JPH09103504A - 体内埋め込み式心臓デフィブリレータ - Google Patents
体内埋め込み式心臓デフィブリレータInfo
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- JPH09103504A JPH09103504A JP8236998A JP23699896A JPH09103504A JP H09103504 A JPH09103504 A JP H09103504A JP 8236998 A JP8236998 A JP 8236998A JP 23699896 A JP23699896 A JP 23699896A JP H09103504 A JPH09103504 A JP H09103504A
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- JP
- Japan
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- voltage
- shock
- implantable cardiac
- low energy
- cardiac defibrillator
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Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
Abstract
(57)【要約】
【課題】 除細動に必要な電気エネルギーの低減という
目的を達成したデフィブリレータを提供することであ
る。 【解決手段】 ショックパルス発生器が、非常に高い電
圧を有する１つ又は複数の低エネルギーパルスから成る
除細動ショックを発生するように構成されており、この
低エネルギーパルスの各々は、１０００Ｖより高い電圧
及び２Ｊより小さいエネルギーを有する、心臓デフィブ
リレータによって解決される。
目的を達成したデフィブリレータを提供することであ
る。 【解決手段】 ショックパルス発生器が、非常に高い電
圧を有する１つ又は複数の低エネルギーパルスから成る
除細動ショックを発生するように構成されており、この
低エネルギーパルスの各々は、１０００Ｖより高い電圧
及び２Ｊより小さいエネルギーを有する、心臓デフィブ
リレータによって解決される。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、概して体内埋め込
み式心臓デフィブリレータに関する。より詳しく言う
と、電極リード系に接続することができる体内埋め込み
式心臓デフィブリレータであって、心臓の状態をセンシ
ングし、その状態に相応する状態信号を送信するための
センシングユニットを有し、前記状態信号から心臓の状
態を検出し、細動の状態が存在する場合に、ショックパ
ルス発生器に指令信号を送信するための制御ユニットを
有し、前記ショックパルス発生器は、前記指令信号に依
存して、少なくとも１つの除細動ショックを前記電極リ
ード系を介して心臓に送出する体内埋め込み式心臓デフ
ィブリレータに関する。
み式心臓デフィブリレータに関する。より詳しく言う
と、電極リード系に接続することができる体内埋め込み
式心臓デフィブリレータであって、心臓の状態をセンシ
ングし、その状態に相応する状態信号を送信するための
センシングユニットを有し、前記状態信号から心臓の状
態を検出し、細動の状態が存在する場合に、ショックパ
ルス発生器に指令信号を送信するための制御ユニットを
有し、前記ショックパルス発生器は、前記指令信号に依
存して、少なくとも１つの除細動ショックを前記電極リ
ード系を介して心臓に送出する体内埋め込み式心臓デフ
ィブリレータに関する。
【０００２】
【従来の技術】Current Problems in Cardiology,Volum
e XIV,No. 12,Dec, 1989, Chicago, Troup J.P.“Impla
ntable Cardioverters and Defibrillators”(特にP.69
9の図１４及びこの図の説明文を参照)に記述されている
ような現代の体内埋め込み型自動デフィブリレータは、
頻脈と徐脈の両方のために除細動（Cardioversion）能
力とペースメーカ刺激能力とを兼ね備えており、時には
ＡＩＣＤ（automaticimplantable Cardioverter Defibr
illators ）と呼ばれる。除細動は、電気ショックの形
で大きな電界を印加することによって、全ての又は少な
くとも十分な数の心臓細胞を同時に脱分極させる。この
電気ショックは、心臓に供給される。この電気ショック
は、パルス発生器によって発生される電気パルスから成
る。このパルスは、多かれ少なかれ非常に複雑な空間的
及び時間的パターンで心臓に送出される。
e XIV,No. 12,Dec, 1989, Chicago, Troup J.P.“Impla
ntable Cardioverters and Defibrillators”(特にP.69
9の図１４及びこの図の説明文を参照)に記述されている
ような現代の体内埋め込み型自動デフィブリレータは、
頻脈と徐脈の両方のために除細動（Cardioversion）能
力とペースメーカ刺激能力とを兼ね備えており、時には
ＡＩＣＤ（automaticimplantable Cardioverter Defibr
illators ）と呼ばれる。除細動は、電気ショックの形
で大きな電界を印加することによって、全ての又は少な
くとも十分な数の心臓細胞を同時に脱分極させる。この
電気ショックは、心臓に供給される。この電気ショック
は、パルス発生器によって発生される電気パルスから成
る。このパルスは、多かれ少なかれ非常に複雑な空間的
及び時間的パターンで心臓に送出される。
【０００３】時折意見の一致が見られないことはある
が、パルス又はショックの中のパルスに対するエネルギ
ーは、「通常の」除細動においてはある一定の閾値を越
えなくてはならない、と一般的には考えられている。し
かし、従来技術によるこのような「通常の」除細動にお
いて必要な電気エネルギーは、相当なものであり、５〜
４０Ｊのオーダーである。供給される電圧は、７００Ｖ
のオーダーであり、除細動パルスの持続時間は、１０〜
２５msである。パルス発生器の中のキャパシタのサイズ
は１５０μFのオーダーである。このような高エネルギ
ーショックを受ける生体組織は、ダメージを受けるリス
クを背負う。この理由のために、除細動に必要な電気エ
ネルギーを低減するための努力が行われている。
が、パルス又はショックの中のパルスに対するエネルギ
ーは、「通常の」除細動においてはある一定の閾値を越
えなくてはならない、と一般的には考えられている。し
かし、従来技術によるこのような「通常の」除細動にお
いて必要な電気エネルギーは、相当なものであり、５〜
４０Ｊのオーダーである。供給される電圧は、７００Ｖ
のオーダーであり、除細動パルスの持続時間は、１０〜
２５msである。パルス発生器の中のキャパシタのサイズ
は１５０μFのオーダーである。このような高エネルギ
ーショックを受ける生体組織は、ダメージを受けるリス
クを背負う。この理由のために、除細動に必要な電気エ
ネルギーを低減するための努力が行われている。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、除細
動に必要な電気エネルギーの低減という上記の目的を達
成したデフィブリレータを提供することである。
動に必要な電気エネルギーの低減という上記の目的を達
成したデフィブリレータを提供することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記課題は、ショックパ
ルス発生器が、非常に高い電圧を有する１つ又は複数の
低エネルギーパルスから成る除細動ショックを発生する
ように構成されており、この低エネルギーパルスの各々
は、１０００Ｖより高い電圧及び２Ｊより小さいエネル
ギーを有する、心臓デフィブリレータによって解決され
る。
ルス発生器が、非常に高い電圧を有する１つ又は複数の
低エネルギーパルスから成る除細動ショックを発生する
ように構成されており、この低エネルギーパルスの各々
は、１０００Ｖより高い電圧及び２Ｊより小さいエネル
ギーを有する、心臓デフィブリレータによって解決され
る。
【０００６】
【発明の実施の形態】本発明のデフィブリレータは、動
物実験での発見に基づいている。すなわち、非常に高い
電圧にもかかわらず低いエネルギーしかもたない電気パ
ルス、つまり静電気によって発生しうるようなパルス
が、心臓の細動状態を停止させることができる、という
動物実験での発見に基づいている。この低エネルギーパ
ルスは、２Ｊより小さいエネルギー、有利には０.０１
〜２Ｊの範囲のエネルギーを有している。このパルス
は、１０００Ｖを越える電圧、有利には１０００〜１２
０００Ｖの範囲の電圧を有する。低エネルギーパルスの
持続時間は、１〜２０μsの範囲であり、有利には１０
〜１２μsである。
物実験での発見に基づいている。すなわち、非常に高い
電圧にもかかわらず低いエネルギーしかもたない電気パ
ルス、つまり静電気によって発生しうるようなパルス
が、心臓の細動状態を停止させることができる、という
動物実験での発見に基づいている。この低エネルギーパ
ルスは、２Ｊより小さいエネルギー、有利には０.０１
〜２Ｊの範囲のエネルギーを有している。このパルス
は、１０００Ｖを越える電圧、有利には１０００〜１２
０００Ｖの範囲の電圧を有する。低エネルギーパルスの
持続時間は、１〜２０μsの範囲であり、有利には１０
〜１２μsである。
【０００７】これらの観察は、高エネルギーパルスが前
述の「通常の」除細動を行うのに必要である、という広
く普及している見解とは矛盾する。低エネルギーを有す
る高電圧パルスは、経験的にはこれまで除細動を行うこ
となく、単に心臓細胞膜に穴を空ける原因となるだけで
あると考えられてきた。このような高電圧パルスによる
細胞の穿孔は有害であり、回避すべきだというのが普及
している見解であった。除細動が、高電圧の低エネルギ
ーパルスによって達成され得るという前述の観察は、そ
れゆえ従来技術においては驚異的なことである。
述の「通常の」除細動を行うのに必要である、という広
く普及している見解とは矛盾する。低エネルギーを有す
る高電圧パルスは、経験的にはこれまで除細動を行うこ
となく、単に心臓細胞膜に穴を空ける原因となるだけで
あると考えられてきた。このような高電圧パルスによる
細胞の穿孔は有害であり、回避すべきだというのが普及
している見解であった。除細動が、高電圧の低エネルギ
ーパルスによって達成され得るという前述の観察は、そ
れゆえ従来技術においては驚異的なことである。
【０００８】従って、本発明の心臓デフィブリレータに
よって送出される電気ショック、つまり高電圧の低エネ
ルギーの形の電気ショックは、心臓細動を除去し、これ
によって従来の除細動における前述の潜在的に有害な影
響を回避する。
よって送出される電気ショック、つまり高電圧の低エネ
ルギーの形の電気ショックは、心臓細動を除去し、これ
によって従来の除細動における前述の潜在的に有害な影
響を回避する。
【０００９】本発明の有利な実施形態は従属請求項から
得られる。
得られる。
【００１０】
【実施例】以下に本発明を図面に示された実施例に基づ
いて詳しく説明する。
いて詳しく説明する。
【００１１】図１のブロック図は、本発明のデフィブリ
レータを示している。図１は、デフィブリレータ・イン
プラント１を示している。このデフィブリレータ・イン
プラント１のカバーは、例えばチタニウム・カプセル３
から成る。インプラント１は、検出ブロック５、ペース
メーカー・ブロック７、電気的低エネルギー・デフィブ
リレーションのためのブロック９、電気的高エネルギー
・デフィブリレーションのためのブロック１１、制御ユ
ニット１３、診断ブロック１５、遠隔計測ブロック１７
を有している。ペースメーカー・ブロック７は、心房と
心室両方で発生しうる状態である頻脈及び徐脈両方の場
合に、心臓に刺激パルスを供給することができる。上記
のインプラント１のさまざまなブロック/ユニットは、
バス１９を介して相互に通信する。
レータを示している。図１は、デフィブリレータ・イン
プラント１を示している。このデフィブリレータ・イン
プラント１のカバーは、例えばチタニウム・カプセル３
から成る。インプラント１は、検出ブロック５、ペース
メーカー・ブロック７、電気的低エネルギー・デフィブ
リレーションのためのブロック９、電気的高エネルギー
・デフィブリレーションのためのブロック１１、制御ユ
ニット１３、診断ブロック１５、遠隔計測ブロック１７
を有している。ペースメーカー・ブロック７は、心房と
心室両方で発生しうる状態である頻脈及び徐脈両方の場
合に、心臓に刺激パルスを供給することができる。上記
のインプラント１のさまざまなブロック/ユニットは、
バス１９を介して相互に通信する。
【００１２】インプラント１は、遠隔計測ブロック１７
を介してプログラマー２１の形態の外界と通信する。こ
の通信は、主にインプラント１のプログラミング及び診
断データの伝送から成り立っている。診断データとは、
例えば、様々な種類の事象についてのデータ、センサ信
号および診断ブロック１５からのＥＣＧ信号である。
を介してプログラマー２１の形態の外界と通信する。こ
の通信は、主にインプラント１のプログラミング及び診
断データの伝送から成り立っている。診断データとは、
例えば、様々な種類の事象についてのデータ、センサ信
号および診断ブロック１５からのＥＣＧ信号である。
【００１３】インプラント１は、電極リード系２３を介
して心臓２５に接続されている。これは、心臓にペース
メーカー・パルスとショックパルスの両方を送出するた
めであり、同時に心臓からの心拍停止を示す信号を検出
するためである。電極リード系２３を１つ又は複数の心
臓外電極から構成することができる。この心臓外電極と
は、すなわち心臓の外部で使用するための電極、例えば
パッチ型の電極又はねじ込み（screw-in）型電極であ
る。また電極リード系２３は、１つ又は複数の心臓内電
極だけから構成することもできるし、又は心臓外電極と
心臓内電極とを組み合わせて構成することもできる。こ
の心臓内電極とは、すなわち心臓の内部に配置するため
の電極又は心臓に隣接する血管内に配置するための電極
である。この心臓内電極を心房と心室両方に設置するこ
とができる。この心臓内電極は、ねじ込み（screw-in）
型電極、フォーク又はフックで引っかけるために設計さ
れた電極、電極リード上にリング又は導電性材質からで
きた細長い部分を有する電極でも良い。このリング又は
細長い部分を、心臓の内壁又は血管の内壁に引っかける
必要はない。心臓内電極は、通常の心臓刺激と高エネル
ギー又は低エネルギーによる除細動との両方のための電
極とすることもできる。
して心臓２５に接続されている。これは、心臓にペース
メーカー・パルスとショックパルスの両方を送出するた
めであり、同時に心臓からの心拍停止を示す信号を検出
するためである。電極リード系２３を１つ又は複数の心
臓外電極から構成することができる。この心臓外電極と
は、すなわち心臓の外部で使用するための電極、例えば
パッチ型の電極又はねじ込み（screw-in）型電極であ
る。また電極リード系２３は、１つ又は複数の心臓内電
極だけから構成することもできるし、又は心臓外電極と
心臓内電極とを組み合わせて構成することもできる。こ
の心臓内電極とは、すなわち心臓の内部に配置するため
の電極又は心臓に隣接する血管内に配置するための電極
である。この心臓内電極を心房と心室両方に設置するこ
とができる。この心臓内電極は、ねじ込み（screw-in）
型電極、フォーク又はフックで引っかけるために設計さ
れた電極、電極リード上にリング又は導電性材質からで
きた細長い部分を有する電極でも良い。このリング又は
細長い部分を、心臓の内壁又は血管の内壁に引っかける
必要はない。心臓内電極は、通常の心臓刺激と高エネル
ギー又は低エネルギーによる除細動との両方のための電
極とすることもできる。
【００１４】注意すべきことは、図１はただ概略的な図
であるということ、そして心臓２５の状態を示す信号
は、身体の他の部位での生理学的変数、例えば血管内の
酸素分圧（ｐＯ２）の測定からの信号も含んでいる、と
いうことである。
であるということ、そして心臓２５の状態を示す信号
は、身体の他の部位での生理学的変数、例えば血管内の
酸素分圧（ｐＯ２）の測定からの信号も含んでいる、と
いうことである。
【００１５】上記の説明のように、デフィブリレータ・
インプラント１は、これから詳しく説明する低エネルギ
ー除細動ブロック９に加えて、冒頭で説明した種類の現
代のデフィブリレータ（ＡＩＣＤ）に備わった機能も有
している。従って、検出ブロック５は，ＩＥＣＧ監視デ
バイス２７及びセンサ信号監視デバイス２９によって、
心臓の状態を監視する。これは、通常の正弦波リズムを
検出するため、もしくは徐脈、血行力学的に安定な/不
安定な頻脈、心房及び心室の不整脈、そして心室細動な
ど、治療を必要とする異常な心臓の状態を検出するため
である。
インプラント１は、これから詳しく説明する低エネルギ
ー除細動ブロック９に加えて、冒頭で説明した種類の現
代のデフィブリレータ（ＡＩＣＤ）に備わった機能も有
している。従って、検出ブロック５は，ＩＥＣＧ監視デ
バイス２７及びセンサ信号監視デバイス２９によって、
心臓の状態を監視する。これは、通常の正弦波リズムを
検出するため、もしくは徐脈、血行力学的に安定な/不
安定な頻脈、心房及び心室の不整脈、そして心室細動な
ど、治療を必要とする異常な心臓の状態を検出するため
である。
【００１６】状態信号の形で検出ブロック５から得られ
たデータは、制御ユニット１３に伝送される。この制御
ユニット１３は、この信号に依存して、必要な治療、例
えば頻脈除去刺激を指令し、指令信号をブロック７、
９、１１のうちの少なくとも１つに伝送する。例えば、
上記の頻脈除去刺激の場合にはペースメーカー・ブロッ
ク７に指令信号が送信される。従って、低エネルギー・
デフィブリレータ９を、治療のみに使用することも、又
はブロック７及び１１のうちの片方又は両方と組み合わ
せて使用することもできる。
たデータは、制御ユニット１３に伝送される。この制御
ユニット１３は、この信号に依存して、必要な治療、例
えば頻脈除去刺激を指令し、指令信号をブロック７、
９、１１のうちの少なくとも１つに伝送する。例えば、
上記の頻脈除去刺激の場合にはペースメーカー・ブロッ
ク７に指令信号が送信される。従って、低エネルギー・
デフィブリレータ９を、治療のみに使用することも、又
はブロック７及び１１のうちの片方又は両方と組み合わ
せて使用することもできる。
【００１７】今まで説明したデフィブリレータ・インプ
ラント１の部分及び機能は、上述のように、本質的に従
来どおりのものであり、以後は、低エネルギー・デフィ
ブリレータ・ブロック９に関連する限りにおいてのみ言
及される。では、以下に低エネルギー・デフィブリレー
タ・ブロック９（これを以後はデフィブリレータと呼
ぶ）を説明する。
ラント１の部分及び機能は、上述のように、本質的に従
来どおりのものであり、以後は、低エネルギー・デフィ
ブリレータ・ブロック９に関連する限りにおいてのみ言
及される。では、以下に低エネルギー・デフィブリレー
タ・ブロック９（これを以後はデフィブリレータと呼
ぶ）を説明する。
【００１８】低エネルギー・デフィブリレータを有する
ブロック９は、タイム・コントロールユニット３１及び
高電圧用のショックパルス発生器３３から構成されてい
る。このタイム・コントロールユニット３１によって、
パルス発生器３３が、所望のパルス、パルスシーケン
ス、又はデフィブリレータ９によって送出される連続出
力信号を交互に発生する。パルス発生器３３は、電極リ
ード系２３に、所望の高電圧、低エネルギーのパルスを
送出するのに十分なエネルギーを供給する。
ブロック９は、タイム・コントロールユニット３１及び
高電圧用のショックパルス発生器３３から構成されてい
る。このタイム・コントロールユニット３１によって、
パルス発生器３３が、所望のパルス、パルスシーケン
ス、又はデフィブリレータ９によって送出される連続出
力信号を交互に発生する。パルス発生器３３は、電極リ
ード系２３に、所望の高電圧、低エネルギーのパルスを
送出するのに十分なエネルギーを供給する。
【００１９】低エネルギーパルスの持続時間は、１〜２
０μsの範囲であり、有利には１０〜１２μsである。パ
ルスは一度に１個放出されるが、必要ならば繰り返し放
出することができる。１つのパルスは、急激な指数関数
的な上昇を示す。この上昇時間は０.１μsのオーダーで
ある。そしてこのパルスは、同様に同じ程度の時間を有
する急激な指数関数的下降を示す。これらの低エネルギ
ーパルスは、２Ｊより小さいエネルギーを有し、有利に
は０.１〜２Ｊの範囲である。そして、パルスは１００
０Ｖを越える電圧を有し、有利には、１０００〜１２０
００Ｖの範囲である。パルスの電流は、１００Ａのオー
ダーである。
０μsの範囲であり、有利には１０〜１２μsである。パ
ルスは一度に１個放出されるが、必要ならば繰り返し放
出することができる。１つのパルスは、急激な指数関数
的な上昇を示す。この上昇時間は０.１μsのオーダーで
ある。そしてこのパルスは、同様に同じ程度の時間を有
する急激な指数関数的下降を示す。これらの低エネルギ
ーパルスは、２Ｊより小さいエネルギーを有し、有利に
は０.１〜２Ｊの範囲である。そして、パルスは１００
０Ｖを越える電圧を有し、有利には、１０００〜１２０
００Ｖの範囲である。パルスの電流は、１００Ａのオー
ダーである。
【００２０】最大１０００Ｖまでの電圧（この電圧は、
従来の体内埋め込み型デフィブリレータで使用されるピ
ーク電圧にほぼ相応する）を放出する場合には、交流電
流を放出する発振器が使用される。この交流電流は、つ
いで非常に多数の巻線を有する変圧器によって昇圧され
る。電圧レベルをさらに上昇させるためには、異なる種
類の受動型電圧マルチプライアを使用すればよい。これ
はキャパシタ及びダイオードの回路網から構成される。
このキャパシタ及びダイオードの回路網は、当業者なら
ば周知の技術によって構成される。
従来の体内埋め込み型デフィブリレータで使用されるピ
ーク電圧にほぼ相応する）を放出する場合には、交流電
流を放出する発振器が使用される。この交流電流は、つ
いで非常に多数の巻線を有する変圧器によって昇圧され
る。電圧レベルをさらに上昇させるためには、異なる種
類の受動型電圧マルチプライアを使用すればよい。これ
はキャパシタ及びダイオードの回路網から構成される。
このキャパシタ及びダイオードの回路網は、当業者なら
ば周知の技術によって構成される。
【００２１】図２は、低エネルギー・デフィブリレータ
９のブロック図である。この低エネルギー・デフィブリ
レータ９は、デフィブリレータ・インプラント１のバッ
テリ電圧に接続された発振器３５、変圧器３７、電圧マ
ルチプライア３９及び高電圧スイッチ４１から構成され
ている。発振器３５、変圧器３７、電圧マルチプライア
３９、高電圧スイッチ４１は、共にショックパルス発生
器３３を構成している。
９のブロック図である。この低エネルギー・デフィブリ
レータ９は、デフィブリレータ・インプラント１のバッ
テリ電圧に接続された発振器３５、変圧器３７、電圧マ
ルチプライア３９及び高電圧スイッチ４１から構成され
ている。発振器３５、変圧器３７、電圧マルチプライア
３９、高電圧スイッチ４１は、共にショックパルス発生
器３３を構成している。
【００２２】発振器３５の出力信号は、約３Ｖのピーク
・ピーク値を有する交流電圧である。この電圧は、次に
変圧器３７で昇圧され、例えばピーク・ピーク電圧が１
０００Ｖ（図３参照）に達するほどになる。
・ピーク値を有する交流電圧である。この電圧は、次に
変圧器３７で昇圧され、例えばピーク・ピーク電圧が１
０００Ｖ（図３参照）に達するほどになる。
【００２３】図３は、ショックパルス発生器３３に使用
される電圧マルチプライア３９の概略図である。電圧マ
ルチプライア３９は、当業者には周知の電圧乗算原理に
従って作られる。電圧マルチプライア３９への入力信号
は、変圧器３７によって昇圧された交流電流である。そ
して出力信号は、入力信号のピーク・ピーク値の偶数倍
の高電圧直流電流である。電圧マルチプライアは、所定
の数のダイオードＤ１〜 Ｄ１２及び所定の数のキャパ
シタＣ１〜 Ｃ１２から構成されている。（図では１２
個に設定されている）ダイオード及びキャパシタの数
は、発生される出力電圧に依存する。図３の実施例によ
れば、電圧マルチプライア３９は、直列接続された２つ
のキャパシタ列、Ｃ１，Ｃ３... Ｃ１１とＣ２，Ｃ
４... Ｃ１２とを有し、キャパシタＣ１及びＣ２の片方
の側は、変圧器３７に接続されている。
される電圧マルチプライア３９の概略図である。電圧マ
ルチプライア３９は、当業者には周知の電圧乗算原理に
従って作られる。電圧マルチプライア３９への入力信号
は、変圧器３７によって昇圧された交流電流である。そ
して出力信号は、入力信号のピーク・ピーク値の偶数倍
の高電圧直流電流である。電圧マルチプライアは、所定
の数のダイオードＤ１〜 Ｄ１２及び所定の数のキャパ
シタＣ１〜 Ｃ１２から構成されている。（図では１２
個に設定されている）ダイオード及びキャパシタの数
は、発生される出力電圧に依存する。図３の実施例によ
れば、電圧マルチプライア３９は、直列接続された２つ
のキャパシタ列、Ｃ１，Ｃ３... Ｃ１１とＣ２，Ｃ
４... Ｃ１２とを有し、キャパシタＣ１及びＣ２の片方
の側は、変圧器３７に接続されている。
【００２４】ダイオードＤ１〜 Ｄ１２は、キャパシタ
列を相互に連結している。 Ｄ１は、Ｃ２が変圧器３７
に接続されている点から、その順方向にＣ１とＣ３との
間の点へと接続されている。 Ｄ２は、この点から、そ
の順方向にＣ２とＣ４との間の点へと接続されている。
Ｄ３は、この点から、その順方向にＣ３とＣ５との間の
点へと接続され...等々と同じように接続されている。
最後には、回路はＣ１１とＣ１２との間に順方向で接続
されているＤ１２によって閉じられている。図３は、入
力電圧のピーク・ピーク値の偶数倍の電圧をキャパシタ
列Ｃ２〜Ｃ１２の全て又は一部を介してタップから取り
出すことができることを示している。図３に図示された
電圧マルチプライア３９の実施例は、ピーク・ピーク電
圧Ｕｓを、変圧器３７の２次側から６段階で、このレベ
ルの１２倍の直流電圧１２Ｕｓに昇圧させる。当業者に
とっては、どのようにしてこの回路網を簡略化又は拡大
させて異なる電圧レベルに到達させるかは明らかであ
る。電圧マルチプライア３９の出力電圧レベルの制御
は、変圧器３７の１次側で行うのが最も簡単である。
列を相互に連結している。 Ｄ１は、Ｃ２が変圧器３７
に接続されている点から、その順方向にＣ１とＣ３との
間の点へと接続されている。 Ｄ２は、この点から、そ
の順方向にＣ２とＣ４との間の点へと接続されている。
Ｄ３は、この点から、その順方向にＣ３とＣ５との間の
点へと接続され...等々と同じように接続されている。
最後には、回路はＣ１１とＣ１２との間に順方向で接続
されているＤ１２によって閉じられている。図３は、入
力電圧のピーク・ピーク値の偶数倍の電圧をキャパシタ
列Ｃ２〜Ｃ１２の全て又は一部を介してタップから取り
出すことができることを示している。図３に図示された
電圧マルチプライア３９の実施例は、ピーク・ピーク電
圧Ｕｓを、変圧器３７の２次側から６段階で、このレベ
ルの１２倍の直流電圧１２Ｕｓに昇圧させる。当業者に
とっては、どのようにしてこの回路網を簡略化又は拡大
させて異なる電圧レベルに到達させるかは明らかであ
る。電圧マルチプライア３９の出力電圧レベルの制御
は、変圧器３７の１次側で行うのが最も簡単である。
【００２５】電圧マルチプライア３９（キャパシタ及び
ダイオード）のいずれの素子を介するピーク電圧も、変
圧器３７の２次側のピーク・ピーク電圧の２倍である。
従って、１０００Ｖのピーク・ピーク電圧を２次側で使
用するこの実施例の場合、いずれの素子を介するピーク
電圧も約２０００Ｖである。それゆえ、どの素子もピー
ク出力電圧の影響を受けない。これは、このタイプの回
路の利点である。結果的に、実用的な物理的に小さい素
子の利用が可能になる。これは、体内に埋め込まれるデ
バイスにおいてこれらの素子を使用するための必要条件
である。
ダイオード）のいずれの素子を介するピーク電圧も、変
圧器３７の２次側のピーク・ピーク電圧の２倍である。
従って、１０００Ｖのピーク・ピーク電圧を２次側で使
用するこの実施例の場合、いずれの素子を介するピーク
電圧も約２０００Ｖである。それゆえ、どの素子もピー
ク出力電圧の影響を受けない。これは、このタイプの回
路の利点である。結果的に、実用的な物理的に小さい素
子の利用が可能になる。これは、体内に埋め込まれるデ
バイスにおいてこれらの素子を使用するための必要条件
である。
【００２６】電圧マルチプライア３９で発生された高電
圧を除細動のために患者に切換接続（スイッチング）す
ることは、本発明では高電圧スイッチ４１によって実施
される。図２参照。このスイッチの２つの異なった実施
例の詳細図が図４及び図５に図示されている。これらの
図では、符号ＨＶ（高電圧）は、電圧マルチプライア３
９からの出力信号を指す。図３では、ＨＶは、符号２Ｕ
ｓ、４Ｕｓ...１２Ｕｓのうちの１つに相応する。
圧を除細動のために患者に切換接続（スイッチング）す
ることは、本発明では高電圧スイッチ４１によって実施
される。図２参照。このスイッチの２つの異なった実施
例の詳細図が図４及び図５に図示されている。これらの
図では、符号ＨＶ（高電圧）は、電圧マルチプライア３
９からの出力信号を指す。図３では、ＨＶは、符号２Ｕ
ｓ、４Ｕｓ...１２Ｕｓのうちの１つに相応する。
【００２７】図４は、本発明の心臓デフィブリレータの
第１の有利な実施例の高電圧スイッチ４１を図示してい
る。このスイッチは、ガス放電管４３を能動素子として
有している。放電管は、例えば２５０Ｖから２００００
Ｖまでの点弧電圧で利用される。消弧状態では、放電管
は極端に高いインピーダンス、すなわち１００MΩから
１００００MΩを有する。電圧が点弧電圧を越えると、
アークが非常に迅速に（０.１μsより短い時間で）点火
する。そして、大電流が流れる。ガス放電管４３にかか
る電圧は、ＲＣ回路網によって発生される。このＲＣ回
路網は、直列接続されたＮ個のキャパシタＣ１〜 Ｃ
Ｎ、及び直列接続されたＭ個の抵抗器Ｒ１〜 ＲＭで構
成される。このＲＣ回路網の等価キャパシタンスＣｅｑ
ｖはＣ/Ｎであり、等価抵抗ＲｅｑｖはＭ・Ｒである。
直列抵抗Ｒｅｑｖは、負荷Ｒｌｏａｄ（患者）よりもは
るかに大きくなければならない。 Ｒｅｑｖに対する典
型的な値は１０MΩ、Ｃｅｑｖに対する典型的な値は２
５０ｎＦである。
第１の有利な実施例の高電圧スイッチ４１を図示してい
る。このスイッチは、ガス放電管４３を能動素子として
有している。放電管は、例えば２５０Ｖから２００００
Ｖまでの点弧電圧で利用される。消弧状態では、放電管
は極端に高いインピーダンス、すなわち１００MΩから
１００００MΩを有する。電圧が点弧電圧を越えると、
アークが非常に迅速に（０.１μsより短い時間で）点火
する。そして、大電流が流れる。ガス放電管４３にかか
る電圧は、ＲＣ回路網によって発生される。このＲＣ回
路網は、直列接続されたＮ個のキャパシタＣ１〜 Ｃ
Ｎ、及び直列接続されたＭ個の抵抗器Ｒ１〜 ＲＭで構
成される。このＲＣ回路網の等価キャパシタンスＣｅｑ
ｖはＣ/Ｎであり、等価抵抗ＲｅｑｖはＭ・Ｒである。
直列抵抗Ｒｅｑｖは、負荷Ｒｌｏａｄ（患者）よりもは
るかに大きくなければならない。 Ｒｅｑｖに対する典
型的な値は１０MΩ、Ｃｅｑｖに対する典型的な値は２
５０ｎＦである。
【００２８】この高電圧スイッチの１つの利点は、制御
入力端子が必要ないことである。ガス放電管にかかる電
圧が、所定の点弧電圧に達するまで上昇する。すると、
放電が起こる。適当に選択された素子を使用するなら
ば、高エネルギー除細動ブロック１１において高エネル
ギー除細動パルスをスイッチングするために、上記のタ
イプの高電圧スイッチを使用できるのは明らかである。
入力端子が必要ないことである。ガス放電管にかかる電
圧が、所定の点弧電圧に達するまで上昇する。すると、
放電が起こる。適当に選択された素子を使用するなら
ば、高エネルギー除細動ブロック１１において高エネル
ギー除細動パルスをスイッチングするために、上記のタ
イプの高電圧スイッチを使用できるのは明らかである。
【００２９】図５は、本発明の心臓デフィブリレータの
第２の有利な実施例の図２の高電圧スイッチ４１を図示
している。ここでは、スイッチは、直列接続されたＮ個
の同一のサブ回路Ｌ１〜ＬＮで構成されている。各サブ
回路には、主サイリスタＳＣＲ１（シリコン制御整流
器）が組み込まれている。直列接続されたサブ回路Ｌ１
〜ＬＮは、全電圧を等しく分圧する。各サイリスタＳＣ
Ｒ１にかかる電圧は、例えば１０００Ｖでもよい。
第２の有利な実施例の図２の高電圧スイッチ４１を図示
している。ここでは、スイッチは、直列接続されたＮ個
の同一のサブ回路Ｌ１〜ＬＮで構成されている。各サブ
回路には、主サイリスタＳＣＲ１（シリコン制御整流
器）が組み込まれている。直列接続されたサブ回路Ｌ１
〜ＬＮは、全電圧を等しく分圧する。各サイリスタＳＣ
Ｒ１にかかる電圧は、例えば１０００Ｖでもよい。
【００３０】このスイッチの作動には特有の問題が発生
する。作動を光学的手段によって行えば、例えば光電サ
イリスタＬＡＳＣＲ１（光電作動式シリコン制御整流
器）を使用したり、光トランジスタも使用できるのだ
が、そうすれば、このことによって、作動時にスイッチ
との電気的接触が回避される。 図中のＬＡＳＣＲ１の
箇所にある矢印は、光の入射とこれらの素子の作動とを
示す。これらの素子が作動した場合、今度はこれらの素
子が、高電圧を切換接続するために主サイリスタＳＣＲ
１をトリガする。抵抗器Ｒ１が抵抗器Ｒ２よりはるかに
大きい値を有するならば、低電圧ＬＡＳＣＲ１を使用す
ることができる。実際には、小さな点滅管が光学的トリ
ガとして使用され、光ファイバ導体が点滅光（フラッシ
ュ・ライト）を各ＬＡＳＣＲ１に伝える。これによっ
て、電気的に絶縁されたスイッチ制御が可能となる。Ｌ
ＡＳＣＲ１スイッチが同時に作動し、高い周波数の過渡
状態に対して保護されるように、 これらＬＡＳＣＲ１
スイッチをマッチングさせることも重要である。この目
的のために、いくつかの他の素子（Ｒ３、Ｒ４、ＲＤ、
Ｃ１、ＣＤ）を概略的に回路には組み込んであるが、こ
こでは言及しない。というのも、これらは、本発明の直
接的な一部分ではないからである。この図は、２つの接
続点（Ｓ＋、Ｓ−）も示している。
する。作動を光学的手段によって行えば、例えば光電サ
イリスタＬＡＳＣＲ１（光電作動式シリコン制御整流
器）を使用したり、光トランジスタも使用できるのだ
が、そうすれば、このことによって、作動時にスイッチ
との電気的接触が回避される。 図中のＬＡＳＣＲ１の
箇所にある矢印は、光の入射とこれらの素子の作動とを
示す。これらの素子が作動した場合、今度はこれらの素
子が、高電圧を切換接続するために主サイリスタＳＣＲ
１をトリガする。抵抗器Ｒ１が抵抗器Ｒ２よりはるかに
大きい値を有するならば、低電圧ＬＡＳＣＲ１を使用す
ることができる。実際には、小さな点滅管が光学的トリ
ガとして使用され、光ファイバ導体が点滅光（フラッシ
ュ・ライト）を各ＬＡＳＣＲ１に伝える。これによっ
て、電気的に絶縁されたスイッチ制御が可能となる。Ｌ
ＡＳＣＲ１スイッチが同時に作動し、高い周波数の過渡
状態に対して保護されるように、 これらＬＡＳＣＲ１
スイッチをマッチングさせることも重要である。この目
的のために、いくつかの他の素子（Ｒ３、Ｒ４、ＲＤ、
Ｃ１、ＣＤ）を概略的に回路には組み込んであるが、こ
こでは言及しない。というのも、これらは、本発明の直
接的な一部分ではないからである。この図は、２つの接
続点（Ｓ＋、Ｓ−）も示している。
【００３１】図６は、第２の有利な実施例の高電圧スイ
ッチ４１の簡略化された概略図である。図７及び図８
は、電圧マルチプライア３９からの出力信号ＨＶに接続
されたスイッチ４１に、負荷Ｒｌｏａｄ（患者）が接続
されている回路図である。
ッチ４１の簡略化された概略図である。図７及び図８
は、電圧マルチプライア３９からの出力信号ＨＶに接続
されたスイッチ４１に、負荷Ｒｌｏａｄ（患者）が接続
されている回路図である。
【図１】本発明のデフィブリレータのブロック図であ
る。
る。
【図２】本発明のデフィブリレータの中のショックパル
ス発生器のブロック図である。
ス発生器のブロック図である。
【図３】ショックパルス発生器の中の電圧マルチプライ
アの回路図である。
アの回路図である。
【図４】本発明のデフィブリレータの中の高電圧スイッ
チの第１の実施例の回路図である。
チの第１の実施例の回路図である。
【図５】本発明のデフィブリレータの中の高電圧スイッ
チの第２の実施例の回路図である。
チの第２の実施例の回路図である。
【図６】第２の実施例の高電圧スイッチの簡略化された
概略図である。
概略図である。
【図７】第２の実施例の高電圧スイッチを接続する位置
を示す回路図である。
を示す回路図である。
【図８】第２の実施例の高電圧スイッチを接続する位置
を示す回路図である。
を示す回路図である。
１ デフィブリレータ・インプラント ２ カバー ５ 検出ブロック ７ ペースメーカー・ブロック ９ 低エネルギー除細動ブロック １１ 高エネルギー除細動ブロック １３ 制御ユニット １５ 診断ブロック １７ 遠隔計測ブロック １９ バス ２１ プログラマー ２３ 電極リード系 ２５ 心臓 ２７ ＩＥＣＧ監視デバイス ２９ センサ信号監視デバイス ３１ タイム・コントロール・ユニット ３３ ショックパルス発生器 ３５ 発振器 ３７ 変圧器 ３９ 電圧マルチプライア ４１ 高電圧スイッチ ４３ ガス放電管
Claims (7)
- 【請求項１】 電極リード系（２３）に接続することが
できる体内埋め込み式心臓デフィブリレータ（１）であ
って、 心臓の状態をセンシングし、その状態に相応する状態信
号を送信するためのセンシング・ユニット（５）を有し
前記状態信号から心臓の状態を検出し、細動の状態が存
在する場合に、ショックパルス発生器（３３）に指令信
号を送信するための制御ユニット（１３）を有し、 前記ショックパルス発生器（３３）は、前記指令信号に
依存して、少なくとも１つの除細動ショックを前記電極
リード系（２３）を介して心臓に送出する体内埋め込み
式心臓デフィブリレータにおいて、 前記ショックパルス発生器（３３）は、非常に高い電圧
を有する１つ又は複数の低エネルギーパルスから成る除
細動ショックを発生するように構成されており、 前記低エネルギーパルスの各々は、1000Ｖより高い電圧
及び２Ｊより小さいエネルギーを有することを特徴とす
る体内埋め込み式心臓デフィブリレータ。 - 【請求項２】 低エネルギーパルスの持続期間は１〜２
０μsの範囲内であり、有利には１０〜１２μsであるこ
とを特徴とする請求項１記載の体内埋め込み式心臓デフ
ィブリレータ。 - 【請求項３】 ショックパルス発生器（３３）は、発振
器（３５）、変圧器（３７）、電圧マルチプライア（３
９）、高電圧スイッチ（４１）から構成されていること
を特徴とする請求項１又は２に記載の体内埋め込み式心
臓デフィブリレータ。 - 【請求項４】 高電圧スイッチ（４１）は、ガス放電管
（４３）を有することを特徴とする請求項３記載の体内
埋め込み式心臓デフィブリレータ。 - 【請求項５】 高電圧スイッチ（４１）は、少なくとも
１つのサイリスタ（ＳＣＲ１）を有し、 該サイリスタ（ＳＣＲ１）は、例えば光トランジスタに
よって、又は光電作動サイリスタ（ ＬＳＣＲ１）によ
って光学的に作動されることを特徴とする請求項３記載
の体内埋め込み式心臓デフィブリレータ。 - 【請求項６】 電極リード系（２３）は、１つ又は複数
の心臓外電極、例えばパッチ型電極、及び/又は１つ又
は複数の心臓内電極、例えば通常の心臓刺激用電極を有
することを特徴とする請求項１〜５までのうちの１項記
載の体内埋め込み式心臓デフィブリレータ。 - 【請求項７】 体内埋め込み式心臓デフィブリレータ
は、付加的に、少なくとも通常の心臓刺激のためのユニ
ット（７）及び電気的高エネルギーショックのためのユ
ニット（１１）を有し、 ショックパルス発生器（３３）は、非常に高電圧の低エ
ネルギーパルスを発生する際に、前記刺激ユニット及び
高エネルギーショック・ユニットとインタラクティブ動
作するように構成されていることを特徴とする請求項１
〜６までのうちの１項記載の体内埋め込み式心臓デフィ
ブリレータ。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| SE9503257A SE9503257D0 (sv) | 1995-09-20 | 1995-09-20 | Implanterbar hjärtdefibrillator |
| SE9503257-9 | 1995-09-20 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH09103504A true JPH09103504A (ja) | 1997-04-22 |
Family
ID=20399539
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP8236998A Pending JPH09103504A (ja) | 1995-09-20 | 1996-09-06 | 体内埋め込み式心臓デフィブリレータ |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5722994A (ja) |
| EP (1) | EP0764451B1 (ja) |
| JP (1) | JPH09103504A (ja) |
| DE (1) | DE69630848T2 (ja) |
| SE (1) | SE9503257D0 (ja) |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2011512945A (ja) * | 2008-02-27 | 2011-04-28 | アビ リブナット， | 植え込み型除細動システムを使用する心房除細動 |
| JP2012152606A (ja) * | 2007-06-25 | 2012-08-16 | Boston Scientific Neuromodulation Corp | 植え込み型刺激器具 |
| JP2013525084A (ja) * | 2010-05-07 | 2013-06-20 | ザ ワシントン ユニバーシティ | ３段階の電気的心房除細動治療のための方法および装置 |
Families Citing this family (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6311087B1 (en) | 2000-03-15 | 2001-10-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | High-side energy delivery through a single-quadrant thyristor triggered with a current-limiting switch |
| US6477422B1 (en) | 2000-03-22 | 2002-11-05 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for capture detection |
| US6539258B1 (en) | 2000-10-06 | 2003-03-25 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Energy adjusting circuit for producing an ultra-low energy defibrillation waveform with fixed pulse width and fixed tilt |
| US7386344B2 (en) * | 2004-08-11 | 2008-06-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacer with combined defibrillator tailored for bradycardia patients |
| US6751502B2 (en) | 2001-03-14 | 2004-06-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac rhythm management system with defibrillation threshold prediction |
| US7158826B1 (en) * | 2003-04-30 | 2007-01-02 | Pacesetter, Inc. | System and method for generating pain inhibition pulses using an implantable cardiac stimulation device |
| EP2136700B1 (en) * | 2007-02-28 | 2012-05-16 | Medtronic, Inc | Implantable tissue perfusion sensing system |
| US7890167B2 (en) * | 2007-04-03 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pain free defibrillation threshold estimation |
| US8612020B2 (en) * | 2008-10-31 | 2013-12-17 | Medtronic, Inc. | Implantable therapeutic nerve stimulator |
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|---|---|---|---|---|
| US3773050A (en) * | 1970-04-21 | 1973-11-20 | Health Systems Inc | Defibrillator with flash tube switch |
| US4830006B1 (en) * | 1986-06-17 | 1997-10-28 | Intermedics Inc | Implantable cardiac stimulator for detection and treatment of ventricular arrhythmias |
| US5215083A (en) * | 1991-10-07 | 1993-06-01 | Telectronics Pacing Systems, Inc. | Apparatus and method for arrhythmia induction in arrhythmia control system |
| US5265588A (en) * | 1992-01-15 | 1993-11-30 | Medtronic, Inc. | VCO driven flyback converter for implantable cardoverter/defibrillator |
| DE69323310T2 (de) * | 1992-04-06 | 1999-09-09 | Angeion Corp | Gerät zur behandlung von herzkammer-tachykardien mittels reihe von entferntenfeld-impulsen |
| US5527346A (en) * | 1993-12-13 | 1996-06-18 | Angeion Corporation | Implantable cardioverter defibrillator employing polymer thin film capacitors |
-
1995
- 1995-09-20 SE SE9503257A patent/SE9503257D0/xx unknown
-
1996
- 1996-09-02 DE DE69630848T patent/DE69630848T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1996-09-02 EP EP96113997A patent/EP0764451B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1996-09-06 JP JP8236998A patent/JPH09103504A/ja active Pending
- 1996-09-18 US US08/714,310 patent/US5722994A/en not_active Expired - Fee Related
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Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| US5722994A (en) | 1998-03-03 |
| EP0764451A1 (en) | 1997-03-26 |
| DE69630848D1 (de) | 2004-01-08 |
| EP0764451B1 (en) | 2003-11-26 |
| SE9503257D0 (sv) | 1995-09-20 |
| DE69630848T2 (de) | 2004-08-19 |
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Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |