JPH01160568A - 除細動器 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 （産業上の利用分野） 本発明は一般に心臓の細動除去の分野に関し、特に患者
の身体に、特定の患者に所定の細動除去電流を誘導する
ように計算した電圧を印加する除細動器と細動除去方法
に関する。

（従来の技術とその問題点） 除細動器（ｄｉｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ）は一対の電極
、すなわち「パドル」を通して高圧衝撃パルス（ｈｉｇ
ｈ　ｖ−ｏｌｔａｇｅ　５ｈｏｃｋ　ｐｕｌｓｅ）を心
拍停止状態の患者の胸部に加えるために使用するデバイ
スである。所定の、不連続の量のエネルギがコンデンサ
に貯えられ、そして、パドル回路を介して患者内部に電
気的に放電される。従来のデバイスでは、エネルギの量
は典型的には患者の大きさ（ｓｉｚｅ）　、体重、およ
び状態に基づいて選定される。

このような従来技術により得られた成果は一定しなかっ
た。　１５０ジユール（ｊｏｕｌｅｓ）のエネルギが１
人の患者に対しては首尾よく細動除去したとしても、他
の表面上は同等の患者はエネルギ・レベルを３６０ジユ
ールに上げるまで反応しないことがある。大きな細動除
去による衝撃による心筋層に与える障害の危険のため細
動除去は実用可能な最低レベルで行うべきであるとされ
ている。しかしながら、低いエネルギのパルスが弱けれ
ば、続いてもっと高いエネルギ・レベルにまで除細動器
を充電するために生ずる遅れから、酸素の喪失による患
者の脳の損傷の危険が大きくなる。

所与の細動除去パルスに対する患者の応答が異なるのは
、かなりな部分が、患者の経胸郭インピーダンス（ｔｒ
ａｎｓｔｈｏｒａｃｉｃ　ｉｍｐｅｄａｎｃｅ）が異な
ることに原因があると信ぜられている。経胸郭インピー
ダンスは細動除去中にパドルの位置で患者が示す負荷抵
抗を表す言葉であり、特に、患者に実際に分配される蓄
積コンデンサに貯えられるエネルギの割合がこれによっ
て決まる。米国特許４，３２８．８０８に示されている
既知の除細動器の一形式は細動除去中の患者の経胸郭イ
ンピーダンスを放電前および放電後のパラメータの測定
値から計算することができる。この情報はオペレータが
最初のパルスが無効であることとされたとき第２の細動
除去パルスのエネルギを選ぶ際の補助として使用するこ
とができる。

Ｃ１ｒｃｕｌａｔｉｏｎ出版、ｖｏｌ、　７１、ＮＬＬ
ｌ、　１３６〜１４０頁（１９８５）のＫｅｒｂｅｒ、
他の「細動除去に関スルインピーダンスに基づく自動エ
ネルギ調節：実験的研究Ｊ　　（”Ａｕｔｏｍａｔｅｄ
　Ｉｍｐｅｄａｎｃｅ−Ｂａｓｅｄ　Ｂｎｅｒｇｙ　Ａ
−ｄｊｕｓｔｍｅｎｔ　ｆｏｒ旧ｆｉｂｒｉｌｌａｔｉ
ｏｎ：Ｂｘｐｅｒｉｍｅｎｔａｌ　５ｔｕｄｉｅｓ”）
と題する論文では、細動除去に先立ち低ついて説明され
ている。オペレータが選択したエネルギ・レベルは、検
出された患者のインピーダンスが７０オームを超えれば
、一般に自動的に２倍あり、臨床用にはあまり適してい
ない。

上述のＫｅｒｂｅｒ等の細動除去システムの欠点のうち
主なものは患者に供給される電流の制御が不充分なこと
である。本願発明者の研究によれば、電流の関数として
の細動除去の成果は人間では所定のパルス形状に対して
狭い範囲の電流値において最適化されることがわかった
。パルス持続期間が４ミリ秒の場合、最適電流は約３０
アンペアである。

この値よりわずかだけ低い電流では成功の割合（ｒａｔ
ｅ）がはるかに劣る。ただし、典型的な患者の経胸郭イ
ンピーダンスの大きさは約１５から　１５０オーム、１
対１０、の範囲であることより、除細動器がオペレータ
の選定したエネルギを別の単一の値にしか変化させるこ
とができない場合、最適電流は分配されそうもなくなっ
ている。

拍 従って、６孝停止した患者に対して、その患者の経胸郭
インピーダンスに関係なく、所定の細動除去電流を選定
することができる除細動器および細動除去方法の必要性
が存在する。

（発明の目的） 本発明の主な目的は患者にその特定の患者に所定の細動
除去電流を誘起するように計算された大きさの細動除去
パルスを供給することにある。

本発明の他の目的は細動除去に先立ち患者の経胸郭イン
ピーダンスの特性を求め、これに従って細動除去パルス
の大きさを自動的に計算することにある。

本発明の更に他の目的は蓄積コンデンサの適切な充電を
計算する基礎とすることができる経胸郭インピーダンス
の正確な測定を行うことにある。

（発明の概要） 本発明の好適な実施例によれば、細動除去に先立ち細動
除去パルスに対する患者の応答の特性を求め、これから
所定の細動除去電流を誘起するため患者に印加しなけれ
ばならない電圧を決定する方法とその除細動器とが提供
される。細動除去パルスに対する患者の応答特性は小さ
な交流励起信号に対する患者の経胸郭インピーダンスを
繰返しサンプルすることにより求めることができる。最
・１− 党の大きさのインピーダンス・サンプルは患者の真の経
胸郭インピーダンスを表すのに使用され、より高い値に
より患者の接触抵抗の変化程度が決まる。

最小のサンプル・インピーダンスは蓄積電荷が分配され
る際の予想波形の形状を考慮に入れるように正規化され
る。エネルギ蓄積装置としてコンデンサを利用する除細
動器では、この正規化因数に所定電流を掛けてコンデン
サを放電時所定の電流を患者に誘起させなければならな
い目標電圧レベルを得る。別の形態のエネルギ蓄積装置
を使用する場合には、異なる比率係数を使用して患者の
インピーダンスをエネルギ蓄積要件と関連づける。

コンデンサの充電は望ましくは経胸郭インピーダンスの
測定が完了する前に始まり、目標電圧レベルに達するま
で続く。このように充電されたコンデンサの放電により
所定の電流が患者を通って流れる。

本発明のこれらの、および他の目的、特徴、および利点
は、図面に基づいて、以下の好適な一実施例の詳細な説
明から一層容易に明らかになるであろう。

（発明の実施例） 第１図は本発明の好適な一実施例である除細動器１０の
ブロック図である。本実施例はコンデンサ等のエネルギ
貯蔵装置１２、前記コンデンサから患者１６に電気衝撃
を印加するパドル１４、ふよびコンデンサを充電するエ
ネルギ源１８を備えている。検に帰還し、これに従って
コンデンサの充電が制御される。

コンデンサの充電はコンデンサの両端電圧が目標値に到
達するまで続く。この目標値は乗算器（＋ｍ−ｕｌｔｉ
ｐｌｉｅｒ　）　２４によって決まる。乗算器２４は患
者に供給する所望の電流の大きさＩｓに正規化されたイ
ンピーダンス因数Ｚｏを掛ける。Ｉｓはセレクタ・スイ
ッチ２６を使用してオペレータが選択する。Ｚ○はイン
ピーダンス測定系３０により求められた経胸郭インピー
ダンス測定値に応じてルックアップ・テーブル２８から
検索される。

インピーダンス測定系３０はパドル１４を通して低電流
のＡＣ励起信号（Ａ、Ｃ，ｅｘｃｉｔａｔｉｏｎ　ｓｉ
ｇｎａｌ）で患者を励起しくｅｘｃｉｔｅ）　、励起信
号周波数における患者の経胸郭インピーダンスに関連し
、対応する出力信号を発生するインピーダンス検知回路
３２を備えている。好適な一実施例では、励起信号の周
波数は３１に＆で、この周波数で患者の経胸郭インピー
ダンスが患者のインピーダンスを高い電流細動除去パル
スに厳密に近似する。ただし、別の実施例では、他の励
起信号周波数を使用することができ、高電流細動除去パ
ルスへの患者の応答との非線形対応をルックアップ・テ
ーブル２８にストアされている比率インピーダンス係数
に反映させることができる。

インピーダンス検知回路３２はリレー接点６６によりパ
ドル１４に接続されている。リレーはリレー接点６６が
、エネルギ蓄積コンデンサをパドルに接続するリレー接
点６８が開いているとき閉じ、逆も同様になるように構
成されている。リレー接点６６は通常、蓄積コンデンサ
が実際に患者内に放電しているときの他は常に閉じてい
る。

インピーダンス検知回路３２を第２図に一層詳細に示す
。３１に＆の、５ボルト・ピーク・ピーク矩形波信号発
生器７０は抵抗器７２と７４とから成る電圧分割器を駆
動して２５ミリボルト（ピーク・ピーク）の信号を回路
ノード７６に発生する。この２５ミリボルトの信号は絶
縁変圧器７８の一次巻線に印加される。絶縁変圧器７８
の二次巻線はリレー接点６６を通して除細動器のパドル
１４に接続されている。

パドル１４間の患者インピーダンスは変圧器７８を横切
って反射され、高ゲイン増幅器８０のゲイン設定回路の
一要素となる。それぞれ３１．６Ωと１２１０Ωの値を
持つ抵抗器８２と８４とにより、増幅器８０のゲインは
１２１０／　（３１，６＋　Ｚ　ｒ　）に等しい。ただ
しＺｒは一次巻線を横切って患者から反射されるインピ
ーダンスの大きさである。

増幅器８０の出力は３１ｋＨｚ矩形波の基本周波数成分
を抽出して増幅する帯域フィルタ８６の入力に送られ、
その出力で正弦波を生ずる。この正弦波出力信号の増幅
はパドル１４間のインピーダンスの関数である。次にフ
ィルタ８６の出力はピーク値をコンデンサ９０にストア
するピーク検出器８８に人力される。

前述の構成により患者の経胸郭インピーダンスに逆対応
する連続電圧信号が発生する。この関係は非線形であり
、所定の構成に対して経験的に特性が求められる。例示
した実施例では、４ボルトの出力がＯΩの患者インピー
ダンスに対応し、０、１２５ボルトの出力が２５５０の
患者インピーダンスに対応する。この関係は増幅器８０
、フィ勺しタ８６、およびピーク検出器８８のゲイン特
性から求めることもできる。

インピーダンス検知回路３２の出力におけるアナログ信
号は、ナショナル・セミコンダクタ社製のＡＤＣ−０８
４４型等の、８ビツト・Ａ／Ｄ変換器３８に供給される
。このＡ／Ｄ変換器３８はアナログ信号を周期的にサン
プルして各サンプルをディジタル形に変換する。変換器
３２に供給される信号の大きさが１．２５ボルトより小
さければ、これは余分に４倍だけ増幅されることが望ま
しい。このような増幅により低振幅信号に対し別に２デ
ータ・ビットのディジタル分解能が発生する。

Ａ／Ｄ変換器３８がインピーダンス検知回路３２の出力
をサンプルする周波数は関連した単一のボード・コンピ
ュータ（Ｓ　Ｂ　Ｃ、ｓｉｎｇｌｅ　ｂｏａｒｄ　ｃｏ
ｍｐ−ｕｔｅｒ）　３４により指定され、好適な本実施
例では約２４０ヘルツである。コンピュータ３４はイン
テル８０５２マイクロプロセツサと関連した８にのＲＯ
Ｍとを基に構成され、第１図に示すように連続する多数
の処理機能を行う。Ａ／Ｄ変換のサンプリングは、ここ
では患者接触指示（ＰＣＩ）期間と言う、所定の測定期
間中続き、その長さはコンピュータ３４の、ソフトウェ
アで実現されるデイクリメンティング・タイマ３６によ
りセットされる。この期間は典型的には約２秒であり、
約５００のインピーダンス・サンプルを得るには充分な
長さである。

Ａ／Ｄ変換器３８から出力されるサンプルは単一ボード
・コンピュータ３４に供給され、更に処理される。最初
の処理ステップはソフトウェアで実現されるフィルタ４
０を使用してディジタル電圧を低域フィルタし、この信
号により印加される２０から４０ミリボルトの雑音を除
去することである。次にフィルタされたディジタル電圧
信号はＡ／Ｄ変換器３８からの出力を患者の経胸郭イン
ピーダンスと関係づける第１のルックアップ・テーブル
４２を索引するのに使用される。

第１のルックアップ・テーブル４２は、第１図に示す他
のルックアップ・テーブルと共に、単一ボード・コンピ
ュータ３４と関連するＲＯＭメモリを使用して構成され
る。ルックアップ・テーブル４２は二つのセグメントで
構成され、第２のセグメントは別に４倍だけ増幅されて
おり分解能が増している、Ａ／Ｄ変化器３８からの信号
と関係する。全部で約５００対のエン）　Ｕがこの第１
のルックアップ・テーブル・メモリに送られる。

第１のルックアップ・テーブル４２から検索された各経
胸郭インピーダンス値は最小インピーダンス検出器４４
により、マイクロプロセッサのレジスタ４６にストアさ
れている最小インピーダンス値Ｚｐｍｉｎと比較される
。このレジスタには最初２５５Ω（１２進でＦＦ）の値
がロードされている。

その後、各インピーダンス値がルックアップ・テーブル
４２から検索されるにつれて、これがレジスタの値と比
較される。サンプルされたインピーダンス値があらかじ
めストアされている最小値より小さければ、レジスタに
新しい最小値がロードされる。２秒のＰＣＩ期間の終わ
りに、このＺｐｒｎ’Ｉｎ昨去囁レジスタはその期間中
にサンプルした最小のインピーダンス値を備えている。

このインピーダンス値はストリップ・チャート・レコー
ダ４８に送られて表示される。この方法により得られた
最合いは少なく、患者の真の経胸郭インピーダンスを一
層正確に反映していると考えられる。

２秒のサンプリング期間の終わりに、検出された最小径
胸郭インピーダンス値が第２のルックアップ・テーブル
・メモリ２８の索引として使用される。ルックアップ・
テーブル２８はコンデンサ電荷を計算するのに使用され
るその出力が、細動除去パルスの波形の形状を勘案して
、所定の電流を患者に伝える必要があるとき、規準化イ
ンピーダンス因数Ｚｏを発生する。

蓄積コンデンサ１２に貯えられているエネルギは、式Ｅ
＝１／２ＣＶ２により、単にコンデンサにかか。

る電圧と、コンデンサのキャパシタンスとの関数である
ことが理解される。ただし、コンデンサの放電時に患者
に伝えられるピーク電流は大部分、このエネルギを伝え
る波形の形状によって決まる。

波形の形状は、特に、放電経路の、キャパシタンス、イ
ンダクタンス、および抵抗によって変化する。放電経路
の抵抗には患者の経胸郭インピーダンスばかりでなく、
除細動器自身の損失抵抗（例示した実施例では約１１Ω
）も含まれる。このようにルックアップ・テーブル２８
が発生する正規化インピーダンス因数はピーク伝達電流
間の相関を除細動器の放電経路の特定の特性に対する患
者インピーダンスの関数として反映している。この相関
は経験的に、あるいは放電回路の数学モデルの助けによ
り確立することができる。

第２のルックアップ・テーブル２８から出力される正規
化インピーダンス因数は乗算器２４の第１人力に送られ
る。セレクタ・スイッチ２６に応答する信号が乗算器の
第２人力に供給される。

セレクタ・スイッチ２６は、これによりオペレータが所
定の細動除去電流Ｉｓを選択するものであるが、４ビツ
トのディジタル信号を第３のルックアップ・テーブル５
００人力に供給する。第３のルックアップ・テーブル５
０はスイッチ２６の設定値を患者に伝えるべき所定の電
流を表す８ビツトのディジタル信号に変換する。これは
乗算器２４の第２人力に印加される信号である。第３の
ルックアップ・テーブル５０からの８ビツトの電流信号
と第２のルックアップ・テーブル２８からの８ビツトの
正規化インピーダンス因数とを掛けるとコンデンサ１２
を充電すべき最終目標電圧を表す１６ビツトの出力信号
が得られる。この１６ビツトの結果は電圧制限段２４と
関連する２個の８ビツト電圧制限レジスタ５２にストア
される。

コンデンサ１２はエネルギ源１８によりレジスタ５２に
ストアされている電圧限界まで充電される。エネルギ源
１８は、１４ボルトのＤＣ電池源が変圧器巻線の一端に
印加され、その巻線の下端が接地され、開閉する、従来
のフライバック充電器（ｆｌｙｂａｃｋｃｈａｒｇｅｒ
）から構成することができる。充電器は米国特許４，２
３３．６５９および４，１１９，９０３に記されている
。

コンデンサ１２の電荷は１０００対１電圧分割回路網２
０を通してサンプルされ、第２のＡ／Ｄ変換器５６によ
りディジタル形に変換される。第２のＡ／Ｄ変換器５６
は実際には第１のＡ／Ｄ変換器３８に利用されているナ
ショナル・セミコンダクタ社製のＡＤＣ０８４４形回路
の第２子回路ネルである。再び、第１のＡ／Ｄ変換器と
同様、第２のＡ／Ｄ変換器の入力に印加されるアナログ
電圧はその大きさが１．２５ボルトより低ければ４倍だ
け増幅される。この方法により、低電圧の分解能が大き
くなる。

第２のＡ／Ｄ変換器５６からの出力はコンデンサ電圧レ
ジスタ５８に周期的にストアされ、比較器／電荷制御回
路２２により電圧限界レジスタ５２にストアされている
限界電圧値と比較される。コンデンサの電圧がこのスト
アされた限界電圧値より低い限り、コンデンサ電荷制御
回路２２はエネルギ源１８にコンデンサを充電し続けさ
せる。ただし、サンプルしたコンデンサ電圧が限界電圧
値以上になると、充電は終了する。

蓄積コンデンサ１２の充電を促進させるには、−般に患
者の経胸郭のインピーダンス、したがって最終限界電圧
が決まる前に充電動作を開始するのが望ましい。これを
行うには、患者が最初任意の経胸郭インピーダンスを持
っていると仮定し、充電を対応する電圧限界に向かって
開始する。好適な実施例では、この最初の電圧限界は仮
定した５０Ωのインピーダンスと選定した特定の電流と
に基づいて第２のルックアップ・テーブル６０により供
給される。得られた最初の電圧限界値を、２秒のＰＣＩ
期間マイクロプロセッサの電圧限界レジスタ５２にスト
アする。インピーダンス測定が完了し、最終電圧限界値
が決まったら、その最終値を電圧限界レジスタの最初の
値と置き換える。

成る異常な場合には、２秒のＰＣＩ期間中に蓄積コンデ
ンサ１２に供給される電荷が必要であるとして究極的に
決まる電荷を超過することがある。

これは、たとえば、患者の経胸郭インピーダンス・が比
較的低いコンデンサ電荷に対応する値である２０Ω程度
になっている場合である。このような場合には、過剰電
荷が蓄積コンデンサ１２から流れ出し、蓄積コンデンサ
に接続されているリレー回路６４を通して抵抗６２で消
散される。第２のＡ／Ｄ変換器５６と比較器／電荷制御
器２２とがコンデンサのこの放電を監視し、所定のコン
デンサ電圧に達すると放電を中止させる。

第３図は本発明の上述の実施例により実行されるステッ
プの各種シーケンスの詳細を示すフローチャートである
。

本装置が作動すると、コンデンサ電荷制御器２２と電圧
制限回路５４とがリセットされ、電圧限界レジスタ５２
にストアされているコンデンサ限界電圧を０にリセット
する。セレクタ・スイッチ２Ｇが回路動作を開始するよ
うに動作すると、２５５Ωの初期値Ｚｐｍｉｎが最小イ
ンピーダンス抵抗器４６にロードされ、ＰＣＩ接触期間
タイマー３６が２秒に初期設定される。スイッチ２６の
選択に対応する電流Ｉｓが第３のルックアップ・テーブ
ル５０から検索され、ストリップ・チャート・レコーダ
４８に送られて表示される。所定の電流に対応する初期
電圧限界値が第４のルックアップ・テーブル６０から検
索され、電圧限界レジスタ５２にストアされる。

コンデンサ比較器／電荷制御回路２２が次に作動する。

主な処理ループの最初のステップとして、第２のＡ／Ｄ
変換器５６が比較機／電荷制御回路２２にディジタル表
現のコンデンサ電圧を供給する。このり５２にストアさ
れている限界電圧値と比較される。

コンデンサ電圧がこの限界値より低ければ、プロセスは
ブロック已に進んで最終電圧限界値がまだ決まっていな
いかチエツクする。まだ決まっていなければ、プロセス
はブロックＣに進み、２秒のＰＣＩ期間がまだ終了して
いないか調べる。終了していなければ、ＰＣＩ期間タイ
マー３６が増進し、新しい経胸郭インピーダンスのサン
プルが取られる。得られたインピーダンス値は、第１の
ルックアップ・テーブル４２から供給されるが、あらか
じめストアしである最小インピーダンス値Ｚｐｍｉｎと
ブロックＤで比較される。これがあらかじめストアしで
ある最小値より小さければ、古い最小値を新しい値で置
き換え、処理ループがコンデンサ電圧と限界電圧との比
較を繰返す。

上述のループは２秒のＰＣＩタイマーが時間切れになる
まで約２４０七の割合で反復する。この点で、プロセス
はブロックＣから分岐し、２秒の期間にサンプルした最
小インピーダンス値Ｚｐｍｉｎに対応する正規化インピ
ーダンス因数Ｚ。を求める。

正規化インピーダンス因数るＺｏは乗算器２４に供給さ
れ、ここでＩ、の大きさが掛けられて最終限界電圧Ｖｒ
が決まる。この最終限界電圧はあらかじめ初期限界電圧
を備えている電圧限界レジスタ５２の中で置き換えられ
る。

次にプロセスは、ブロックＥで、２秒のインビ−ダンス
測定期間中にコンデンサ１２に蓄積された電圧が丁度求
められた最終限界電圧より大きいかチエツクする。大き
ければ、コンデンサはリレー回路６４を通して放電負荷
６２に接続され、過剰電荷を放出する。電荷が所定の最
終電圧まで放出されてしまうと、プロセスはブロックＡ
に戻る。

ブロックＡで、コンデンサの電圧が再び調べられる。ル
ープを通して今度は、最終電圧が決まっているので、ブ
ロックＢはプロセスを漠然と循環させ、コンデンサの電
圧と最終限界電圧とを限界電圧に到達するまで比較する
。限界電圧に到達した点で、コンデンサ１２の充電が中
止される。

最初の電圧限界レジスタ５２にストアされていた電圧限
界値に最終の電圧限界値が決まる前に到達することがあ
る。この場合には、充電が中断し、プロセスは最終電圧
が決まるまでブロックＦを通して循環する。最終電圧限
界値が決まってから、ブロックＡで最終電圧限界値が既
に到達している初期電圧限界値より大きいことがわかれ
ば、新しい最終電圧限界値に到達するまで充電が再開さ
れる。

コンデンサの電荷が最終電圧限界値に到達してから、プ
ロセスはブロックＦで充電ループから脱する。本装置は
次に充電完了指示器をセットし、放電要求を持つ。放電
要求を待っている間にコンデンサの内部漏洩抵抗のため
コンデンサから電荷が失われている場合には、細流充電
回路（図示せず）が損失電荷を回復する。

放電要求を受取ると、リレー接点６６が開き、リレー接
点６８が閉じ、コンデンサ１２を患者を通して放電する
。実際に患者に伝えられるピーク瞬間電流は電流サンプ
リング、ループ（図示せず）により検出され、伝えられ
た関連エネルギと患者のインピーダンスとが既知の方法
を用いて計算される。

これらパラメータはストリップ・チャート・レコーダ４
８に送られて表示される。

本発明の原理を好適な実施例により説明し、例示したが
、当業者には本発明の構成および細部をこのような原理
から離れることなく修理することができることが明らか
なはずである。たとえば、例示した実施例で患者に伝え
られる電流はコンデンサに蓄積される電荷を制限するこ
とにより制御されているが、同じ結果はコンデンサ放電
経路に電流制限抵抗を設けることによって達成すること
ができる。同様に、好適な実施例をコンデンサを所定電
荷まで充電するという言葉で説明して来たが、同じ結果
は完全に充電した。コンデンサを所定点まで放電するこ
とによって達成することもできる。使用したエネルギ蓄
積手段はコンデンサである必要はないということも明ら
かである。本発明の原理は、細動除去エネルギを磁界内
に貯蔵する誘導性貯蔵媒体に、および細動除去エネルギ
を連続循環電流として貯蔵する超電導貯蔵媒体に同等に
適用可能である。

（発明の効果） 以上説明したように、本願発明によって正確な患者の胸
部インピーダンスに基づいて最適の細動除去パルスを供
給することが可能となる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の一実施例である除細動器のブは第１図
の動作を説明するためのフローチャートである。 ｌＯ：除細動器、１２：エネルギ貯蔵装置、１４：パド
ル、　１８：エネルギー源、２０：検出器、　２４　：
　２６　：セレクタ・スイチツチ、３０：インピーダン
ス測定系、 ３２：インピーダンス検知回路、 ３４：コンビエータ、 ４８コストリツプ・チャー１・・レコーダ、２８．４２
．５０．６０　　テーブル・メモリ、７０：矩形波（ａ
号発生器、７８：変圧器、８０：増幅器、８６：帯域フ
ィルタ、 ８８：ビーク検出器。

Claims (4)

【特許請求の範囲】
1. （１）電荷が蓄積されるコンデンサと前記コンデンサよ
   り患者に電気的衝撃を供給する第１及び第２の電極と前
   記コンデンサを充電する手段と前記コンデンサに蓄積さ
   れた電荷量を検出する手段と前記患者に必要な電流を確
   立する手段と前記患者の経胸郭インピーダンスを決定す
   るためのインピーダンス測定手段と前記充電手段、前記
   検出手段及び前記インピーダンス測定手段に接続し、前
   記電荷量が前記患者に前記電流を供給するのに十分であ
   るとき、前記コンデンサの充電を中止する手段から構成
   される除細動器。
2. （２）次の（イ）から（ホ）から成る細動除去方法。 （イ）患者の経胸郭インピーダンスを検出し、（ロ）コ
   ンデンサを充電し、 （ハ）前記コンデンサに蓄積された電荷量をモニタし、 （ニ）患者に供給する所望の電流を選択し、（ホ）測定
   された前記経胸郭インピーダンスと前記選択された電流
   より前記選択された電 流を患者に供給するために必要な前記コン デンサの電荷量を決定し、決定された前記 電荷量が前記コンデンサに蓄積されたとき、前記コンデ
   ンサの充電を中止する。
3. （３）請求項第２項記載の細動除去方法は更に患者の経
   胸郭インピーダンスの検出と共に前記コンデンサの充電
   電荷量の初期値を確立させることを含む。
4. （４）請求項第２項記載の細動除去方法は更に患者の経
   胸郭インピーダンスを繰り返しサンプリングし、最小の
   サンプリングされた前記経胸郭インピーダンスをメモリ
   にストアし、前記最小経胸郭インピーダンスの値より前
   記患者に前記選択された電流を供給するために必要な前
   記コンデンサの充電電荷量を決定し、前記決定された充
   電電荷量が蓄積されると前記コンデンサの充電を中止す
   ることを含む。