JP4889939B2 - 経胸腔式除細動器 - Google Patents

Description

本発明は、経胸腔式除細動（デフィブリレーション（ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏｎ）およびカーディオバージョン（ｃａｒｄｉｏｖｅｒｓｉｏｎ））（すなわち胸腔の外部の電極を用いて行われるデフィブリレーションまたはカーディオバージョン）に関する。
関連出願の相互参照
本出願は、２００３年１１月１３日に出願された米国特許出願第１０／７１２，３０８号の部分継続出願であり、同出願に対する優先権を請求するものである。

通例、人体の心臓内での電気化学的活動によって器官の心筋繊維が同期して収縮したり緩和したりする。この心臓筋系の同期した活動によって、心室から生体器官に血液が実効的にポンプ輸送される。しかしながら、心室細動（ＶＦ）の場合には、心臓内での異常な電気的活動によって個々の筋肉繊維が非同期的かつカオス的に収縮する。このように同期を失う結果として、心臓は血液を実効的にポンプ輸送する能力を失う。除細動器は、心室細動に関連する心臓のカオス的電気的活動を中断させる大電流パルスを発生して、心臓の電気化学的系に対し自律的に同期を回復する機会を提供する。一旦、組織化された電気的活動が復元したら、同期した筋肉収縮が通例では追随して、実効的な心臓のポンプ作用を復元する。

人体については１９５６年に最初の記載があるように、経胸腔式除細動が心停止、心室頻脈（ＶＴ）および心房細動（ＡＦ）の主な治療法となっている。１９９６年までは単相波形が主流であったが、この年に最初の二相波形が臨床用途で利用可能になった。また、除細動の実効性を高める多数電極系を用いる試みが行われてきた。二相波形および多数電極系は単相除細動に比べて実効性の向上を示したが、依然として大きな改良の余地がある。すなわち、最新の二相技術でも心室細動（ＶＦ）についてのショック成功率は７０％に満たない。

心臓の細動および除細動は依然として解明が進んでおらず、除細動の機構を説明する幾つかの仮説が広く用いられている。臨界量仮説と呼ばれる概念の仮定によれば、除細動ショックが成功する理由は、除細動ショックは臨界量の範囲内で不応性でない全ての組織を脱分極することにより筋肉の臨界量の範囲内で活動前面を消滅させるからである。受攻上限（ｕｐｐｅｒ ｌｉｍｉｔ ｏｆ ｖｕｌｎｅｒａｂｉｌｉｔｙ、ＵＬＶ）理論の仮定によれば、ショックは、波面の前方の心筋における不応期を延長することにより心室細動（ＶＦ）波面を停止させると成功するが、このことに加え、ショックもまた、ショック脱分極領域の境界で新たな細動を招く波面を開始させてはならない。ショックは、心筋を脱分極させるのに十分な強度を有するが新たな活動前面を防ぐほど十分な強さを有せず、このため除細動の試みが失敗に帰する場合がある。ＵＬＶ理論に関連する臨界点仮説によれば、ショックは臨界電圧勾配が不応性の臨界点と交差するような臨界点を生成してはならない。これらの臨界点が細動の再開点になる。また、「不応期の延長（ｅｘｔｅｎｓｉｏｎ ｏｆ ｒｅｆｒａｃｔｏｒｉｎｅｓｓ）」理論によれば、細動している心組織に対するショック誘導脱分極によって、新しく来るＶＦ波面に対する不応期が延長し、結果としてＶＦが停止する。ＵＬＶ仮説に関連する他の理論としては、「進行型脱分極（ｐｒｏｇｒｅｓｓｉｖｅ ｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）」および「伝播移行型（進行型）応答細胞脱分極仮説（ｐｒｏｐａｇａｔｅｄ ｇｒａｄｅｄ（ｐｒｏｇｒｅｓｓｉｖｅ）ｒｅｓｐｏｎｓｅ ｃｅｌｌｕｌａｒ ｄｅｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ）」がある。

仮想的電極分極（Ｖｉｒｔｕａｌ Ｅｌｅｃｔｒｏｄｅ Ｐｏｌａｒｉｚａｔｉｏｎ、ＶＥＰ）理論は、部分的に伝導性である媒体（各心空間の血液、肺、間質液、および胸腔内のその他器官）の内部に含まれている別の部分的に伝導性である媒体（心筋）内の電流に起因して、正分極域および負分極域が互いに隣接して同時に存在することにより除細動時の心筋の分極が特徴付けられるような現象を記述する。ＶＥＰの関連で定義される「相特異点（Ｐｈａｓｅ Ｓｉｎｇｕｌａｒｉｔｙ）」とは、正分極（従来の電気生理学の用語で「脱分極」と同義）域と、非分極域と、負分極（「過分極」と同義）域とによって包囲されている臨界点である。これらの相特異点が細動の再開の起源となる。ショック後興奮は、「開放興奮（ｂｒｅａｋ ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ）」と呼ばれる過程を通じて正分極域と負分極域との間の非分極部位で開始する。開放興奮は、「興奮間隙（ｅｘｃｉｔａｂｌｅ ｇａｐｓ）」と呼ばれるショックに誘発された非分極部位を介して伝播し、正分極部位が興奮性を回復すると、細動を開始し得る興奮旋回路が形成される。興奮間隙の面積範囲が十分に最小化したときか、またはショックに誘発された電圧勾配が興奮間隙において興奮の速やかな伝播を招くのに十分になったときか、または受攻期の延長が、開放興奮の脱分極した組織内へのさらなる前進を防ぐのに十分になったときに、受攻上限（ＵＬＶ）が達成される。二相除細動の場合には、ショックの第２相が、負分極組織を脱分極することによりＶＥＰ効果を無化するのに役立つ。再分極した組織を脱分極するためには、既に脱分極していた組織をさらに脱分極する場合よりも少ないエネルギーしか必要でないので、実効的な二相除細動によって正分極を保ちながら負分極を反転させることにより心筋の略完全な脱分極を達成する。但し、二相波形での興奮間隙は、単相波形に対して相対的に見ると縮小はしているが依然存在する。

従来、多数電流源の電流加算を用いた刺激に対する理論的アプローチを用いて、重なり領域において、特異電流ベクトルでは生じなかったような刺激または除細動をもたらすのに十分な加算電流または積算された心筋応答を発生している。しかしながら、このアプローチは、不十分な刺激を受けた組織が、細動再開を招き得る興奮間隙内に留まり得る問題点を扱っていない。

刺激を理解する手段として、電流等化の概念が広く用いられている。一般的なアプローチは、心臓全体にわたって電流分布を等化して、心臓の筋肉域に電流を集中させるものである。このアプローチは、依然存在する興奮間隙の発生を扱っていない。ＶＥＰ効果の関連で理解されるように、電流分布が一様であると、依然として興奮間隙を生ずる。実際には、一様な電流分布は、人体の胸郭でのように器官、筋肉、体液および骨のコンダクタンスが１００倍もの倍数でばらつき得る場合には生理学系の関連では特に適切な概念ではない。かかる系では、電流分布は一様にはならない。単純化された２コンダクタンス系であっても、印加される一様な電場によって、コンダクタンス差に起因する非一様の電流分布が生ずる。

１９４８年には早くも、ネメク（Ｎｅｍｅｃ）による（特許文献１）に開示されているように、重ね合わせ型多重ベクトルによる生理学的組織刺激の手法が用いられており、該特許には２個の刺激波形発生器を多数の組の電極と共に用いた神経または筋肉刺激器が記載されている。各々の波形は交流電流電気信号であり、２つの周波数の間の差は１Ｈｚ〜１００Ｈｚに設定されている。両方の電流源すなわち電流重ね合わせの領域からの電流に晒される組織域では、生理学的組織を刺激することが可能な周波数差に等しい搏動周波数が発生する。（特許文献２）は、小さい値だけ互いに異なっておりそれら自体では刺激効果を有しない２種以上のＡＣ電流を、治療域において最適な干渉を有するように重ね合わせる概念を加えている。類似の方法が、（特許文献２）、（特許文献３）、（特許文献４）および（特許文献５）にも採用されている。これらの技術および以降の技術の殆どで、関心領域は、多数の発生源からの電流が重なり合う区域とされていた。重なり領域での和電流によって、搏動周波数または加算電流が生じ、特異電流ベクトルでは生じない刺激をもたらすのに十分なものとなる。

最初期の除細動器（カーディオバータおよびデフィブリレータ）は、単一バーストの交流電流または単一パルスのいずれかを発生して心臓に印加し、除細動（カーディオバージョンまたはデフィブリレーション）を生じさせていた。しかしながら、除細動（カーディオバージョンまたはデフィブリレーション）を達成するための多数パルスの利用も広く研究されている。（特許文献６）は、単一対の電極の間で逐次的に放電される２個のキャパシタを用いた初期型の二重パルス心臓除細動器を開示している。植え込み型ペースメーカおよび除細動器では、多数電極系が採用されている。例えば、逐次パルス型多数電極系が（特許文献７）、（特許文献８）、（特許文献９）、（特許文献１０）、（特許文献１１）および（特許文献１２）に開示されている。逐次パルス系は、心臓組織の非線形の活動電位応答に起因して、異なる電極対の間で発生する連続した除細動パルスは積算効果を有するとの仮定に基づき、除細動を達成するための全エネルギー要件が単一対の電極を用いて除細動を達成するのに必要なエネルギー・レベルよりも小さくなるようにして動作する。多数電極式逐次パルス除細動への代替的なアプローチが（特許文献８）に開示されている。１対の電極対が右心室電極と冠状静脈洞電極とを含み、第２の電極対は右心室電極と皮下パッチ電極とを含んで、右心室電極が両方の電極対の共通電極としての役割を果たし得る。右心室電極と上大静脈電極と皮下パッチ電極とを用いた代替的な多数電極式同時パルス系が（特許文献１３）に開示されている。この（特許文献１３）は、上大静脈と右心室との間、および右心室と皮下電極との間でのパルスの同時発生を開示している。（特許文献１４）では、異なる電極対の間で同時に充電されて、次いで逐次的にまたは同時に放電される２個のキャパシタ・バンクが設けられている。

（特許文献１５）は、心臓およびその周囲に配置されている多数の電極を採用した逐次パルス除細動器を開示している。この開示では、逐次作動される各々の電極対がパルス・ベクトルを画定し、かつこれらのパルス・ベクトルが心臓組織全体にわたって回転式で走査するように、交流電流（ＡＣ）除細動パルスが逐次的に発生する。パルスは互いに直ちに続いて発生され、または何らかの特に指定しない時間にわたって互いに重なり合っていてもよい。（特許文献１６）は、重なり合った二重路パルスを記載しており、ここでは重なり時間に中間的な電流ベクトルが存在している。（特許文献１７）は、中間的電流ベクトルが方向を変えて、ショック・パルスの間に循環的に往復するようにした類似構成を記載している。（特許文献１８）にも類似構成が記載されている。（特許文献１９）は、個々の経路の各々は閾値下刺激であるが重ね合わせ領域の電流レベルは閾値を上回る多重路ペーシング方法を記載している。重ね合わせ領域の電流ベクトルは、個々のパルス開始のタイミングを変化させることにより方向制御することが可能である。（特許文献２０）は、パルス・トレインを間に挟んだ多数電極による集束波形を記載している。これらの手法は電流の重なりによって発生する回転ベクトルを介して興奮間隙を幾分か減少させることが可能であるが、依然として細動再開のきっかけとなり得る興奮間隙の領域が残っているという点で同様な欠点を有する。

（特許文献２１）は、各々除細動には小さ過ぎる寸法の多数の小作用域で構成される多数節点電極を記載している。各々の作用域が同じ電源に接続されている。電極を複数の作用域に分割することにより、電極の長期にわたる装着による皮膚の感作を抑える手段を設けるものとしている。
米国特許第２，６２２，６０１号 米国特許第３，７７４，６２０号 米国特許第３，８９５，６３９号 米国特許第４，０２３，５７４号 米国特許第４，４４０，１２１号 米国特許第３，６０５，７５４号 米国特許第４，２９１，６９９号 米国特許第４，６４１，６５６号 米国特許第４，７０８，１４５号 米国特許第４，７２７，８７７号 米国特許第４，９３２，４０７号 米国特許第５，１０７，８３４号 米国特許第４，９５３，５５１号 米国特許第５，１６３，４２７号 仏国特許第２，２５７，３１２号 米国特許第５，３２４，３０９号 米国特許第５，７６６，２２６号 米国特許第５，８００，４６５号 米国特許第５，３３０，５０６号 米国特許第５，４３１，６８８号 米国特許第６，１４８，２３３号

本発明は背景技術に存在する問題を解決しようとしてなされたものである。

第１の態様では、本発明は、体外式除細動のための経胸腔式除細動に関するものであり、この除細動器は、患者の胸腔を横断して心臓を通る少なくとも２本の電気的経路を確立するために患者の胸郭に装着されるように構成されている３個以上の電極と、これら３個以上の電極を除細動器外被に収容されている除細動器回路に接続するケーブルと、からなり、除細動器回路は少なくとも２本の電気的経路の各々を横断して異なる除細動波形を発生する能力を有する。

本発明のこの態様の好ましい実施形態は、以下の１または複数を組み入れていてよい。すなわち、異なる除細動波形は少なくとも１つの波形パラメータが異なっていてよい。除細動器回路は、２本以上の電気的経路の各々を横断して同じ除細動波形を発生する能力を有していてよい。除細動器回路は、経胸腔インピーダンス分布を決定して、この経胸腔インピーダンス分布に基づいて少なくとも２本の電気的経路の波形パラメータを選択する処理ユニットを含んでいてよい。経胸腔インピーダンス分布は２次元であってよい。経胸腔インピーダンス分布は、胸郭の複数の位置の間でのインピーダンスを測定する工程によって決定してよい。胸郭の複数の位置の間でのインピーダンスを測定する工程は、複数の電極の間でのインピーダンスを測定する工程を含んでいてよい。経胸腔インピーダンス分布は、電気インピーダンス法（ＥＩＴ）を用いて測定されてよい。経胸腔インピーダンス分布は、組織部位の位置を決定する撮像手法を用いて、組織部位の各位置および組織の抵抗率から経胸腔インピーダンス分布を算出して測定されてよい。撮像手法は超音波撮像からなっていてよい。撮像手法は、電極の少なくとも１個を支持している除細動パッドに少なくとも１個のトランスデューサ素子を一体化させて用いてよい。各々の波形の少なくとも１つのパラメータは、傾斜角、持続時間、電流または電圧のいずれか１つであってよい。波形は二相であってよい。波形は単相であってもよい。波形は多相であってもよい。波形は交互型（ｉｎｔｅｒｌａｃｅｄ）であってもよい。各々の波形の少なくとも１つのパラメータは、傾斜角、持続時間、電流、電圧、第１相持続時間、第２相持続時間または第１相平均電流のいずれか１つであってよい。異なる電気的経路を横断する波形は、少なくとも１ミリ秒間だけ、但し波形の最短のものの持続時間の８０％未満だけ時間的に重なり合っていてもよい。異なる電気的経路を横断する波形は同時に発生されてよい。異なる電気的経路を横断する波形は、時間的に重なり合わずに逐次的に発生されてもよい。各々の電気的経路について実質的に同じ除細動実効性を達成するように各々の波形の少なくとも１つの波形パラメータを調節してよい。心臓において選択された電流密度分布を達成するように、各々の波形の少なくとも１つの波形パラメータを調節してよい。心臓での電流密度分布を、波形パラメータが電気的経路の各々について同じであった場合よりもさらに一様にするように、各々の波形の少なくとも１つの波形パラメータを調節してよい。電流密度はピーク電流密度または平均電流密度のいずれであってもよい。胸郭の同じ側に配置されている少なくとも２個の電極を組み合わせて、１つのユニットとして患者に接着され患者から取り外される単一体電極パッドとしてもよい。胸郭の各々の側に２個ずつとして少なくとも４個の電極が存在していてよく、また胸郭の各々の側の２個ずつの電極をそれぞれ組み合わせて、１つのユニットとして患者に接着され患者から取り外される単一体電極パッドとしてもよい。波形が生成されるときに通過する電極の各々の面積は心臓の投影面積の７０％未満であってよく、胸腔の同じ側の電極の面積和は心臓の投影面積の８０％よりも大きくてよい。経胸腔インピーダンス分布の決定は、除細動波形の発生時にまたは発生の直前に行ってよい。

第２の態様では、本発明は、経胸腔式除細動器に関するものであり、経胸腔式除細動器は、患者の胸腔を横断して心臓を通る少なくとも２本の電気的経路を確立するために患者の胸郭に装着されるように構成されている３個以上の電極と、これらの電極の少なくとも幾つかを除細動器外被に収容されている除細動器回路に接続するケーブルと、を備え、除細動器回路は、第１の電気的経路を横断する第１の除細動波形および第２の電気的経路を横断する第２の除細動波形を発生する能力を有しており、電極の位置および構成、ならびに第１および第２の波形は、第１の波形が、心臓の第１の部分の繊維の長軸に整列している第１の電流ベクトルを心臓において有し、かつ第２の波形が、心臓の第２の部分の繊維の長軸に整列している第２の電流ベクトルを心臓において有するように構成されている。

本発明のこの態様の好ましい実施形態は、以下の１または複数を組み入れていてよい。すなわち、除細動器回路は、第１および第２の除細動波形を互いに異なるものとする能力を有していてよい。３次元撮像方法を用いて心筋繊維の配向を決定してよい。撮像方法（例えばＭＲＩ）は、電流密度を３次元立体画像と共に測定する能力を含んでいてよい。電流は、心筋繊維での電流の流れの画像を形成するために、外部源によりＭＲＩ画像形成時に注入されてよい。除細動器は植え込まれていてよく、３個以上の電極のうち第１および第２の電極が、各々少なくとも幾つかの除細動器サーキットリを収容し互いに電気的に接続されている２個の別個の外被によって提供されていてよく、また３個以上の電極のうち第３および第４の電極が、胸郭の外部に配置されて、上述の２個の別個の外被の一方に電気的に接続されていてよい。除細動ショックを発生するのに用いられる電極の全てが胸腔の外部に位置していてよい。２個の別個の外被の間に、電極の一方に刺激パルスを伝達する少なくとも１個の導体と、別個の外被の間で通信を伝達する少なくとも１個の導体とからなる共通の電気ケーブルが存在していてよい。第３の電極は、各々肋間腔の近傍に配置されており共通に電気的に接続されている少なくとも２個の肋間電極からなっていてよい。

本発明の多くの利点（うち幾つかの利点は、様々な態様および実施形態の幾つかのものでのみ達成され得る）の中でも、本発明は、従来技術に対して、除細動時の興奮間隙の面積範囲を縮小すると共に影響を抑え、かつ実効性の向上を提供する経胸腔除細動（カーディオバージョン／デフィブリレーション）系を提供し得る。幾つかの実施形態では、興奮間隙の面積範囲は、胸郭の各々の側での電極の合計面積を拡大することにより縮小される（例えば電極に投影した心臓面積と近似的に等しくするかまたはこれよりも大きい合計面積にする）。経胸腔インピーダンスは、骨、骨格筋、胸骨の軟骨、肋骨、ならびに心筋、血液および肺の本質的に異なるコンダクタンスの影響を受けて胸郭の表面にわたって著しくばらつくため、本発明の幾つかの実施形態は、経胸腔インピーダンス分布の決定に基づいて持続時間、波形または振幅のような波形のパラメータの少なくとも１つを調節することが可能である。経胸腔インピーダンス分布の決定は、電極対の電極同士の間のインピーダンス測定と同程度に単純なものであってもよいが、心臓、肺および骨格のさらに正確な位置を決定するためには電気インピーダンス法、超音波撮像または他の撮像方法を含み得る。幾つかの実施形態では、経胸腔インピーダンスのばらつきに対処するために、一定範囲の生理学的インピーダンスにわたって電流を所望の値に設定した独立した電流源として波形発生用電源を構成する。

体表面でのコンダクタンスは、体内器官、体液、筋肉および骨のコンダクタンスと殆ど同じだけ大きく変動する訳ではない。このため、典型的な従来技術の単一点インピーダンス測定（例えば、除細動電流を発生する同じ電極を用いて体表面で行う）では胸腔内でのインピーダンス分布を推定し得ない。波形、振幅または持続時間は、かかる単一点インピーダンス測定に応じて従来変化させられており、このアプローチは除細動パルスの実効性に影響を及ぼし得るが、この影響は、心臓および心臓周囲での電流分布を変化させる役には立たないという事実によって限定される。好ましい実施形態では、本発明は、胸郭のインピーダンス（抵抗率）分布を少なくとも２次元で決定し、このインピーダンス分布を用いて各々の電気的経路（電流ベクトル）について波形パラメータを決定する。例えば、除細動パルスの振幅を各々の電極対毎に独立に調節して、心筋および心筋周囲で所望の電流分布を達成することが可能である。本発明のかかる実施形態を用いると、器官自体に実際に送り届けられる電流を、体表面に位置する電極の数、位置および寸法によって決定される詳細のレベルに到るまで細かく体表面で制御することが可能である。

具体的な実施形態に応じて、本発明は、公知の形式の除細動波形すなわち単相波形、二相波形または多相波形のいずれの性能を改善することも可能である。好ましくは、個々のベクトルの波形を同期させるが、本発明はまた、逐次パルス式多数電極除細動系の性能を改善することも可能である。

本発明の幾つかの実施形態は、除細動時にまたは除細動の直前に電極対の軸に実質的に類似した軸に沿って患者の電気的パラメータ、心電図パラメータ、生理学的パラメータまたは解剖学的パラメータを測定し、これらの測定を用いて、実効性を高めるように波形パラメータを制御する。

本発明の幾つかの実施形態は、独立に測定可能でかつ制御可能な電流路を有しているが、他のより単純な実施形態では、電流路の少なくとも１本の波形パラメータを患者の電気的パラメータ、心電図パラメータ、生理学的パラメータまたは解剖学的パラメータの関数として制御する。

本発明の幾つかの実施形態は、標準的な単相または二相除細動器として個々に作用し得る多数の除細動器をマスタ／スレーブ方式で同期させることを可能にする。
多数の電極を、単一のパッドとして一体化した複数の電極作用域として具現化してもよく、この場合には胸郭の各々の側に１枚ずつパッドを装着し、これにより２部パッド式の使い易い系を達成する。一体型パッドは、胸骨、胸骨上端または乳頭の正確な配置図のような解剖学的標認点を含んで、患者に電極をさらに正確に配置する能力を医師に提供し得る。電極は、超音波撮像、インピーダンス、パルス酸素測定法、呼気終末二酸化炭素、血圧、速度検知、加速センサのようなセンサを含んでいてよい。

一体型パッドの電極作用域は、稠密に充填した六角形、矩形もしくは同心円構成で、または他の充填形で配置することにより最適な間隔を設けるように構成され得る。
本発明のその他の特徴および利点は、添付図面、詳細な説明および特許請求の範囲から明らかとなろう。

本発明の極めて多くの可能な実施形態が存在するが、あまりに多く本書には記載し切れない。現状で好ましい幾つかの可能な実施形態を以下に記載する。但し、幾ら強調してもし過ぎることはないが、以下は本発明の実施形態の説明であって、本発明の説明ではなく、本発明は、以下に記載される詳細な実施形態に限定されず、特許請求の範囲でさらに広範に記載されている。

図１に本発明の一実施形態を示す。患者に対して生成される除細動波形は、米国特許第６，０９６，０６３号明細書に記載されている二相波形または多相波形である。この特許に記載されているように、電磁（ＥＭ）エネルギー発生手段１は、継電器６、７、８および９ならびにＨブリッジ１０および１１が開いているときに処理手段５の制御下で充電回路４によって治療に実効的な電圧を充電される蓄電キャパシタ２および３で構成されている。寸法および経費の両方を抑える手段として、充電回路４を用いて蓄電キャパシタ２および３の両方を同時に充電する。第１の電極対１および第２の電極対２はＳＴＡＴ−ＰＡＤＺ（米国マサチューセッツ州ＣｈｅｌｍｓｆｏｒｄのＺＯＬＬ Ｍｅｄｉｃａｌ製）のような粘着パッドであり、図１に断面図で示す患者の胸郭３に接着されている。

当業者に公知の任意の既存の方法を用いて除細動エネルギーを患者に対して発生する適当な時刻を処理手段５によって決定したら、継電スイッチ１２，１３、１４および１５を開いて、継電スイッチ６、７、８および９を閉じる。すると、Ｈブリッジ１０の電子スイッチ１６、１７、１８および１９ならびにＨブリッジ１１の電子スイッチ２４、２５、２６、および２７が閉じて、患者の体内で一方向に電流を流すことが可能になり、この後に、Ｈブリッジ１０の電子スイッチ１６、１７、１８および１９ならびにＨブリッジ１１の電子スイッチ２４、２５、２６および２７が開いて、Ｈブリッジ１０の電子スイッチ２０、２１、２２および２３ならびにＨブリッジ１１の電子スイッチ２８、２９、３０および３１が閉じると、患者の体内で他方向に電流を流すことが可能になる。継電スイッチ１２、１３、１４および１５は、双極双投構成（ＤＰＤＴ）で結合されて、寸法および経費を抑えている。ＤＰＤＴ継電器１２および１３は、放電中に電極対用の電流源を切り離す目的を果たす。電子スイッチ１６〜３１は、それぞれの光アイソレータからの信号によって制御され、光アイソレータは処理手段５からの信号によって制御されている。図２に示すように、処理手段５は好ましくは、読み出し専用メモリ素子（ＲＯＭ）４１、ランダム・アクセス・メモリ（ＲＡＭ）４２、クロック４３、実時間クロック４４、アナログからディジタルへの（アナログ−ディジタル、Ａ／Ｄ）変換器４５およびディジタルからアナログへの（ディジタル−アナログ、Ｄ／Ａ）変換器４６、電源４７、リセット回路４８、汎用入力／出力４９、表示器４９や入力キー５０の形態のユーザ・インタフェイス、ならびに当業者に公知の他のサーキットリに結合されている日立製ＳＨ−３のようなマイクロプロセッサ４０である。患者の電気的パラメータ、心電図パラメータ、生理学的パラメータまたは解剖学的パラメータの測定のために測定手段５２が設けられており、この測定に基づいて処理手段５は放電路の少なくとも１本の波形パラメータを制御する。やはり処理手段５によって制御される継電スイッチ６、７、８、および９は、Ｈブリッジのスイッチ１６〜３１による約５００マイクロアンペアであり得る漏洩電流から患者３を切り離す。

電流経路には直列接続された抵抗器５７、５８および５９ならびに抵抗器６０、６１、６２をそれぞれ含む抵抗回路５５および５６が設けられており、抵抗器の各々が、処理手段５によって制御される短絡スイッチ６３〜６８に並列接続されている。抵抗器は好ましくは、不等の値を有しており直列抵抗値の様々な組合せによって２ⁿ種の異なる組合せが得られるように２値数列型の段階的な値を有する。尚、ｎは抵抗器の数である。治療用除細動エネルギーを発生する直前に、Ｈブリッジのスイッチ１６〜１９および２４〜２７を閉じることにより比較的小振幅の「検知」パルスを発生し、電流が抵抗器に直列で流れるように抵抗器短絡スイッチ６３〜６８を全て開く。電流検知変圧器６９および７０がそれぞれの電極対１ａ、１ｂ、２ａおよび２ｂを介して患者に流れる電流を検知して、ここから処理手段５が患者３の抵抗を決定する。

最初の検知パルスは二相除細動波形と一体化しているすなわち二相除細動波形の直後に続いており、最初の検知パルスと二相除細動波形との間には蓄電キャパシタの再充電は起こらない。最初の検知パルスで検知される患者抵抗が小さい場合には、検知パルスの終了時に抵抗器短絡スイッチ６３〜６８の全てを開いたままにして、抵抗器５７〜６２の全てが電流経路に存在するようにする（次いで、抵抗器は、矩形の正相を近似するために後述する態様で二相除細動波形の正相の間に逐次的に短絡される）。このように、二相除細動波形の正の第１相の開始時での電流は、検知パルス時の電流と同じになる。検知パルス時に検知される患者抵抗が大きい場合には、検知パルスの終了時に抵抗器短絡スイッチ６３〜６８の幾つかまたは全てを閉じて、これにより、抵抗器の幾つかまたは全てを短絡させる。

このように、検知パルスの直後に、二相除細動波形は、電流検知変圧器６９および７０によって検知される患者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常に、正の第１相の開始時の電流レベルの少なくとも５０％にあり、検知パルスは除細動パルスと同様に、直流電流パルスであることは言うまでもない。

電流経路に存在する抵抗器の数を適当に選択することにより、処理手段は、蓄電装置によって蓄電される所与の電荷量についてピーク放電電流の患者インピーダンスに対する依存性を低減する（但し解消はしない）。患者インピーダンスが１５Ωである場合にはピーク電流は約２５アンペアであり、患者インピーダンスが１２５Ωである場合にはピーク電流は約１２．５アンペアである（典型的な患者は約７５Ωである）。

二相波形の正相の間には、患者３と直列に存在する抵抗器５７〜６２の幾つかまたは全てが逐次的に短絡される。抵抗器の１つが短絡される度毎に、波形に電流の急上昇が起こって、これにより、図３の波形に示す鋸波状のリプルが生ずる。減衰の時定数（ＲＣ）は相の終了時の方が相の開始時よりも短いので、リプルは、矩形相の終了時に最大となる傾向にある。言うまでもなく、検知パルスの終了直後に抵抗器の全てが既に短絡されている場合には、二相波形の正相は単に、波形が負相に切り換わるまで指数関数的に減衰する。

図３に示すように、正相の終了時には、電流波形は正相の終了時から負相の開始時まで一連の急段階で減少し、段階の１つがゼロ交差となる。処理手段５は以下によってこのことを達成する。すなわち（１）抵抗回路５５および５６の抵抗を、抵抗器短絡スイッチ５７〜６２の操作を通じて固定された増分で逐次的に増大させ、次いで（２）Ｈブリッジ１０〜１１のスイッチの全てを開いて、電流波形をゼロ交差まで低下させ、次いで（３）電流波形の正相時には予め開かれていたＨブリッジのスイッチを閉じることにより電流波形の極性を反転させ、次いで（４）抵抗回路５５および５６の抵抗を、抵抗回路５５および５６の抵抗が正相の終了時と同じになるまで、抵抗器短絡スイッチ５７〜６２の操作を通じて固定された増分で逐次的に減少させる。

１実施形態では、鋸波状のリプルを低減するために、可変抵抗器７１および７２を他の抵抗器５７〜６２と直列に設ける。固定値の抵抗器５７〜６２の１つが短絡される度毎に、可変抵抗器７１および７２の抵抗は自動的に高い値に急上昇し、次いで次の固定値抵抗器が短絡されるまで低下する。このことは、鋸波状リプルの高さを約３アンペアから約０．１アンペア〜０．２アンペアまで平滑化し、固定値の増分を小さくする必要性を減じる（すなわち固定値抵抗器段階を追加で設ける必要性を減じる）のにある程度まで役立つ。

図４に人体の胸郭の断面図を示す。構成組織の各々が、除細動パルスによって生成される電場および電流の有限要素シミュレーションに用いられるセルに小分割されている。電極対１ａ、１ｂ、２ａおよび２ｂも図示されている。図５（Ａ）〜図５（Ｄ）は、図４の断面の単純化した図を示す。同図では、線すなわち心臓重心（ＣＣＯＭ）線７５が画定されており、線７５はＣＣＯＭ点７６を通り、患者の背に平行である。好ましい実施形態では、少なくとも１個の電極、好ましくは２個の電極をＣＣＯＭ線の体後部側に配置する。加えて、中点／ＣＯＭ（ＭＣＯＭ）線７７は、体後部電極（１または複数）７８および７９の体側範囲の中点（ＭＬＥ）と、ＣＣＯＭ点７６とによって画定される線である。電極平面８１は、ＭＬＥ７８に対して末梢側に位置する電極８４の重心８２までの最小平均自乗誤差距離を結果として与える平面によって画定される。さらに、心臓投影面積（ＰＣＡ）が画定されており、ＰＣＡは、電極平面８１と、ＭＣＯＭ線７７に平行で心臓８３の表面に接する線８０の軌跡との交点によって形成される形状の電極平面８１における面積である。電極の面積、形状および位置は、個々の電極の各々の面積がＰＣＡの７０％よりも小さく、ＭＬＥ７８に対して末梢側に位置する電極８４の面積和がＰＣＡの８０％よりも大きく、好ましくはＰＣＡの１００％よりも大きくなるようにする。

好ましい実施形態では、電極は図５（Ｂ）、図７、図８（Ａ）および図８（Ｂ）に示すように配置される。図７は電極１ａおよび２ａ、胸郭ならびに心臓４の相対的な位置を示す。図８（Ａ）および８（Ｂ）は典型的な患者での電極配置を示す。図５（Ｃ）は、電極対の体側配置を示す。別の実施形態では、電極は、図９に示すように同心状に構成されてもよい。電極はまた、図５（Ｄ）に示すように電流路が本質的に平行になるように配置されてもよい（図５（Ｄ）では電極１ｂおよび２ｂの位置が図５（Ｂ）と反転している）。

図４に示すような様々な組織のコンダクタンスは近似的に次のようになる。

様々な組織の伝導度は１００倍もの倍数でばらつき得る。このばらつきを収容するために、放電路の各々に生成されるエネルギーの波形パラメータを独立に制御可能とする。例えば、このことは直前に述べた実施形態では、２個の高電圧キャパシタ２および３を設けて、患者３に対して直列に存在する抵抗器５７〜６２を適当に切り換えることにより達成され得る。電流経路に存在する抵抗器の数を適当に選択することにより、蓄電装置によって蓄積される電荷の所与の量についてピーク放電電流の患者インピーダンスに対する依存性を低減し得る（但し解消はしない）。例えば、患者インピーダンスが１５Ωである場合にはピーク電流は約２５アンペアとなり、患者インピーダンスが１２５Ωである場合にはピーク電流は約１２．５アンペアとなる（典型的な患者は約７５Ωである）。

代替的には、電極対のうち１対よりも多い電極対について１個のみの高電圧キャパシタを設け、各々の電流路毎に別個の抵抗器ネットワーク５７〜５９および６０〜６２を今まで通り設けることにより、独立制御を達成してもよい。調節され得る別の波形パラメータは波形持続時間であり、このパラメータはスイッチ・ネットワーク１０および１１によって制御可能である。平均第１相電流も、例えば１個または複数のキャパシタからなる第２の群を１個または複数のキャパシタからなる第１の群とは独立の電圧まで充電する第２の充電回路４を設けることにより、独立に調節可能である。独立調節のための波形パラメータとしては、限定しないが傾斜角、持続時間、第１相持続時間、第２相持続時間、電流、電圧および第１相平均電流がある。

図６に示す等アドミタンス曲線から分かるように、体内器官、筋肉および骨のコンダクタンスは著しくばらついており、体表面でのコンダクタンスよりも遥かにばらついている。好ましい実施形態では、電気インピーダンス法（ＥＩＴ）を用いて、これらの体内コンダクタンスまたはインピーダンスを決定する。電気インピーダンス法を用いて少なくとも２次元で胸郭の抵抗率分布を決定し、次いで算出された抵抗率分布を用いて各々の電流ベクトルの波形パラメータを決定する。例えば、各々の電極対毎に除細動パルスの振幅を独立に調節して、心筋および心筋周囲での最適な電流分布を達成することが可能である。かかる方法を用いると、器官自体に実際に送り届けられる電流を、体表面に位置する電極の数、位置および寸法によって決定される詳細のレベルに到るまで細かく体表面で制御することが可能である。

最も基本的な実施形態では、ＥＩＴ方法を用いて波形パラメータを決定するためには、３対の可能な電極対による３個のみの電極で十分である。図５（Ｂ）に示す好ましい実施形態では、総計で６対の［（ｎ−１）！］の可能な電極対について４個の電極を用いる。この数は具現化のし易さおよび経費に鑑みて選択されるが、さらに多数の電極対による実施形態も可能である。

ＥＩＴ系は、ポアソンの式、
∇・ρ^-1∇Ｖ＝Ｉ
によって支配されており、式中、Ｖは電圧であり、ρは抵抗率分布であり、Ｉは被検領域内での印加電流源分布であり、境界条件はＶ₀およびＪ₀である。ＥＩＴの場合には、高周波で低振幅の信号、例えばそれぞれ６０ｋＨｚで約１マイクロアンペアが用いられる。この周波数の電流源は体内には存在しないのでρ＝０となり、ポアソンの式はラプラスの式となる。

∇・ρ^-1∇Ｖ＝０
ＥＩＴの分野では幾つかの形式の問題が研究されている。
１．「順問題」。ρ、Ｖ₀およびＪ₀が与えられており、目標は電圧分布Ｖおよび電流分布Ｊを決定することにある。

２．「逆問題」。ＶおよびＪが与えられており、目標はρを決定することにある。
３．「境界値」問題。Ｖ₀およびＪ₀が与えられており、目標はρ、ＶおよびＪを決定することにある。

好ましい実施形態では、ρ、ＶおよびＪは境界値問題の方法を用いて決定され、次いで、一旦ρが決定されたら、修正型逆問題を用いて最適なＶ₀およびＪ₀を決定すると、心筋および心筋の近くでの所望のＶおよびＪが与えられて、電極対の各々について除細動波形が生成される。

一般的な原則としては、ＥＩＴの工程は、電極によって電流を注入するものであり、誘導された電圧が体表面の多数の点で測定される。好ましい実施形態では、所謂「多点参照法」を用いて電流電圧対を構成する（フアＰ（Ｈｕａ Ｐ）、ウェブスターＪＧ（Ｗｅｂｓｔｅｒ ＪＧ）、トンプキンスＷＪ（Ｔｏｍｐｋｉｎｓ ＷＪ）、１９８７年、Ｅｆｆｅｃｔ ｏｆ ｔｈｅ Ｍｅａｓｕｒｅｍｅｎｔ Ｍｅｔｈｏｄ ｏｎ Ｎｏｉｓｅ Ｈａｎｄｌｉｎｇ ａｎｄ Ｉｍａｇｅ Ｑｕａｌｉｔｙ ｏｆ ＥＩＴ Ｉｍａｇｉｎｇ、Ｐｒｏｃ．Ａｎｎｕ．Ｉｎｔ．Ｃｏｎｆ．ＩＥＥＥ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ｉｎ Ｍｅｄｉｃｉｎｅ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏｇｙ Ｓｏｃｉｅｔｙ、第９号、第１４２９頁〜第１４３０頁
）。多点参照方法では、１個の電極を参照電極として用い、残りの電極を電流源として、電流が発生されている間に誘導電圧を各々の電極で同時に測定する。電流源の振幅は個々に変動し、各々の電極は順に参照リードとして扱われる。次いで、有限要素法を用いて微積分問題（∇・ρ^-1∇Ｖ＝０）をＹＶ＝Ｃの形態の線形代数問題に変換する。ここで、Ｙ、ＶおよびＣはそれぞれコンダクタンス行列、電圧行列および電流行列である。Ｙ、ＶおよびＣはまた、それぞれマスタ行列、節点電圧ベクトルおよび節点電流ベクトルとしても知られている。２次元問題の場合には三角形または四角形の要素によって、また３次元問題の場合には六面体によって、２次元または３次元の物理的モデルに対してメッシュ生成を行う。次いで、ディリクレの境界条件（既知の表面電圧）またはノイマンの境界条件（既知の表面電流）について参照節点または駆動電極のような位置での境界条件を設定する。マスタ行列を算出するためにはガウスの消去法またはコレスキー因子分解のような多くの方法が用いられている。

抵抗率分布の再構成にニュートン−ラフソン（Ｎｅｗｔｏｎ−Ｒａｐｈｓｏｎ）のアルゴリズムを用いてもよい。このアルゴリズムは繰り返しアルゴリズムであり非線形問題に特に好適である。ニュートン−ラフソン法は、「目的関数」と呼ばれる誤差を最小化する。ここでは、この誤差は測定された電圧応答と推定された電圧応答との間の等加重付き平均自乗差として定義される。

Φ（ρ）＝（１／２）（Ｖ_e（ρ）−Ｖ₀）^T（Ｖ_e（ρ）−Ｖ₀）
当業者に公知の方法を用いて、分布を最初に推定し、次いで所与の電流入力に対する理論的な電圧応答を有限要素法を用いて算出するアルゴリズムを用いる。推定された電圧を測定された電圧から減算して目的関数を求める。目的関数が誤差閾値よりも小さい場合には、推定された分布は許容可能な推定値になったと見做される。そうでない場合には、以下の方程式を用いて抵抗率分布を更新する。

Δρ^k＝−［Ｖｅ’（ρ^k）^TＶｅ’（ρ^k）］^-1｛Ｖｅ’（ρ^k）^T［Ｖｅ’（ρ^k）−Ｖ₀］｝
この系列を許容可能な推定値が達成されるまで繰り返す。

好ましい実施形態では、推定電圧行列Ｖ_e（ρ）を決定するためにテーブル・ルックアップ方法を提供する。テーブル値は、平均患者抵抗率分布に基づいて電極の正しい配置を仮定している。図２１に示すように電極パッド上に解剖学的標認点１２６を設けることによりさらに高い精度が達成され得る。

また、超音波のような２次的な撮像方法を提供してその相対的に高い撮像分解能を利用して電極に対する体内器官の相対値を算出することにより精度を高めてもよい。超音波のような２次的な撮像方法を用いて体内組織の位置を決定する場合には、各々の組織種別の抵抗率を決定するのにＥＩＴを用い得る。

他の実施形態では、２次的な撮像方法によって画定される組織部位についての平均抵抗率値を決定する。このことは、標準的な画像処理方法によって肺または心筋のような組織部位を先ず画定することにより達成される。次に、算出された抵抗率分布を２次的な画像に重ね合わせる。特定の組織部位に含まれる抵抗率分布の全ての節点を共に結合して当該組織部位についての単一の抵抗率測定値とする。この結合方法は、平均、メジアンまたは他の統計学的方法もしくは画像処理方法であってよい。

修正型逆問題を用いて最適なＶ₀およびＪ₀を決定すると、心筋および心筋の近くでの所望のＶおよびＪが与えられて、電極対の各々について除細動波形が生成される。
多数の電極を密に充填することにより、電流発生（およびインピーダンス測定）を改善し得る。電極の多くの構成が可能である。好ましい実施形態では、電極の構成は充填形の理論を援用して決定される。多角形（２次元の場合）、多面体（３次元の場合）またはポリトープ（ｐｏｌｙｔｏｐｅ）（ｎ次元の場合）による規則的なタイリングを充填形と呼ぶ。充填形は、シュレーフリ（Ｓｃｈｌａｅｆｌｉ）の記号を用いて指定することが可能である。自己交差型多角形を単純な多角形に分解することも充填形と呼ばれ、またはさらに適切には多角形充填形と呼ばれる。図１０に示すように、平面を対称にタイリングする正多面体で構成される丁度３種の正充填形が存在する。２種以上の凸正多角形による平面の充填形であって同じ多角形が同じ状態で各々の多角形の頂点を包囲しているような充填形は半正充填形と呼ばれ、またはアルキメデス型充填形とも呼ばれる。図１１に示すように、平面においては８種のかかる充填形が存在する。また、３種の正充填形と８種の半正充填形との規則的な混成体である１４種の部分的正（ｄｅｍｉ−ｒｅｇｕｌａｒ）（または多形）充填形が存在する。これらの多面体を図１２に示す。他の部分的正充填形はペンローズ・タイリングである。３次元では、空間を充填することが可能な多面体を空間充填型多面体と呼ぶ。例としては、立方体、菱形十二面体および切隅八面体がある。また、１６面の空間充填体、および空間を非周期的にのみ充填するシュミット−コンウェイ（Ｓｃｈｍｉｔｔ−Ｃｏｎｗａｙ）多面体として知られる凸多面体もある。空間充填形多面体を用いると、電極を人体の胸郭の３次元性にさらによく適合させることが可能である。好ましい実施形態では、電極充填形・パターンは立方体または六角形の正充填形である。

別の実施形態では、前述のＥＩＴ法を用いて、胸郭上の電極の数および寸法によってのみ限定して、心臓に対して複雑な空間的分布および時間的分布の電流を任意に発生することが可能である。除細動時には、ショック前またはショック後のいずれにおいても活動波面の方向はまちまちであり予測不能であって、これは正常な洞調律の場合でも同じである。図２４（Ｂ）では、ショック後波面は反時計回りに走行しているが、図２５（Ｂ）では回転は時計回りである。図の矢印は波面の移動方向を表し、領域の影は、該領域での心臓サイクルの相を表す（例えば白はサイクルの０ミリ秒を表し、最も濃い灰色は１１０ミリ秒を表す）。波動は、僅かな百分率の細胞しか脱分極し得ず実効的な筋肉収縮を妨げているが波動が続行することを許すような心臓の部位に近付き得る。実際に、波動は続行し、波動が心臓の周囲を完全に走行する時刻までには、さらに多くの細胞が再分極しており、波動が続行することが可能になる。波動は実際に続行し、また血液はポンプ輸送されないので、除細動器による介入が存在しなければ通常は致命的な状態になる。心臓は、様々な方向に走行する多数のかかるインコヒーレントな波動を支持することが可能であり、このため、これら様々な波動にウェーブレットという用語を当てはめる。ウェーブレットが心臓の周囲を走行するときに、ウェーブレットが「回路」を完成する速度をＶＦサイクル速度と呼ぶ。ウェーブレットが特定の点を通過して細胞を脱分極させると、細胞はウェーブレットが戻る前に回復すなわち再分極する。

興奮間隙部位９２（図２５（Ｄ））の範囲を縮小するかまたはショック前もしくはショック後ウェーブレットを停止させるかのいずれかを行うように、電流を心筋の特定の部位に送り届けることが可能であると望ましい。興奮間隙部位９２の範囲は、除細動ショックの前に興奮間隙に位置していた心筋の部位を脱分極させるのに十分な電流を発生することにより、縮小するかまたは消滅する。直前で述べたＥＩＴの方法を用いて、抵抗率分布が算出される。次いで、双領域モデル、例えば（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓ．Ｂｉｏｍｅｄ．Ｅｎｇ．第４６号、第２６０頁〜第２７０頁（１９９９年）、エントシェヴァ（Ｅｎｔｃｈｅｖａ））に記載されているようなモデルを用いて、装置による電気的刺激に対する心筋の予測応答を算出することが可能である。双領域モデルは、細胞内空間についての式と、膜貫通電流によって結合されている細胞外空間についての式との２つの反応拡散方程式からなる系であり得る。このモデルは、計算の複雑さを最小限にするために抵抗器とキャパシタとの並列結合としてモデル化した受動的膜挙動を仮定して、筋繊維鞘イオン・チャネルの複雑な非線形挙動を単純化している。このモデルは、一定抵抗の膜Ｒｍによる２つの微分式からなる系である。

式中、ＶｍおよびＲｍはそれぞれ膜貫通電圧および膜抵抗であり、ｇｉおよびｇｅは心筋の繊維構造をモデル化する細胞内伝導度テンソルおよび細胞外伝導度テンソルであり、βは細胞の表面対容積比である。興奮間隙部位９２は双領域計算に基づいて位置決定され、これを影付き領域として図２５（Ｄ）に示している。

前述のＥＩＴ方法を用いて、双領域モデルが興奮間隙（図２５（Ｄ）の影付き領域）を占めるものとして予測した心筋の部位に集中させられた電流による除細動ショックの前に、１または複数のパルスによって相次いで心臓を刺激する。除細動ショックによる適当な影響を蒙っていない部位に対してショック前電流を発生すると、除細動前刺激および除細動ショックの合計エネルギーに必要とされるよりも少ない合計エネルギーが得られる。例えば体前部および体後部の各電極パッド・アセンブリに１６個の電極を組み入れた充填形の電極パターンを用いてよい。

別の実施形態では、刺激用電極の少なくとも幾分かの部分を個々の心電図（ＥＣＧ）監視チャネルの濾波および増幅にも接続した電極構成を提供する。好ましい実施形態では、装置内で、体前部パッドの１個の電極と体後部パッドの１個の電極との間で入力を多重化した少なくとも１６個のＥＣＧチャネルが利用可能である。ＥＣＧ解析のサンプリング・レートは好ましくは２５０Ｈｚであり、従ってＡ／Ｄは、体前部電極および体後部電極からの交互のサンプルがあるので、５００Ｈｚでサンプリングする。ＥＩＴを用いて、前述のような順問題を解くと、心外膜での活動波面の分布を算出することが可能である。例えば図２４（Ｂ）および図２５（Ｂ）において活動波面の経路を算出することも可能であり、同図では矢印が活動波面の経路を示している。前述のＥＩＴ方法を用いて、活動波面の経路（例えば図２５（Ｅ）の影付き領域）に位置する心筋の部位に集中させられた電流による除細動ショックに続いて、１または複数のパルスによって相次いで心臓を刺激する。活動波面の前方で組織を脱分極すると、催不整脈性の活動波面が不応性の最近に刺激された部位に到達するとき、該活動波面が消滅する。

図１を参照して述べると、可変抵抗器７１および７２を高電圧トランジスタ・スイッチで置き換えて、１６個の電極の各々に設ける。１６個の体前部電極のうち８個は一方のＨブリッジ１０に接続され、残りの８個は他方のＨブリッジ１１に接続される。代替的には、全１６個が一方のＨブリッジに接続されてもよい。トランジスタ・スイッチ７１および７２をＨブリッジよりも著しく高速で、好ましくは５０倍を上回る高速で切り換えることにより、各々の高電圧トランジスタ７１および７２の切り換えをパルス幅変調させて各々の電極に平均電流を発生することが可能である。切り換えの持続時間が約２００マイクロ秒間よりも短い限りでは、心筋はパルス幅変調された（ＰＷＭ）電流の平均に対して応答する。結果として、ブリッジの正相および負相の持続時間を５５マイクロ秒間とし、相間遅延を１０マイクロ秒間として、Ｈブリッジを１２０マイクロ秒間の周期で切り換えることも可能になる。個々の高電圧トランジスタは、ブリッジの正相および負相の両方でのパルス持続時間を５マイクロ秒間〜１０マイクロ秒間としてパルス幅変調され、完全機能のＥＩＴ系に必要とされる電極の任意のものにおいて潜在的に双極性の電圧を発生することが可能になるようにする。

本発明の幾つかの実施形態が除細動の実効性において達成し得る改善を説明する１つの可能な理論（言うまでもなく本発明はこの理論に限定されないことを理解した上で）は、次のようなものである。前述のように、仮想的電極分極（ＶＥＰ）の理論は、部分的に伝導性である媒体（各心空間の血液、肺、間質液、および胸腔内のその他器官）内に含まれている別の部分的に伝導性である媒体（心筋）内の電流に起因して、正分極域および負分極域が互いに隣接して同時に存在することにより除細動時の心筋の分極が特徴付けられるような現象を記述する。ＶＥＰの関連で定義される「相特異点」とは、正分極（従来の電気生理学の用語で「脱分極」と同義）域と、非分極域と、負分極（「過分極」と同義）域によって包囲されている臨界点である。これらの相特異点が除細動の再開の起源となる。ショック後興奮は、「開放興奮」と呼ばれる過程を通じて正分極域と負分極域との間の非分極部位で開始する。開放興奮は、「興奮間隙」と呼ばれるショックに誘発された非分極部位を介して伝播し、正分極部位が興奮性を回復すると、除細動を開始し得る興奮旋回路が形成される。二相除細動の場合には、ショックの第２相が、負分極組織を脱分極することによりＶＥＰ効果を無化する。再分極した組織を脱分極するためには、既に脱分極していた組織をさらに脱分極する場合よりも少ないエネルギーしか必要でないので、実効的な二相除細動によって正分極を保ちながら負分極を反転させることにより心筋の略完全な脱分極を達成する。但し、二相波形および多相波形での興奮間隙であっても、単相波形に対して相対的に見ると縮小はしているが依然存在しており、二相除細動波形の実効性の大幅な改善の可能性は依然として残されている。

図１３は、エフィモフ（Ｅｆｉｍｏｖ）による研究でのシミュレーションの結果を示す（Ａｍ．Ｊ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．Ｈｅａｒｔ Ｃｉｒｃ．Ｐｈｙｓｉｏｌ．、２０００年、第２７９号、第Ｈ１０５５頁〜１０７０頁）、エフィモフ（Ｅｆｉｍｏｖ））。淡い灰色の領域９０は正分極部位であり、黒い領域９１は負分極部位である。白い領域９２は興奮間隙部位である。図１４（Ａ）および図１４（Ｂ）は、電極面積が変化したときに起こる事象を模式図として示している。同図から分かるように、電極の寸法を増すことにより、電界線の接触角φ９３が興奮間隙の領域において増大して、これにより興奮間隙の面積範囲を縮小する。興奮間隙の面積範囲が縮小すると、除細動の成功率が改善されて除細動閾値が低下する。

他の実施形態では、波形が各々一連のパルス系列で構成されていてもよい。パルス系列が個々のパルスを重ね合わせずに挿入し合うように電流ベクトルの相対的なタイミングを設計してよい。

図２６および図２７を参照して述べると、別の実施形態では、心臓において、一方の対の電流ベクトル２０５が心臓の体前部部分２０２の心外膜２００の心筋繊維配向と実質的に整列し（例えば心筋繊維配向の長軸に平行となる）、他方の対の電極の電流ベクトル２０６が心臓の体後部部分２０３の心外膜２０１の繊維配向と実質的に整列するように電極対を構成し得る。３次元伝導性媒体では電流分布も３次元となり、空間内の各々の点が、電流密度を特定する３空間ベクトル値で最もよく記述される。従って、「電流ベクトル」という用語は、このさらに一般的な概念の単純化であり、空間内での電流の流れの平均的な方向を記述するベクトルを与えるように正規化された電流密度の空間平均を記述する。心筋は異方的伝導性を有し、繊維配向に沿った長軸が相対的に高い伝導性を有することが判明している。従って、この方法は、心筋内での電流の流れを強化する（心筋を通る経路に沿ってインピーダンスを低下させ、心筋を流れる電流をさらに多くすることから）。この方法はまた、２対よりも多い電極を含む実施形態にも適用可能である。例えば、４対の電極を、各々の電流ベクトルを心臓の一部の繊維配向と整列させた状態で用いてよい。一実施形態では、心臓の４つの部分は左体前部、右体前部、右体後部、および、左体後部である。

図２８（Ａ）および図２８（Ｂ）を参照して述べると、上の段落で説明した方法はまた、全ての刺激電極および植え込み型心臓刺激装置の装置外被が胸郭外に位置しているが皮下に植え込まれている「リードレス（ｌｅａｄｌｅｓｓ）」の植え込み型除細動器システムを提供するように適用することも可能である。所謂植え込み型除細動器（ＩＣＤ）では、除細動に必要とされるエネルギーを低減するために、装置は刺激電極の少なくとも１個を心臓の内部、典型的には右心室および上大静脈に配置されているカテーテルに配置することを必要としており、このようにして植え込み型装置の寸法を最小にしている。

図２８（Ａ）を参照して述べると、２個の別個の除細動器外被２０７および２０８が、刺激電極２０９、２１０および２１２と共に設けられている。右心室外被２０７について対応する刺激電極２０９および２１０、ならびに左心室外被２０８について対応する刺激電極２１２が、それぞれ心臓の体後部部分および体前部部分の心筋の繊維配向に実質的に整列した電流ベクトル２０５および２０６を生ずる。右心房刺激電極２０９および２１０（電気的には１つの電極として作用する）が肋間腔の上に配置されて除細動インピーダンスを低減し、また隣接する肋骨にはステンレス鋼合金（例えば３１６Ｌ）、コバルト合金Ｆ９０もしくはチタンのような適当な材質の装着用金属部品が装着されているか、または所定位置に縫合されている。２対の刺激電極を用いると、心臓のさらに広い領域にわたってさらに一様な電流分布が与えられる。人体の心臓の胸郭に対する角度配向のため、肋間腔は心臓の投影周に対して垂直に配向する。このため、単一の刺激電極を肋間腔に整列させると、インピーダンスを低減して治療用電流レベルを高め得るが、結果として心筋の電流分布は相対的に非一様となる。この電流密度の集中化は、少なくとも２個の共通に接続されている刺激電極２０９および２１０を異なる肋間腔に配置することにより解消する。具体的な肋間腔同士は隣接していてもよいし、または非刺激性肋間腔を介在させていてもよい。

図２９を参照して述べると、その全てまたは幾分かの部分が刺激電極に刺激を与える「アクティブ」・キャン（ａｃｔｉｖｅ ｃａｎ）として構成された外被２０７および２０８が、シリコーン−ポリウレタン共重合体のような生体適合性材料で構成された共通のシース２１１に収容された導体に接続されている。左心房外被２０８に対応する刺激電極２１２は、剣状突起の直下に位置している。好ましくは、この電極は、よりよい電流分布を与えるように胸郭に対する心臓の投影周に平行に配向される。マイクロプロセッサ２１３および２１４は導体２１５および２１６を介して通信して、除細動時のステータス情報および除細動パルスの同期を提供する。好ましくは、マイクロプロセッサの１つが１次プロセッサとして作用する。１次プロセッサは、自己試験および体外装置との通信のように、分散方式よりも集中方式での方がよりよく実行される作用を受け持つ。ＥＣＧ信号処理も１次プロセッサに局限されていてよく、２次プロセッサは、導体２１５および２１６を介してそのとき通信している１次プロセッサによって適当と見做された時刻に除細動パルスを供給する単一作用を果たし得る。好ましくは、１本のワイヤ２１５が、各プロセッサの間で多様なステータスおよびデータを供給する単一ワイヤのシリアル・インタフェイスとなり、第２のワイヤ２１６がハードウェア・レベルの割り込みを掛けて、２次的な除細動パルスのタイミングのマイクロ秒レベルでの制御を行う。図２８（Ｂ）に示す関連の実施形態では、患者の体内でのワイヤの本数を最小にする代替的な構成を提供するために、外被２０７に収容されている除細動回路の一部である電極２０９および２１０の導体が左心房外被２０８を通り、導体２１２が外被２０７を通っている。

別の実施形態では、心外膜の繊維配向とよりよく整列した電流ベクトル２０５および２０６を発生する改善された配置を得るように、超音波撮像または磁気共鳴撮像（ＭＲＩ）のような撮像方法を用いて、装置の植え込みの前に胸腔内での心臓の正確な位置および角度配向を決定してもよい。除細動器外被２０７および２０８ならびに刺激電極２０９、２１０および２１２は、繊維配向２００および２０１に対して予測される電流ベクトル２０５および２０６の整列をより近接させるように配置される。ＭＲＩを用いる実施形態では、ＭＲＩを行う工程の前に、体外式経胸腔ペーシング電極を図８（Ａ）または図８（Ｂ）に示すような配置で患者に装着してよい。次いで、外被２０７および２０８、ならびに刺激電極２０９、２１０および２１２の配置を決定するのに用いられる心筋繊維の配向を示す電流ベクトル空間の３次元表現を形成するように、ＭＲＩ励起パルスと同期した試験的ペーシング・パルス（１または複数）を、患者に対して発生してよい。

別の実施形態では、抵抗回路５５および５６を除去して、波形を、従ってまた第１相平均電流を、Ｈブリッジ１０および１１のスイッチをパルス幅変調させることにより調節する。この構成は、増幅器設計業者には公知のクラスＤ増幅器構成となる。最も単純な形態では、図１５に示すように、モード切換増幅器がＨブリッジと負荷とからなっている。増幅器は典型的には、出力段によって分類される。一般的な出力段トポロジー（クラスＡ、Ｂ、ＡＢおよびＤ）のうち、クラスＤ増幅器が最大効率を示す。線形出力段（クラスＡ、ＢまたはＡＢ）は、スピーカに対して電流ソースおよび電流シンクを行いながらかなりのバイアス電流を引き出すため、高電圧設計に特に好適という訳ではない。非線形（クラスＤ）出力段はこのバイアス電流を解消している。好ましい実施形態では、図１６に示すように、クラスＤ増幅器が、処理手段５からの制御電圧の孤立化、濾波およびレベル移動を行う入力前置増幅器９５と、鋸波発振器９６と、コンパレータ９７と、２個のＭＯＳＦＥＴドライバ９８および９９と、Ｈブリッジ・スイッチ１００〜１０３とからなっている。コンパレータは、サンプリング期間の持続時間を決定する発振周波数で入力信号をサンプリングする。このように、発振器周波数は、クラスＤ増幅器の全体性能の重要な因子となっている。図１７に示すように、コンパレータ出力１０４はＨブリッジを駆動するパルス幅変調型（ＰＷＭ）の矩形波である。ＰＷＭ矩形波１０４は、入力が鋸波（Ｖ_RAMP）１０５および制御信号（Ｖ_IN）１０６であるようなコンパレータによって形成される。次いで、Ｈブリッジは異なる形式で矩形波を出力する。所与の入力レベルについて、コンパレータ出力は、鋸波周波数によって決定される周期のデューティ・サイクル変調型矩形波である。ＰＷＭ矩形波はＨブリッジ・ドライバ１００〜１０３を制御し、ＭＯＳＦＥＴの対向対をオフおよびオンにし、これにより単一周期内で負荷に対する電流を反転させる。出力は、Ｈブリッジ矩形波出力からの高周波数内容を除去するキャパシタ濾波器、またはインダクタ／キャパシタ濾波器の組合せによって濾波され得る。

代替的には、胸腔の測定を、心臓および周囲組織の撮像が可能な超音波トランスデューサを用いて行ってもよい。図１８に示すように、超音波トランスデューサを一体型除細動パッドに組み入れてよい。好ましい実施形態では、電極の中心に超音波伝導性ゲル１０７で覆われる開口を設ける。ゲルは２層構造であって、利用前に超音波プローブを取り付けるために患者に対面する面にさらに強力な接着剤を設ける。

他の実施形態では、図１９に示すように２個以上の別個の除細動器が存在していてもよい。第１の除細動器１１０がマスタ除細動器として作用し、付加的な除細動器１１１がマスタ除細動器１１０と同期してエネルギーを発生するスレーブ除細動器として作用する。同期は通信手段１１４によって行われる。好ましくは、通信手段１１４は単純なスイッチとして具現化される。従来の除細動器では、エネルギーの発生は、前部パネルまたは１組の除細動パドルに位置する放電スイッチ１１２を閉じることにより開始される。スイッチを閉じると、処理手段５の制御下で除細動系列が開始する。充電制御利用者入力１１５を介して、両方の除細動器１１０および１１１の高電圧キャパシタの充電が開始する。適当な時刻に医師が放電ボタン１１２を押す。これにより、第１の除細動器１１０の処理手段５がスレーブの放電スイッチを閉じて第２の除細動器１１１で放電系列を開始し、このとき、第１の除細動器１１０もまた放電系列を開始する。通信手段１１４の結線は好ましくは、エネルギー発生ワイヤと同じケーブル内にワイヤが位置するように構成され、これにより追加のケーブル配線を減少させる。通信手段１１４はまた、除細動器ステータスについての付加的情報を与えるディジタル通信方法を組み入れていてもよい。

除細動器パッド１２３は、図２０に示すように、全ての接続を単一のコネクタ１２０に一括し得る。除細動器パッドは、パッド１２３の作用域１２２の間に継目線１２１が位置するように構成してよく、継目線１２１は、保管時に作用域に皺を形成せずにパッド１２３を折り畳むことが可能であるように、作用域よりも高いコンプライアンスを有するものとする。

別の実施形態では、生理学的パラメータ、例えば心電図（ＥＣＧ）をＥＩＴ画像と共に測定し、ＥＣＧデータの解析に基づいて除細動ショックの成功の推定を当該装置によって行う。ショック成功率の推定値に応じて、除細動と胸郭圧迫との両方を含む協働式蘇生の試みにおいて患者に適正な処置が提供されているか否かの判定を行う。かかる処置は、入力促進に応答して手動で、または半自動化方式もしくは完全自動化方式のいずれかで提供することが可能である。かかるシステムのブロック図および流れ図を図２２および図２３に示す。

図２１に示すように、横隔膜刺激（ＤＳ）用に１個または複数の付加的電極１２５を設けてよく、ＤＳ電極（ＤＳＥ）が患者の横隔膜の上に配置されるように付加的電極１２５を体前部電極に組み入れてよい。横隔膜刺激は、心肺蘇生（ＣＰＲ）時に酸素供給の改善のための肺の空気交換を引き起こす。ＤＳＥからの刺激電流の戻り経路は、既存の電極の１つを通過する。ＥＩＴ撮像法または他の撮像法を用いて、本特許で前述されているように、電流分布を調節して最適の刺激を達成することが可能である。ＤＳＥは除細動および心臓ペーシングと統合されて、自動方式または半自動方式での協働式蘇生の試みを可能にする。統合型蘇生は、Ｍｉｃｈｉｇａｎ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔｓ（米国ミシガン州）製のピストン式システムまたはＲｅｖｉｖａｎｔ Ｃｏｒｐ．（米国カリフォルニア州）製の圧迫帯システムのような胸郭圧迫を提供する手段を組み入れていてもよい。図２３は、１つの可能な統合型蘇生プロトコルの判定流れ図を示す。

以上に記載した以外の本発明のその他多くの実施形態が、特許請求の範囲によって画定される本発明の範囲内にある。本発明は、デフィブリレーションおよびカーディオバージョンの両方に適用されるものであり、請求項における除細動（デフィブリレーション）に対する参照はカーディオバージョンも包含するものと解釈されたい。本発明の幾つかの実施形態は、デフィブリレーションおよびカーディオバージョンよりも広範にわたる。

二相除細動器の実施形態のサーキットリの模式図。 図１の実施形態のブロック図。 図１の実施形態によって生成される二相波形のプロット図。 有限要素モデリングにおいて用いられ有限要素メッシュ分解を示す心臓の高さでの胸郭の断面図。 電極位置、座標軸および座標平面を示した図４を単純化した図。 好ましい１組の電極位置を示す図４を単純化した図。 代替的な１組の電極位置を示す図４を単純化した図。 さらに代替的な１組の電極位置を示す図４を単純化した図。 体前部胸郭の等コンダクタンス・プロット図。 図５（Ｂ）の体前部電極の心臓に対する配置図。 図５（Ｂ）の電極の配置図。 図５（Ｂ）の電極の配置図。 円環状電極構成例の図。 正充填形で配置された電極例の図。 半正充填形で配置された電極例の図。 部分的正充填形で配置された電極例の図。 仮想的電極理論を用いてモデル化された単相除細動パルスによる心臓に対する影響のシミュレーションの図。 電極面積が変化したときに起こる事象の模式図。 電極面積が変化したときに起こる事象の模式図。 Ｈブリッジ・クラスＤ構成回路の電気的模式図。 Ｈブリッジ・クラスＤ構成の回路を駆動するサーキットリの電気的模式図。 Ｈブリッジ・クラスＤ構成の回路によって生成される波形の図。 超音波プローブの応用での超音波ゲル・ウィンドウを含む一体型除細動パッドの平面図。 二重除細動器の実施形態のブロック図。 二重除細動器系の共通コネクタに電気的に接続された２個の一体型除細動電極パッドの平面図。 解剖学的標認点を付した一体型除細動パッドを装着した患者の遠近図。 統合型蘇生システムの実施形態のブロック図。 統合型蘇生システムの判定流れ図。 除細動ショックの直後の心臓の部位を横断する心外膜電圧の空間分布の１例を示す図。灰色の濃淡で異なる電圧レベルを表しており、最大の脱分極の領域を示す図面の最も左側の最も濃い領域は−９０ｍＶであり、最大の過分極の領域を示す最も右側の最も濃い領域は０ｍＶである。白い領域および直に隣接する帯状領域は興奮間隙である。等電位線は正常な休息時電位が２８５ｍＶであり活動時振幅が１００ｍＶであるとの仮定に基づいて５ｍＶ間隔で描かれている。 除細動ショックの直後の心臓の部位を横断する心外膜相の空間分布の１例を示す図。灰色の濃淡で異なる等時領域（すなわち近似的に同じ心臓相にある領域）を表している。各領域は１０ミリ秒間隔であり、白い領域は除細動ショックの直後の時刻（０ミリ秒）を表し、最も濃い灰色はショックの１２０ミリ秒後を表している 除細動パルスの直後の可能な挙動を表すＥＣＧ信号の図であって、頻脈の開始を示す図。 除細動ショックの直後の心臓の部位を横断する心外膜電圧の空間分布の図２４（Ａ）とは異なる１例を示す図。灰色の濃淡で異なる電圧レベルを表しており、最大の脱分極の領域を示す図面の最も左側の最も濃い領域は−５０ｍＶであり、最大の過分極の領域を示す最も右側の最も濃い領域は＋１０ｍＶである。白い領域および直に隣接する帯状領域は興奮間隙である。等電位線は正常な休息時電位が２８５ｍＶであり活動時振幅が１００ｍＶであるとの仮定に基づいて５ｍＶ間隔で描かれている。 除細動ショックの直後の心臓の部位を横断する心外膜相の空間分布の図２４（Ｂ）とは異なる１例を示す図。灰色の濃淡で異なる等時領域（すなわち近似的に同じ心臓相にある領域）を表している。各領域は１０ミリ秒間隔であり、白い領域は除細動ショックの直後の時刻（０ミリ秒）を表し、最も濃い灰色はショックの１２０ミリ秒後を表している。 除細動パルスの直後の可能な挙動を表すＥＣＧ信号の図であって、頻脈の開始を示す図。 図２５（Ａ）と同じ図であるが、興奮間隙部位を影付き区域で示す図。 図２５（Ｂ）と同じ図であるが、適用される刺激消失の区域を影付き区域で表した図。 筋肉繊維の全体的に渦巻き型の配向を示す心室の単純化した遠近図。 可能な２本の電流ベクトル（２ベクトル・アプローチの場合）が筋肉繊維と全体的に整列していることを示す心室の単純化した遠近図。 各ベクトルが筋肉繊維と整列した２ベクトル・アプローチの別の実施形態を提供する植え込み型除細動器および電極の図。 各ベクトルが筋肉繊維と整列した２ベクトル・アプローチの別の実施形態を提供する植え込み型除細動器および電極の図。 図２８（Ｂ）の実施形態の電気的模式図。

Claims (27)

1. 患者の胸腔を横断して心臓を通る少なくとも２本の電気的経路を確立するために該患者の該胸郭に装着されるように構成されている３個以上の電極と、
   該３個以上の電極を、除細動器外被に収容されており、該少なくとも２本の電気的経路の各々を横断して異なる独立して制御可能な電圧波形を発生する能力を有する除細動器回路に接続するケーブルと
   からなる体外式除細動のための経胸腔式除細動器。
2. 前記除細動器回路は、経胸腔インピーダンス分布を決定して、該経胸腔インピーダンス分布に基づいて前記少なくとも２本の電気的経路の前記波形パラメータを選択する処理ユニットを含んでいる、請求項１に記載の除細動器。
3. 前記経胸腔インピーダンス分布は２次元である、請求項２に記載の除細動器。
4. 前記経胸腔インピーダンス分布は、前記胸郭の複数の位置の間のインピーダンスの測定により決定される、請求項２に記載の除細動器。
5. 前記胸郭の複数の位置の間のインピーダンスの測定は、前記電極の間のインピーダンスの測定からなる、請求項４に記載の除細動器。
6. 前記経胸腔インピーダンス分布は電気インピーダンス法（ＥＩＴ）を用いて測定される、請求項２に記載の除細動器。
7. 前記経胸腔インピーダンス分布は、組織部位の位置を決定する撮像手法を用いて、該組織部位の位置および該組織の抵抗率から前記経胸腔インピーダンス分布を算出して測定される、請求項２に記載の除細動器。
8. 異なる電気的経路を横断する前記波形は、少なくとも１ミリ秒間だけ、但し前記波形の最短のものの持続時間の８０％未満だけ時間的に重なり合っている、請求項２に記載の除細動器。
9. 異なる電気的経路を横断する前記波形は同時に発生する、請求項２に記載の除細動器。
10. 各々の波形の前記少なくとも１つの波形パラメータは、各々の電気的経路について同じ除細動実効性を達成するように調節される、請求項２に記載の除細動器。
11. 各々の波形の前記少なくとも１つの波形パラメータは、前記心臓での選択された電流密度分布を達成するように調節される、請求項２に記載の除細動器。
12. 各々の波形の前記少なくとも１つの波形パラメータは、前記心臓での前記電流密度分布を、該波形パラメータが前記電気的経路の各々について同じであった場合よりもさらに一様にするように調節される、請求項１１に記載の除細動器。
13. 前記電流密度はピーク電流密度または平均電流密度のいずれかである、請求項１１に記載の除細動器。
14. 前記胸郭の同じ側に配置されている少なくとも２個の電極が組み合わされて、１つのユニットとして前記患者に接着され該患者から取り外される単一体電極パッドとなる、請求項２に記載の除細動器。
15. 前記胸郭の各々の側に２個ずつとして少なくとも４個の電極が存在しており、また胸郭の各々の側の２個ずつの電極がそれぞれ組み合わされて、１つのユニットとして前記患者に接着され該患者から取り外される単一体電極パッドとなる、請求項１４に記載の除細動器。
16. 前記波形が発生するときに通過する前記電極の各々の面積は前記心臓の投影面積の７０％未満であり、前記胸腔の同じ側の前記電極の面積和は前記心臓の投影面積の８０％よりも大きい、請求項２に記載の除細動器。
17. 前記経胸腔インピーダンス分布の決定は、前記除細動波形の発生時にまたは発生の直前に行われる、請求項２に記載の除細動器。
18. 前記除細動波形は主に電流を発生する、請求項１に記載の除細動器。
19. 胸郭圧迫を発生する装置が設けられている、請求項１に記載の除細動器。
20. 生理学的パラメータが測定され、該測定された生理学的パラメータの解析に基づいて除細動の予測成功の予測を立てて、該予測に基づいて除細動および胸郭圧迫の協働式発生を行う請求項１に記載の除細動器。
21. 患者の胸腔を横断して心臓を通る少なくとも２本の電気的経路を確立するために該患者の胸郭に装着されるように構成されている３個以上の電極と、
    該電極の少なくとも幾つかを除細動器外被に収容されている除細動器回路に接続するケーブルとからなり、
    該除細動器回路は、第１の電気的経路を横断する第１の電圧波形および第２の電気的経路を横断する第２の電圧波形を発生する能力を有しており、前記第１の電圧波形は第２の電圧波形とは異なり、前記第１の電圧波形及び第２の電圧波形は独立して制御可能であり、該電極の位置および構成、ならびに該第１および第２の波形は、該第１の波形が、該心臓の第１の部分の繊維の長軸に整列している第１の電流ベクトルを該心臓において生成し、かつ第２の波形が、該心臓の第２の部分の繊維の長軸に整列している第２の電流ベクトルを該心臓において生成するように構成されている、経胸腔式除細動器。
22. ３次元撮像方法を用いて前記心筋繊維の配向を決定する、請求項２１に記載の除細動器。
23. 前記撮像方法は、電流密度を３次元立体画像と共に測定する能力を含んでいる、請求項２２に記載の除細動器。
24. 当該除細動器は植え込まれ、
    前記３個以上の電極のうち第１および第２の電極が、各々少なくとも幾つかの除細動器サーキットリを収容し互いに電気的に接続されている２個の別個の外被により提供されており、
    前記３個以上の電極のうち第３および第４の電極が、前記胸郭の外部に配置されて、該２個の別個の外被の一方に電気的に接続されている、請求項２１に記載の除細動器
25. 除細動ショックを発生するのに用いられる全電極が前記胸腔の外部に位置している、請求項２４に記載の除細動器。
26. 前記２個の別個の外被の間に、前記電極の一方に刺激パルスを伝達する少なくとも１個の導体と、前記別個の外被の間で通信を伝達する少なくとも１個の導体とからなる共通の電気ケーブルが存在している、請求項２４に記載の除細動器。
27. 前記第３の電極は、各々肋間腔の近傍に配置されており共通に電気的に接続されている少なくとも２個の肋間電極からなる、請求項２４に記載の除細動器。

Images