JP4108758B2

JP4108758B2 - 電気治療の電流波形

Info

Publication number: JP4108758B2
Application number: JP52797698A
Authority: JP
Inventors: シェルビンアヤティ; マイケルエル．ローピン
Original assignee: ズィーエムディーコーポレーション
Priority date: 1996-12-18
Filing date: 1997-12-16
Publication date: 2008-06-25
Anticipated expiration: 2017-12-16
Also published as: EP1535645A1; DE69733276D1; EP0973582B1; EP0973582A1; JP2001506157A; WO1998026841A1; EP0973582A4; DE69733276T2

Description

発明の背景
本発明は、電気治療回路、特に、手術の間に患者の身体の外部又は患者の心臓の外部に配置された心臓経由電極に細動除去ショックを印加する外部細動除去器に関する。
通常、人間の心臓の電気化学活動によって、臓器の筋繊維は同期して収縮、弛緩する。心臓のこの筋肉組織の同期活動により、心室から身体の生体器官に血液を有効に注入することができる。しかしながら、心室細動（ＶＦ）の場合、心臓の異常な電気的活動によって、個々の筋繊維が非同期で無秩序に収縮することが起こる。このように同期を失うことによって、心臓は効率的に血液を注入する能力を失う。
細動除去器は、心室細動に関する心臓の無秩序な電気的活動を中断させる大きな電流パルスを生成し、心臓の電気化学系統に再同期する機会を提供する。一度、電気的活動が回復すれば、同期した筋収縮が通常続き、心臓の有効なポンプ作用の回復を導く。
有効細動除去に必要な電流は、その振幅、継続時間、形状（すなわち、正弦波、減衰正弦波、矩形波、指数関数減衰波）を含む電流波形の特定の形状、及び電流波形が単一極性（単相性）又は正負の両極性（二相性）であるかに依存する。しかしながら、大きな細動除去電流によって心臓の組織に損傷が生じることが示唆されている。
患者のインピーダンスを検知し、患者のインピーダンスの関数として二相波形の第１及び第２の位相の継続時間を設定することができる外部の細動除去器を構成することが知られている。かかる細動除去器の例は、特許協力条約特許公開番号第WO 95/05215号に記載されている。フェイン（Fain）他による米国特許第5,230,336号は、測定された患者のインピーダンスに基づいて単相性及び二相の細動除去波形のパルス幅を設定する方法を開示する。カーバー（Kerber）他による、「人間の細動除去及び電気的除細動の経胸腔インピーダンスの事前予測：低エネルギーショックの成功を確定する際のインピーダンスの重要性（Advance Prediction of Transthoracic Impedance in Human Defibrillation and Cardioversion: Importance of Impedance in Determining the Success of Low-Energy Shocks）」（１９８４）は、高周波信号を用いて測定した患者のインピーダンスに基づいて、細動除去ショックのエネルギーを選択する方法を開示する。
細動除去経路に安全抵抗器を有する細動除去器を構成することもまた、知られている（特許協力条約特許公開番号第WO 95/05215号）。患者に細動除去波形を印加する前に、電流センサにより電流をモニターしつつテスト・パルスを安全抵抗器に流す。検知された電流が短絡回路の安全閾値未満の場合、安全抵抗器は取り除かれ、細動除去波形が患者に印加される。
移植可能な細動除去器に、直線形状の鋸歯状近似を形成する多重切頭減衰指数関数からなる第１の位相を有する二相波形を用いることが知られている（クロール（Kroll）の米国特許第5,199,429号）。これは１セットのエネルギー蓄電キャパシタを充電し、次に、第１位相の間、個々のキャパシタを放電させることによって、回路の出力電流に鋸歯状パターンを生成するものである。より最近のクロール（Kroll）による米国特許第5,514,160号には、移植可能な細動除去器において、細動除去経路にＭＯＳＦＥＴ電流リミッタを置くことによって作られる直線形の第１位相を有する二相の波形が記載されている。この特許は、キャパシタに対する小さな減少する抵抗のような、ひどく非線形な電流リミッタが述べられている。また、シュダー（Schuder）他による、「対称１サイクル双方向性の矩形波刺激による１００ｋｇの子牛の経胸腔心室細動除去（Transthoracic Ventricular Defibrillation in the 100 kg Calf with Symmetrical One-Cycle Bidirectional Rectangular Wave Stimuli）」は、子牛の心室細動を逆転する直線の第１及び第２の位相を有する二相波形の使用について記載している。ストレートマン（Stroetmann）他による米国特許第5,350,403号は、充電回路の不連続な放電を定期的に中断することによって形成される鋸歯状リップルを有する波形を開示する。
発明の概要
本発明は、電気治療の電流波形を形成する方法及び回路を提供する。
本発明の特徴によれば、患者の身体の外部に位置する蓄電装置が充電され、電気回路によって蓄電装置の両極に接続された少なくとも２本の放電電極により患者の身体を通して放電される。電極からの蓄電装置の連続的な放電は、リップルを含む少なくとも１つの位相の電流波形を生成するように制御される。
好適な実施例において、リップルを有する波形の位相は、二相波形の実質的に直線の正の位相である。実質的に直線の正の位相を有する波形を用いることは、有効な細動除去に必要な平均電流の閾値を最小にし、患者に印加された全エネルギーが比較的高い場合であっても患者の組織を損傷することを避ける傾向がある、と我々は信じる。
本発明の他の特徴によれば、リップルは、有効な細動除去に必要な平均電流の閾値を小さくし、患者の組織の損傷する可能性を最小化するために、位相のピーク電流の高さの１／３未満の高さ（上方へのジャンプ）であり、より好ましくは、位相のピーク電流の高さの１／４又は１／５未満の高さである。ある実施例においては、この位相は、反対極性及びより短い継続時間を有する電流波形の他の位相に先行する。リップルを含む位相の継続時間は、リップル及び他の位相を含む位相の結合継続時間の５０ないし７０パーセントの間（例えば、３／５又は５／８）とになければならない。波形のどの位相における鋸歯状リップルも、有効な細動除去に必要な平均電流の閾値、及び患者の組織の損傷する可能性を最小化するために、平均の位相高さの約１／４未満、より好ましくは平均の位相高さの１／６未満である。
本発明の他の特徴によれば、位相のピーク電流及び位相の最小電流の差が位相のピーク電流の高さの１／３未満であり、より好ましくは、位相のピーク電流の高さの１／４又は１／５未満である。
本発明の他の特徴によれば、電気治療回路は、蓄電装置及び電極のうちの１つの間に接続された電気抵抗回路、及び制御回路を含む。制御回路は抵抗回路に接続され、蓄電装置の放電の間の抵抗回路の抵抗を制御して放電電極間の電流波形を整形する。
好適な実施例において、抵抗回路は直列に接続された１組の抵抗器を含む。
好適な実施例において、制御回路は、蓄電装置の放電パルスの一部を検知する初期において検知された患者のインピーダンスに基づいて、蓄電装置からの治療放電の開始において（例えば、二相細動除去波形の初めに）、どれくらい（もし、あれば）の抵抗器を細動除去経路に含むべきかを決める。これは、検知された患者インピーダンスに応じて、電流レベルが検知パルスから二相細動除去波形の初期に増大することを意味する。一度、二相細動除去波形が開始すると、引き続いて細動除去経路に存在する抵抗器が短絡され、それによって、直線形状に近似の鋸歯状出力電流が生成される（出力は減衰し、抵抗器が短絡するたびに跳び上がる）。
本発明は、直線の第１位相を有する二相波形を生成する改善された低コストの方法を提供する。抵抗器はキャパシタに比べ比較的安く、Ｎ個のキャパシタと異なり、抵抗器を単にバイナリ・シーケンス（１−２−４−等）で直列接続をすることにより、Ｎステップの抵抗値がｌｏｇ₂Ｎ個の抵抗器によって得られる。キャパシタの代わりに抵抗器を用いるので、再充電の際のキャパシタ電圧の等化、及びキャパシタの電圧の反転を防ぐ回路を必要としない。
実施例によっては、リップル・パターンを平滑化する可変抵抗段３５を含む。この可変抵抗段は、固定値の抵抗器のうちの１つが短絡するたびに最大の抵抗値にリセットされ、次の抵抗ステップ減少の前の時間間隔に亘りゼロに減少する回路である。
本発明の他の利点は、細動除去経路の抵抗器が起こり得る短絡回路から本来的に守るということである。
本発明の他の特徴によれば、電気治療回路は、蓄電装置及び電極のうちの１との間に接続された可変インピーダンス、患者依存の電気的パラメータを検知するセンサ（例えば、患者インピーダンスのセンサ）、及び制御回路を含む。制御回路は、センサ及び可変インピーダンスに接続され、センサによって検知された患者依存の電気的パラメータ（例えば、患者のインピーダンス）に基づいて、蓄電装置の放電の間の可変インピーダンスを制御する。
本発明の他の特徴によれば、蓄電装置の所与の蓄積量に対するピークの放電電流の電気的パラメータに対する依存性を低減するように放電が制御される。
検知された患者のインピーダンスに基づいて蓄電装置の放電を制御することによって、インピーダンスの高い患者の場合と比較してインピーダンスの低い患者を通過するピーク電流の差分を制限することが可能である。従って、患者のインピーダンスの範囲に亘り電流をより一定にすることができ、電気治療回路は、心臓、皮膚及び筋組織に対する損傷の可能性を低減するよう制御された電流レベルを維持しつつ有効な細動除去を提供する。
本発明の他の特徴によれば、蓄電装置の放電は、治療を行うにはエネルギーが不十分であるが、センサが患者依存の電気的パラメータを検知する検知パルス部分と、治療を行うのに十分なエネルギーを有し、センサの検知した患者依存の電気的パラメータに基づいて制御回路が初期の放電電流を制御する治療放電部分と、を有する電流波形を含む。検知パルス部分は、少なくとも治療放電部分の初期放電電流のおよそ１／３の放電電流を有する。
大きな直流が患者を流れた場合の患者のインピーダンスは、小さな電流又は交流が患者を流れた場合の患者のインピーダンスと異なる。患者のインピーダンスの検出値が治療放電部分の間の患者のインピーダンスと同じになるために、検知部分の電流レベルは、常に治療放電部分の初期電流レベルの１／３以上、より好ましくは１／２以上である、と我々は信じる。
本発明の他の特徴によれば、蓄電装置の放電は、電流波形の検知パルス部分及び治療放電部分の間において蓄電装置を再充電することなく生ずる。
したがって、患者の胸にパドルをあてて（又は、心臓切開の手術の間に患者の心臓に直接ハンドヘルドのスプーンをあてて）、検知パルス放電を直ちに印加し、次に検知パルスの後に二相細動除去波形の放電を行うことができる。患者（又は、患者の心臓）は動くことがあり、施術者が患者の肌（又は、患者の心臓）に一定の力を加えることは困難なので、これは特に重要である。
本発明の様々な他の特徴、目的及び利点は、下記の詳細な説明を添付の図面と共に読むことによって、一層明らかとなる。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の電気治療回路によって生じる電流波形の図である。
図２は、本発明の電気治療回路の重要な構成要素の図である。
図３は、図２の電気治療回路に示される直列接続された抵抗器回路のブロック図である。
図４は、図２の電気治療回路に示されるＨブリッジ回路のブロック図である。
図５は、図２の電気治療回路に示される可変抵抗器の回路図である。
図６−９は、測定された様々な患者インピーダンスに基づいて、本発明の電気治療回路により生成される電流波形の図である。
図１０Ａ及び１０Ｂは、図６−１０Ｂに示す波形の生成に用いられる抵抗値セットのスケジュールである。
図１１は、本発明の電気治療回路の「ノーマル」動作モード及び「高エネルギー」動作モードにおける様々な患者インピーダンスの波形パラメータの表である。
発明の詳細な説明
図１を参照すると、本発明による外部細動除去器の動作において、二相電流波形は、治療には不十分なエネルギーを有する初期の「検知パルス」１０から始まる。患者の心臓を細動除去するのに十分なエネルギーを有する二相細動除去波形は、検知パルスと一体に、すなわち、その直後にある。二相細動除去波形は、鋸歯状リップル１４を有する６ミリ秒の、通常直線の正の位相１２を含み、この後、波形が打ち切られるまで指数関数的に減衰する４ミリ秒の負の位相１６が続く。尚、ここで使用されている「直線」という語は、直線が平らであるか又は僅かに傾いているかに関係なく直線を有することを意味する。電流波形は、一連のステップ１８によって正の位相端から負の位相の開始点まで減少し、ステップのうちの１つが０との交差点にある。図の明快さのため、図１において、この０．１ミリ秒の移行期間は目盛りに合わせて描かれていない。もし、目盛りに合わせて描くとすると、移行期間は図１に示すよりもはるかに短いことに注意すべきである。
継続時間が６ミリ秒の正の直線パルスと、これに続く０．１ミリ秒の移行期間及び初期の振幅が正のパルスの最終的な振幅に等しい４ミリ秒の負のパルスは細動除去に特に有効な波形であると考える。負のパルスは直線である必要はない。
二相波形を生成するための基本的な回路を図２に示す。リレー２６、２８及びＨブリッジをオープンにしたまま充電回路２２により蓄電キャパシタ２０（１１５μＦ）を最大２２００ボルトまで充電し、蓄電キャパシタ２０に蓄積された電荷は電極２１、２３及び患者の身体２４を通して流すことができる。特に、リレースイッチ１７及び１９は開かれており、中継スイッチ２６及び２８は閉じられている。次に、Ｈブリッジ４８の電子スイッチ３０、３２、３４及び３６が閉じられ、電流を患者の身体の１方向に流すことができ、その後、Ｈブリッジ４８の電子スイッチ３０、３２、３４及び３６は開かれ、Ｈブリッジの電子スイッチ３８、４０、４２及び４４は閉じられ、電流を患者の身体の反対方向に流すことができる。電子スイッチ３０−４４は、マイクロプロセッサ４６あるいは結線接続のプロセッサ回路からの信号によって制御される各光アイソレータからの信号によって制御される。マイクロプロセッサ４６によって制御されるリレースイッチ２６及び２８は、患者２４を約５００マイクロアンペア程度のブリッジ・スイッチ３０−４４のリーク電流から絶縁する。リレースイッチ２６及び２８は電流パルスを「ホット・スイッチ」する必要はないので、比較的安価である。それらは、Ｈブリッジ・スイッチのいくつかが閉じられてＨブリッジ４８が「点火される」前に２、３ミリ秒の間、閉じられる。
電極２１及び２３は、患者の胸に付けられる平らな表面を有する標準の細動除去電極であってもよいが、代わりに患者の胸に当てられるハンドヘルドのパドル、あるいは心臓切開の手術のときに直接患者の心臓に当てられるハンドヘルドのスプーンであってもよい。蓄電キャパシタ２０は、１つのキャパシタ又は１セットの直列接続又は並列接続のキャパシタであってもよい。
直列接続の抵抗器５２、５４及び５６を含む抵抗回路５０は電流経路に設けられ、各抵抗器はマイクロプロセッサ４６によって制御される短絡スイッチ５８、６０及び６２と並列に接続されている。抵抗器は、抵抗器の数をｎとして、２ⁿの抵抗値を生成するバイナリ・シーケンスのステップを有する異なる値である。Ｈブリッジ・スイッチ３０、３２、３４及び３６が閉じられた初期の「検知パルス」の間、全ての抵抗短絡スイッチ５８、６０及び６２はオープンの状態にあり、電流は直列の抵抗器の全てを流れる。電流検知トランス６４は患者２４を流れる電流を検知し、それにより、マイクロプロセッサ４６は患者２４の抵抗を確定する。
初期の検知パルスは二相細動除去波形とが一体であり、すなわち、二相細動除去波形がその直後に続き、初期検知パルス及び二相細動除去波形の間には蓄電キャパシタ２０の再充電は起こらない。
初期検知パルスの間に検知された患者の抵抗が低い場合、検知パルスの終わりにおいて、抵抗短絡スイッチ５８、６０及び６２の全ては開かれたままであり、抵抗器５２、５４及び５６の全ては電流経路内にある（次に、二相細動除去波形の正の位相の間、直線の正の位相に近似するように後述する方法で抵抗器は短絡される）。従って、二相細動除去波形の正の第１の位相１２の初めの電流は検知パルス１０の間の電流と同じである。検知パルスの間、検知された患者の抵抗が高い場合、抵抗短絡スイッチ５８、６０及び６２の幾つか又は全ては検知パルスの終わりにおいて閉じられており、これにより、抵抗器の幾つか又は全ては短絡されている。これによって、図１の波形に示すように、検知パルスの終わりに電流の上向きのジャンプが生じる。
このように、検知パルスの直後に、二相細動除去波形は、電流検知トランス６４によって検知される患者のインピーダンスに基づいてマイクロプロセッサ４６によって制御される初期放電電流を有する。
検知パルスの電流レベルは正の第１の位相１２の初めの電流レベルの常に少なくとも５０％であり、細動除去パルス同様、検知パルスはもちろん直流パルスである。
電流経路にある抵抗器の数を適切に選択することによって、蓄電装置に蓄積された所与の充電量に対して、マイクロプロセッサ４６は、放電電流ピークの患者インピーダンスに対する依存性を低減する（しかし、除去しない）。１５オームの患者の抵抗に対し、ピーク電流は約２５アンペアであり、一方、１２５オームの患者の抵抗に対し、ピーク電流は約１２．５アンペアである（通常の患者のインピーダンスは、約７５オームである）。
二相波形の正の位相の間、患者２４と直列にある抵抗器５２、５４及び５６の幾つか又は全ては引き続いて短絡される。抵抗器のうちの１つが短絡されるたびに、波形に電流の上向きのジャンプが生じ、その結果、図１の波形に示される鋸歯状リップルが生じる。リップルは、直線位相の終わりに最も大きくなる傾向がある。なぜなら、位相の終わりの減衰時定数（ＲＣ）が位相の初めより短いからである。もちろん、抵抗器の全てが検知パルスが終わった直後に既に短絡されている場合、波形が負の位相に変わるまで、二相波形の正の位相は単に指数関数的に減衰する。
図１に示すように、正位相の終わりに、電流波形は、正位相の終端から負位相の始端までの、そのうちの１つがゼロと交差する一連の速いステップによって減少する。マイクロプロセッサ４６は、1）抵抗器の操作（短絡スイッチ５８、６０及び６２）により固定増分で抵抗回路５０の抵抗を逐次増加し、次に、２）Ｈブリッジ４８のスイッチの全てを開き電流波形をゼロ交差点まで下げ、その後、３）以前に電流波形の正位相において開いたＨブリッジ・スイッチを閉じることによって電流波形の極性を反転させ、４）抵抗器の操作（短絡スイッチ５８、６０及び６２）により固定増分で抵抗回路５０の抵抗が正位相の終端と同じになるまで抵抗回路５０の抵抗を逐次減少させることによって、これを達成する。
１実施例において、可変抵抗器６６が他の抵抗器５２、５４及び５６と直列に設けられ、鋸歯波リップルを低減する。固定値の抵抗器５２、５４又は５６のうちの１つが短絡されるたびに、可変抵抗器６６の抵抗は自動的に高い値へジャンプし、次の固定値の抵抗器が短絡されるまで減少する。これは、ある程度、約３アンペアから約０．１ないし０．２アンペアに鋸歯状リップルの高さを平滑化し、固定値の抵抗器を僅か増加させる必要を低減する（すなわち、更なる固定値の抵抗段の必要性を低減する）。
直線の位相は、僅かに上向き又は下向きの傾きを示してもよい。これは、波形内における患者のインピーダンスの変化、及び回路構成要素の固有の不正確さによるステップの「粗さ」を原因として生じる。例えば、ステップの粗さに関し、直線位相の終わりに必要な最適の抵抗値は、５０オームの患者に対して１４オームであることが計算によって示され、この場合、利用可能な固定値抵抗器に基づいて、１０ないし２０オームの間で選ばなければならない。もし１０オームを選ぶ場合、直線の位相の終わりに４オームの「誤差」が生じ、位相の終りにおいて電流は約６−７パーセント〔（14-10）/（50+14）〕だけ上昇する。従って、１５アンペアの直線のパルスは、１５アンペアから直線位相の上の１６アンペアまで上がる。この上昇からドループへの変化が望ましいとみなされる場合、マイクロプロセッサは容易にかかる変化に適応することができる。通常、傾きの高い端点において、患者の身体に過度の電流が流れるのを避けるために約２０パーセント以上の傾きを避けることが望ましいと考える。
キャパシタ（１１５μＦ）及び電圧（２２００ボルト）の選択は、負の位相の間の許されるドループ及び所望の電流要求に基づく。キャパシタは、供給された電荷要求を満たすのに必要な最小限のエネルギー（すなわち、所望の継続時間を有する所望の電流波形を生成するために必要な電荷）を蓄積する。
Ｈブリッジ４８の左側のスイッチは、スイッチ１７及び１９を閉じ、スイッチ２６及び２８を開け、スイッチ３０及び３２を閉じ、次に、短い時間の後、スイッチ４２及び４４を閉じ、短い時間の後、スイッチ３０及び３２を開き、次に、短い時間の後、スイッチ４２及び４４を開くことによってテストすることができる。スイッチが適切に機能している場合、電流検知トランス６４は、４つのスイッチが全て閉じているとき電流の流れを検知し、スイッチ３０及び３２、又はスイッチ４２及び４４が開いているとき電流が流れていないことを検知する。さもなければ、電流検知トランス６４は短絡回路又は開回路が存在する可能性を検出する。同様に、Ｈブリッジ４８の右側のスイッチは、スイッチ３８及び４０を閉じ、次に、短い時間の後、スイッチ３４及び３６を閉じ、次に、短い時間の後、スイッチ３８及び４０を開き、短い時間の後、スイッチ３４及び３６を開くことによってテストすることができる。この価値ある安全テストは、Ｈブリッジ４８の足元の外側に電流検知トランス６４を配置するので、電流を患者に流すことを必要としない。
マイクロプロセッサ４６は、容易に複雑な環境に適応することができ、様々な制御、インターロック及び電気治療系統の安全機構と調和して機能する。ここに記載した機能を実行することに加え、マイクロプロセッサは、ストリップ・チャート、ペースメーカ、ｅｃｇモニター、などを操作する。電流パルス特性がここに記載したものと異なるべきであるという更なる研究がなされた場合には、患者に適用する電流波形を変えるようにマイクロプロセッサを再プログラムすることができる。例えば、マイクロプロセッサは、時間に対する直線傾斜電圧の上昇又は下降を生じるように波形を変化させ、あるいは、正位相の振幅よりも小さな（又は、大きな）負位相の振幅の波形を有するように適応する。もちろん、蓄電キャパシタは必要な出力をサポートするのに十分な蓄積電荷を有しなければならない。
電流波形の負の位相が指数関数的に減衰するよりはむしろ実質的に直線であり、実質的に直線の正の位相を提供する上記した技術の別の実施例においては、実質的に直線の負の位相を生成するように拡張することができる。かかる実質的に直線の負の位相は、図２の回路において用いられるよりも大きな静電容量及び電圧、高速のスイッチング素子を必要とする（負の位相の所与の初期電流値に対して）。
図３を参照すると、図２の抵抗回路５０は、抵抗器５２（１０オーム）、５４（２つの１０オーム抵抗器）及び５６（４つの１０オーム抵抗器）、及びＩＧＢＴ短絡スイッチ５８、６０及び６２を含む。あるいは、他の半導体スイッチング装置を用いてもよい。抵抗器列は、１０オームステップでスイッチできるように設計される。これは最大抵抗が８０オーム（１０オームの可変抵抗器を含む）であり、１５オームの患者抵抗に対して患者への電流を２１．５アンペア（電極間が短絡回路の場合、電流パルスは２５．６アンペアである）に制限することが可能である。
１１５μＦの蓄電キャパシタ値及び２２００ボルトのキャパシタ電圧値と同様に抵抗器の値は、患者の負荷に供給する必要のある電流（およそ１２．５−２５アンペア）及び患者の負荷の範囲（例えば１２５オーム−１５オーム）によって確定される。ＩＧＢＴ短絡スイッチは、マイクロプロセッサによって制御される光アイソレータ回路６８、７０及び７２によって切替えられる。図４を参照すると、図２のＨブリッジ４８は、マイクロプロセッサによって制御される光アイソレータ回路７４、７６、７８及び８０によって同様に切替えられるＩＧＢＴスイッチ３０−４４を含む。あるいは、スイッチ３０−４４は他のタイプの半導体スイッチング装置であってもよい。１つの光アイソレータだけは、Ｈブリッジの各腕のスイッチの各対を制御するのに設けられる。
図５を参照すると、図２の可変抵抗器６６は、抵抗回路５０及び蓄電キャパシタ２０の間に接続された抵抗器８２を含む。可変抵抗器６６の実効的な抵抗は、蓄電キャパシタ２０から抵抗回路５０への電流の幾分かが流れる抵抗器８２と並列に接続された回路によって制御される。
特に、マイクロプロセッサは、抵抗回路５０の固定値抵抗器の一つを短絡させるときはいつでも、キャパシタ８４を短絡させる。これにより、ＦＥＴ又はＩＧＢＴトランジスタ８８のゲートはグランドになり、トランジスタ８８はオフになる。トランジスタ８８がターンオフされるので、蓄電キャパシタ２０から抵抗回路５０への全電流は抵抗器８２を流れる。
キャパシタ８４はトランジスタ８６のコレクタを電流供給源としてリニアに充電され始める。これによって、トランジスタ８８のドレイン／コレクタにおける電圧はリニアに増加し、トランジスタ８８を流れる電流はリニアに増加する。トランジスタ８８の電流が増加するとき、抵抗器８２を流れる電流は減少し抵抗器８２の電圧は減少し、従って、可変抵抗器６６の実効抵抗は減少する。
電気治療回路は、「ノーマル」動作モード及び「高エネルギー」動作モードのいずれかにおいて動作する。検知された患者のインピーダンスが４０オーム以下であるとき、これらの２つの動作モードは同一である。しかしながら、検知された患者のインピーダンスが４０オームを超える場合、マイクロプロセッサは動作モードに依存する直列接続の抵抗器の初期抵抗値を選択する（検知パルスの後）。特に、「高エネルギー」動作モードにおいて、マイクロプロセッサは「ノーマル」動作モードの場合よりも低い初期抵抗を選択する。従って、「ノーマル」動作モードの場合よりも多くのエネルギーが「高エネルギー」動作モードの患者に供給される。実施者は、「ノーマル」モードで細動除去を行うよう試みた後、うまくいかないときに「高エネルギー」モードに切り替えてもよい。
回路を「高エネルギー」動作モードにし、検知された患者のインピーダンスが十分に高い（８５オームを超える）場合、抵抗短絡スイッチの全てを初期の「検知パルス」の後に閉じ、これにより直列接続の抵抗器の全てを短絡させる。これによって「検知パルス」の終わりに上向きのジャンプが生じ、その後、二相波形の正及び負の位相は共に指数関数的に減衰する。
図１０Ａ及び１０Ｂの表、及び図１０Ａ、１０Ｂの表における一定のスケジュール対応する図６−９の波形を参照すると、マイクロプロセッサは測定された患者のインピーダンスに基づいて、直線位相の進行に対する直列接続の抵抗器のステップ状の抵抗減少が蓄電キャパシタの電圧の減少に一致するように直列接続の抵抗器の抵抗値をスケジューリングする。図の簡単化のため、初期の検知パルス、及び正の位相の終点及び負の位相の始点間の一連のステップは図６−９では省略しており、上述した可変抵抗器を用いていないことを仮定している。図６−９は「高エネルギー」モードの全ての例である。図１０Ａのスケジュール３Ａに対応する図６は、５０オームの患者のインピーダンスに基づき、この場合、マイクロプロセッサは、初期直列接続の抵抗３０オーム及び正の位相の終端での残差直列接続抵抗０オームを選択している。患者に供給される全エネルギーは約１８２ジュールである。スケジュール４Ａに対応する図７は、７５オームの患者インピーダンス、１０オームの初期抵抗、０オームの残差抵抗及び２２２ジュールのエネルギーに基づく。スケジュール５Ａに対応する図８は、１００オームの患者インピーダンス、０オームの初期抵抗、０オームの残差抵抗及び２１７ジュールのエネルギーに基づく。スケジュール５Ａに対応する図９は、１２５オームの患者インピーダンス、４０オームの初期抵抗、０オームの残差抵抗及び１９９ジュールのエネルギーに基づく。
図１１は、患者インピーダンスの関数として、正位相の電流（アンペア）、リップル（アンペア、可変抵抗器を用いないことを仮定）、負位相の傾き（負位相の初期電流値のパーセンテージとして表される）、全供給エネルギー（ジュール）、及び「ノーマル」動作モードの「定格」１５０ジュールからの全供給エネルギーの偏差を識別する「ノーマル」動作モードに対応する表を含む。図１１はまた同様な、「高エネルギー」動作モードの場合における、正位相の電流、正位相の傾き（リップルを貫通する直線平均に基づく）、リップル、負位相の傾き、全供給エネルギー、及び「定格」１７０ジュールからの全供給エネルギーの偏差を識別する表を含む。
上記した高エネルギー及びノーマル・モードにおいて、蓄電キャパシタはその最大電圧２２００ボルトまで充電される。他の動作モードは、蓄電キャパシタがより小さい電圧に充電され、あるいは、別の抵抗スケジュールが用いられる場合について展開される。
新規で改良された電気治療回路及び電気治療回路を用いる技術について記載した。当業者であれば本発明の概念内において、ここに述べた実施例の様々な変更及び使用が可能なことは明らかである。ここに記載された技術は、例えば、外部細動除去器ではなく埋込み可能な細動除去器と結合させて、あるいは、細動除去器回路以外の電気治療回路又は電気治療以外の機能を実行する回路と結合させて用いることができる。

Claims

外部細動除去器に電流波形を与えるための電気治療回路であって、
蓄電装置と、
電気回路によって前記蓄電装置の両極に接続された少なくとも２つの非埋込み型の放電電極と、
前記蓄電装置及び前記電極の１との間に接続された抵抗回路と、
前記抵抗回路に接続され、前記蓄電装置の放電の間、前記抵抗回路の抵抗を制御して前記放電電極間に生成される電流波形を整形する制御回路と、
を有することを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記制御回路は、前記蓄電装置の放電の間、前記抵抗回路の抵抗を制御して少なくとも１つの直線の位相を有する電流波形を生成することを特徴とする電気治療回路。
請求項２に記載の電気治療回路であって、前記直線の位相はリップルを有することを特徴とする電気治療回路。
請求項２に記載の電気治療回路であって、前記直線の位相は傾斜を有することを特徴とする電気治療回路。
請求項４に記載の電気治療回路であって、前記傾斜は高々約２０パーセントであることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記抵抗回路は複数の離散的な抵抗器からなることを特徴とする電気治療回路。
請求項６に記載の電気治療回路であって、前記複数の抵抗器に接続され、前記蓄電装置から前記複数の抵抗器のうちの所定数の抵抗器を通り前記放電電極の１に流れる少なくとも１つの電流経路を選択的に提供するスイッチング回路を更に有することを特徴とする電気治療回路。
請求項７に記載の電気治療回路であって、前記制御回路は前記スイッチング回路を制御して電流が流れる前記所定数の抵抗器を選択し、前記制御回路は前記蓄電装置の別の放電の間には前記所定数の抵抗器とは別の所定数の抵抗器を選択することを特徴とする電気治療回路。
請求項７に記載の電気治療回路であって、前記抵抗器は直列に接続されていることを特徴とする電気治療回路。
請求項９に記載の電気治療回路であって、前記スイッチング回路は、前記所定数の抵抗器に含まれていない抵抗器を短絡することにより前記電流経路を選択的に提供することを特徴とする電気治療回路。
請求項１０に記載の電気治療回路であって、前記抵抗回路は可変抵抗器を更に有し、前記制御回路は前記離散的な抵抗器の１が短絡される毎に前記可変抵抗器を高い抵抗値にリセットし、前記可変抵抗器が低い抵抗値に減少することを可能にすることを特徴とする電気治療回路。
請求項１０に記載の電気治療回路であって、前記波形の第１の位相の終わりに、前記スイッチング回路は前記所定数の抵抗器に他の抵抗器を急速かつ逐次的に加えて前記波形をゼロまでステップ的に減少せしめることを特徴とする電気治療回路。
請求項１２に記載の電気治療回路であって、前記波形の第２の位相の初めに、前記スイッチング回路は前記所定数の抵抗器を急速かつ逐次的に短絡させ前記波形をゼロから負の値にステップ的に減少せしめることを特徴とする電気治療回路。
請求項６に記載の電気治療回路であって、前記抵抗器は２進数列的に配置されることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、閉じられたときに前記蓄電装置から前記電極への電流フローのための閉回路を形成せしめる、前記蓄電装置及び前記電極の１つの間に接続された少なくとも１つのスイッチを有することを特徴とする電気治療回路。
請求項１５に記載の電気治療回路であって、前記少なくとも１つのスイッチは、Ｈブリッジとして配置される複数のスイッチからなることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記電流波形は第１の位相及び第１の位相と反対の極性を有する第２の位相からなることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記制御回路はマイクロプロセッサからなることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記制御回路は結線で接続されていることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記電流波形は細動除去パルスを有することを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記電極は埋め込まれていないことを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記蓄電装置は少なくとも１つのキャパシタからなることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記蓄電装置は１つのキャパシタであることを特徴とする電気治療回路。
請求項１に記載の電気治療回路であって、前記回路は患者依存の電気的パラメータを検知するセンサをさらに含み、前記制御回路は、前記センサにより検知された前記患者依存の電気的パラメータの少なくとも一部に基づいて、前記抵抗を制御することを特徴とする治療回路。
請求項２４に記載の電気治療回路であって、前記患者依存の電気的パラメータは患者のインピーダンスからなることを特徴とする電気治療回路。
請求項２４に記載の電気治療回路であって、前記制御回路は、ピーク放電電流の前記患者依存の電気的パラメータに対する依存性を低減するように前記可変インピーダンスを制御することを特徴とする電気治療回路。
請求項２６に記載の電気治療回路であって、前記制御回路は、前記センサの検知する前記患者のインピーダンスに反比例して前記可変インピーダンスのインピーダンスを選択することを特徴とする電気治療回路。
請求項２７に記載の電気治療回路であって、前記患者のインピーダンスが１５オームである場合の前記ピーク放電電流は、前記患者のインピーダンスが１２５オームである場合の２倍未満であることを特徴とする電気治療回路。
請求項２６に記載の電気治療回路であって、前記蓄電装置の前記放電は、前記センサが前記電極間の前記患者のインピーダンスを検知する検知パルス部分と、前記制御回路が前記センサの検知する前記患者のインピーダンスに反比例して前記可変インピーダンスのインピーダンスを選択する治療放電部分と、からなる電流波形を有することを特徴とする電気治療回路。
請求項２４に記載の電気治療回路であって、前記センサは電流センサであることを特徴とする電気治療回路。
請求項３０に記載の電気治療回路であって、前記センサは電流検知トランスであることを特徴とする電気治療回路。
請求項２４に記載の電気治療回路であって、前記可変インピーダンスは可変抵抗回路からなることを特徴とする電気治療回路。
請求項２９に記載の電気治療回路であって、前記電流波形の前記治療放電部分は直線であることを特徴とする電気治療回路。