具有紧急体外心脏除颤功能的智能行动装置
CN104734511A (zh) * 2013-12-20 2015-06-24 通用电气公司 空芯变压器、隔离式无磁开关电源及磁共振成像系统
US11327130B2 (en) 2016-05-16 2022-05-10 The Johns Hopkins University RF safe transmission line for MRI

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004527293A (ja) * 2001-03-20 2004-09-09 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 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
US20040215243A1 (en) * 2003-04-25 2004-10-28 Houben Richard P.M. Implantable medical device with piezoelectric transformer
WO2007094976A1 (en) * 2006-02-16 2007-08-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Mri detector for implantable medical device
WO2007112004A2 (en) * 2006-03-24 2007-10-04 Medtronic, Inc Implantable medical device and lithium battery

Family Cites Families (27)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US1863345A (en) 1927-03-11 1932-06-14 Wired Radio Inc Multiple piezo-electric transformer
US3241555A (en) 1962-06-25 1966-03-22 Mine Safety Appliances Co Charging and discharging circuit for ventricular defibrillator
US3389704A (en) 1965-12-06 1968-06-25 Zenith Radio Corp Discharge circuit for a defibrillator
US3442269A (en) 1965-12-20 1969-05-06 Zenith Radio Corp Defibrillator and control circuit
US4054806A (en) 1967-08-18 1977-10-18 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Drive circuit for piezoelectric high voltage generating device
US3836794A (en) 1969-08-01 1974-09-17 Denki Onkyo Co Ltd Piezoelectric transformers
JPS5221173B1 (ja) 1971-07-05 1977-06-08
GB1584950A (en) 1978-05-25 1981-02-18 Emi Ltd Imaging systems
DE2951537A1 (de) 1979-12-20 1981-07-02 Siemens AG, 1000 Berlin und 8000 München Zeugmatografieverfahren
GB2159003B (en) * 1981-10-28 1986-10-08 Cardiac Recorders Ltd Electrical energy source
US4459505A (en) 1982-05-28 1984-07-10 Rca Corporation Piezoelectric ultor voltage generator for a television receiver
DE3229134A1 (de) * 1982-08-04 1984-02-09 GS Elektromed. Geräte Günter Stemple, 8912 Kaufering Elektrische schaltung zur erzeugung von energieimpulsen an zwei schockelektroden eines defibrillators
EP0121367B1 (en) 1983-03-30 1990-05-23 Picker International Limited Nuclear magnetic resonance imaging apparatus
US4651099A (en) 1984-12-17 1987-03-17 Nmr Associates, Ltd. 1983-I Scan room for magnetic resonance imager
GB2172744B (en) * 1985-03-23 1989-07-19 Stc Plc Semiconductor devices
US4678996A (en) 1985-05-07 1987-07-07 Picker International, Inc. Magnetic resonance imaging method
US4973876A (en) * 1989-09-20 1990-11-27 Branson Ultrasonics Corporation Ultrasonic power supply
US6005370A (en) * 1998-01-26 1999-12-21 Physio-Control Manufacturing Corporation Automatic rate control for defibrillator capacitor charging
US6141584A (en) 1998-09-30 2000-10-31 Agilent Technologies, Inc. Defibrillator with wireless communications
JP3061043B2 (ja) * 1998-12-11 2000-07-10 日本電気株式会社 電源回路
FR2808597B1 (fr) * 2000-05-02 2002-07-12 Schneider Electric Ind Sa Detecteur inductif ou capacitif
JP2006509528A (ja) * 2001-11-02 2006-03-23 ザ ヘンリー エム ジャクソン ファウンデーション 心臓ゲーティング方法およびシステム
US20030204217A1 (en) * 2002-04-25 2003-10-30 Wilson Greatbatch MRI-safe cardiac stimulation device
DE10259088B4 (de) * 2002-12-17 2007-01-25 Infineon Technologies Ag Resonanzkonverter mit Spannungsregelung und Verfahren zum Treiben von veränderlichen Lasten
US7203551B2 (en) 2003-04-25 2007-04-10 Medtronic, Inc. Implantable lead-based sensor powered by piezoelectric transformer
US7702387B2 (en) * 2006-06-08 2010-04-20 Greatbatch Ltd. Tank filters adaptable for placement with a guide wire, in series with the lead wires or circuits of active medical devices to enhance MRI compatibility
US20080281212A1 (en) * 2007-03-15 2008-11-13 Nunez Anthony I Transseptal monitoring device

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004527293A (ja) * 2001-03-20 2004-09-09 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 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
US20040215243A1 (en) * 2003-04-25 2004-10-28 Houben Richard P.M. Implantable medical device with piezoelectric transformer
WO2007094976A1 (en) * 2006-02-16 2007-08-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Mri detector for implantable medical device
WO2007112004A2 (en) * 2006-03-24 2007-10-04 Medtronic, Inc Implantable medical device and lithium battery

Also Published As

Publication number Publication date
JP5955768B2 (ja) 2016-07-20
US20120130224A1 (en) 2012-05-24
CN102470250A (zh) 2012-05-23
BR112012002880A8 (pt) 2017-10-10
WO2011018720A1 (en) 2011-02-17
US9999778B2 (en) 2018-06-19
EP2464422B1 (en) 2017-09-06
EP2464422A1 (en) 2012-06-20
RU2562852C2 (ru) 2015-09-10
BR112012002880A2 (pt) 2016-03-22
RU2012108731A (ru) 2013-09-20
CN102470250B (zh) 2015-02-25

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5199668B2 (ja) 体外式除細動器の高電圧モジュール
EP3134171B1 (en) Therapy delivery circuits for an implantable medical device
US10668296B2 (en) Device and method for generating electrical stimulation
US9101782B2 (en) Implantable cardioverter defibrillator designed for use in a magnetic resonance imaging environment
JP6843240B2 (ja) 透磁性ハウジング及びハウジングの周りに配置された誘導コイルを備える植込み型医療装置
US20070213776A1 (en) High-Voltage Module for An External Defibrillator
CN104661702B (zh) 可植入医疗设备的治疗递送方法和系统
US9561379B2 (en) Neurostimulation system with default MRI-mode
EP2877237B1 (en) Techniques for electronically assessing electrode condition and peri-electrode tissue conductivity change pre- and post-mri
US6968230B2 (en) H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic and external pacing waveform in an external defibrillator
JP5955768B2 (ja) 心臓刺激装置に用いられる非磁性高電圧充電システム
US9504843B2 (en) Implantable cardioverter defibrillator designed for use in a magnetic resonance imaging environment
CN107929943B (zh) 无线充电的心脏起搏器
US20110137390A1 (en) System and method for protecting implanted medical devices from interfering radiated fields
US20110160807A1 (en) Implantable medical device including controllably isolated housing
AU2010284352B2 (en) MRI-safe implant electronics
CN115811997A (zh) 复苏装置
Al-Mutawaly et al. Designing and constructing a magnetic stimulator: theoretical and practical considerations
Dhurjaty et al. A hand-cranked, affordable defibrillator for resource-poor settings
Vražić et al. Cardiovascular implantable electronic devices and electromagnetic interference

Legal Events

Date Code Title Description
A621 Written request for application examination

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621

Effective date: 20130702

A977 Report on retrieval

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007

Effective date: 20140319

A131 Notification of reasons for refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131

Effective date: 20140325

A601 Written request for extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A601

Effective date: 20140625

A602 Written permission of extension of time

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A602

Effective date: 20140702

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20140922

A02 Decision of refusal

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A02

Effective date: 20150210

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20150608

A911 Transfer to examiner for re-examination before appeal (zenchi)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A911

Effective date: 20150616

A912 Re-examination (zenchi) completed and case transferred to appeal board

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A912

Effective date: 20150814

A521 Request for written amendment filed

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523

Effective date: 20160411

A61 First payment of annual fees (during grant procedure)

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61

Effective date: 20160615

R150 Certificate of patent or registration of utility model

Ref document number: 5955768

Country of ref document: JP

Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150

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