DE69717192T2

DE69717192T2 - Von einem Patienten tragbare Energieabgabevorrichtung

Info

Publication number: DE69717192T2
Application number: DE69717192T
Authority: DE
Inventors: John A. Glegyak; David J. Peduzzi
Original assignee: Lifecor Inc
Current assignee: Zoll Medical Corp
Priority date: 1996-05-23
Filing date: 1997-05-20
Publication date: 2003-05-08
Anticipated expiration: 2017-05-21
Also published as: EP0808639A2; CA2205321A1; EP0808639B1; CA2205321C; EP0808639A3; DE69717192D1; US5741306A; US6097982A

Description

Hintergrund der Erfindung

1. Gebiet der Erfindung

Diese Erfindung betrifft im Allgemeinen die Behandlung von Herzfehlern durch Anwendung einer elektrischen Therapie. Insbesondere betrifft diese Erfindung eine Energieabgabevorrichtung zum Vermitteln der elektrischen Therapie an das Herz.

2. Beschreibung des verwandten Standes der Technik

Zur Verbesserung unmäßig langsamer Herzfrequenzen (Bradykardie) ist Technologie verfügbar, die implantierbare, allgemein als Herzschrittmacher bezeichnete Geräte nutzt, die an ein langsam schlagendes Herz elektrische Impulse im Mikro- Joule Bereich abgeben, um die Herzfrequenz bis zu einem akzeptablen Wert zu steigern. Ebenso ist es bekannt, hohe Energieschocks (beispielsweise 180-360 Joule) über externe Paddel, die an die Brustwand angelegt werden, abzugeben, um übermäßig schnelle Herzfrequenzen zu korrigieren und das mögliche fatale Ergebnis einer ventrikulären Fibrillation oder bestimmter ventrikulärer Tachykardien zu vermeiden. Bradykardie, ventrikuläre Fibrillation und ventrikuläre Tachykardie sind allesamt elektrische Störungen (Arrhythmien) des Herzens. Jede kann zum Tod führen innerhalb von Minuten, wenn sie nicht durch eine geeignete elektrische Stimulation korrigiert wird.
Eine der tödlichsten Formen von Herzarrhythmie ist die ventrikuläre Fibrillation, die auftritt, wenn die normalen, regulären elektrischen Impulse durch irreguläre und schnelle Impulse ersetzt werden, was der. Herzmuskel dazu veranlasst, die normalen Kontraktionen zu beenden und zu zucken zu beginnen. Normaler Blutfluss hört auf und Organschäden oder der Tod können in Minuten auftreten, wenn nicht die normalen Herzkontraktionen wieder hergestellt werden. Obwohl vom Opfer häufig nicht bemerkbar geht ventrikulärer Fibrillation meistens ventrikuläre Tachykardie voraus, die ein regulärer, aber schneller Rhythmus des Herzens ist. Weil das Opfer keine bemerkbare Warnung der drohenden Fibrillation erhält, tritt der Tod häufig ein, bevor die erforderliche medizinische Hilfe ankommen kann.
Da Zeitverzögerungen beim Anwenden der verbesserten elektrischen Behandlung zum Tod führen können, haben implantierbare Herzschrittmacher und Defibrillatoren wesentlich die Fähigkeit zum Behandeln dieser andernfalls lebensbedrohenden Bedingungen verbessert. In den Patienten implantiert, überwacht dieses Gerät kontinuierlich das Herz des Patienten auf behandelbare Arrhythmie und wenn eine solche erkannt wird, wendet das Gerät verbessernde elektrische Impulse direkt auf das Herz an.
Die normale Herzfunktion kann häufig bei einer Person, die ventrikuläre Fibrillation oder ventrikuläre Tachykardie erleidet, mittels eines als Kardioversion bekannten Verfahrens, das eine synchronisierte Anwendung einer elektrischen Therapie auf den Herzmuskel ist, wieder hergestellt werden. Herzschrittmacher und Defibrillatoren, die verbessernde elektrische Impulse extern auf die Brustwand des Patienten anwenden, werden ebenfalls zum Verbessern solcher lebensbedrohenden Arrhythmien benutzt, leiden aber unter dem Nachteil, insofern es nicht möglich sein dürfte, dieses Gerät in einer Zeit während eines akuten arrhythmischen Notfalls anzuwenden, um das Leben des Patienten zu retten. Eine solche Behandlung wird innerhalb weniger Minuten benötigt, um effektiv zu sein.
Konsequenterweise sind elektrische Geräte häufig implantiert, wenn ein Patient des hohen Risikos des Tods aufgrund solcher Arrhythmien erachtet wird, um so sofort verfügbar zu sein, wenn eine Behandlung benötigt wird. Alternativ bleiben solche Patienten in einem Hospital, wo im Allgemeinen eine verbessernde elektrische Therapie in Reichweite ist. Jedoch ist ein langer Krankenhausaufenthalt regelmäßig unpraktisch in Folge seiner hohen Kosten oder in Folge der Notwendigkeit für Patienten, sich im normalen Tagesaktivitäten zu engagieren.
Es gib auch viele, für Herzarrhythmie empfängliche, Patienten, die ein temporäres Risiko des plötzlichen Todes haben. Beispielsweise haben Patienten, die einen Herzinfarkt erlitten haben, ein bedeutendes Risiko von Tachyarrhythmie mehrere Wochen danach. Solche Patienten bleiben im Allgemeinen im Hospital, können aber nicht früher entlassen werden, wenn praktische Gründe existieren, um sie vor lebensbedrohenden Arrhythmien zu schützen. Zusätzlich können Patienten, die eine Implantation eines automatischen Defibrillators erwarten, einen externen Defibrillator in Reichweite benötigen, für den Fall, dass sie eine lebensbedrohende Tachyarrhythmie erfahren. Außerdem können einige Patienten, die von einem implantierbaren Defibrillator einen Nutzen haben können, einem unmäßigen Risiko aufgrund der Operation, die zum Implantieren eines solchen Gerätes erforderlich ist, gegenüberstehen.
US Patent Nr. 4,928,690 offenbart eine von einem Patienten tragbare Energieabgabevorrichtung, bei der ein Satz von Sensoren genutzt wird, um Informationen über den Zustand des Patienten zu sammeln. Die in Form gebrachten Signale werden einem Mikroprozessor zum Steuern eines Schrittmacherschaltkreises und eines Defibrillator- Schaltkreises zugeführt. Wenn ein behandelbares Ereignis abgetastet wird, wird der Mikroprozessor eine Behandlung wie in einem Systemspeicher programmiert initiieren. Behandlungsmodi und -sequenzen können individuell personifiziert werden für jeden Patienten und niedrige oder hohe Energie für Kardioversion/Defibrillation und einen großen Bereich von Schrittmachermodalitäten beinhalten.
Weiterhin offenbart US Patent Nr. 5,470,341 einen implantierbaren Herzschrittmacher/Kardioverter/Defibrillator, wobeLein Mikroprozessor mit einem Steuerschaltkreis verbunden ist, um dadurch den Betrieb eines Ausgangsschaltkreises zu steuern, um biphasige Kardioversionsimpulse zu erzeugen.
Aufgrund des Obigen ist es offensichtlich, dass ein Bedarf besteht, um effektive Mittel vorzusehen, mit deren Hilfe anfällige Patienten rechtzeitig Defibrillation oder Kardioversion erhalten können, ohne ein Implantationsverfahren durchzumachen und ohne im Hospital verweilen zu müssen.

Zusammenfassung der Erfindung

Dieses Ziel wird durch eine von einem Patienten tragbare Energieabgabevorrichtung gemäß Anspruch 1 erreicht. Die abhängigen Ansprüche definieren vorteilhafte und bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung.
Die vorliegende Erfindung sieht eine von einem Patienten tragbare Energieabgabevorrichtung zum Vermitteln einer elektrischen Therapie an den Körper eines Patienten als Reaktion auf ein Auftreten eines behandelbaren Zustands vor. Die Vorrichtung umfasst einen Spannungswandler zum Umwandeln elektrischer Energie von einer Anfangsspannung zu einer Endspannung. Vorzugsweise wird die Energie bei einer Vielzahl von Laderaten umgewandelt.
Die Energieabgabevorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung umfasst auch einen Defibrillator, der elektrisch zwischen den Wandler und den Patienten gekoppelt ist, und der Defibrillator weist ein Energiereservoir zum Aufnehmen der elektrischen Energie auf. Der Defibrillator erzeugt vorgeformte elektrische Impulse wie Defibrillationsimpulse und Kardioversionsimpulse. Vorzugsweise umfasst der Defibrillator wenigstens einen Isolierschicht-Bipolartransistor, um die elektrische Energie dem Patienten zuzuführen.
Die Vorrichtung umfasst zusätzlich einen Energieabgabe- Kontroller, der elektrisch an den Patienten und den Wandler und den Defibrillator gekoppelt ist. Der Kontroller veranlasst den Wandler, dem Defibrillator die elektrische Energie bei einer bestimmten Laderate zuzuführen als Reaktion auf einen Energiepegel in dem Reservoir. Die Vielzahl von Laderaten entspricht einer Vielzahl von Tastgraden, die einem ausgewählten Ausgangsspannungspegel entsprechen.
Insbesondere kann die Vielzahl von Tastgraden drei Tastgrade umfassen, wobei der erste Tastgrad etwa 9% ist, wenn der erste Stufenausgangsspannungspegel weniger als etwa 20 Volt ist, der zweite Tastgrad etwa 42% ist, wenn erste Stufenausgangsspannungspegel gleich oder größer als etwa 20 Volt und der zweite Stufenausgangsspannungspegel weniger als etwa 35 Volt ist, und der dritte Tastgrad etwa 69% ist, wenn der zweite Stufenausgang gleich oder größer als etwa 135 Volt ist.
Der Kontroller veranlasst den Defibrillator, einen auswählbaren Anteil der elektrischen Energie in Form elektrischer Impulse dem Körper des Patienten zuzuführen als Reaktion auf das Auftreten eines behandelbaren Zustands. Vorzugsweise sind die vorgeformten elektrischen Impulse ungefähr exponentiell-geformte Impulse und können monophasige oder biphasige exponentielle Impulse sein. Der auswählbare Anteil ist vorzugsweise bestimmt durch den Kontroller unter Benutzung einer minimalen Energieabgabeperiode und einer maximalen Energieabgabeperiode.
Die biphasigen exponentiellen Impulse besitzen vorzugsweise ein ins Positive gehendes Pulssegment und ein ins Negative gehendes Pulssegment und ein ausgewählter Betrag der elektrischen Energie wird dem Patienten während dem ins Positive gehenden Pulssegment und ein verbleibender Betrag der elektrischen Energie wird dem Patienten während dem ins Negative gehenden Pulssegment zugeführt. Vorzugsweise beträgt der ausgewählte Betrag elektrischer Energie etwa 60% und der verbleibende Betrag elektrischer Energie etwa 40%. Die Vorrichtung kann eine H-Brücke umfassen, um das ins Positive gehende Pulssegment und das ins Negative gehende Pulssegment jedes der biphasigen exponentiellen Signale zu erzeugen.
Der Spannungswandler umfasst einen induktiv-verstärkenden Spannungsgenerator, der einen Ausgangsspannungspegel besitzt, und das Energiereservoir kann eine Vielzahl von Kapazitäten umfassen, die angepasst sind, um im Wesentlichen parallel geladen und im Wesentlichen in Reihe entladen zu werden. Der induktiv-verstärkende Spannungswandler hat vorzugsweise eine erste Stufe, die eine erste Stufenausgangsspannung aufweist, und eine zweite Stufe, die eine zweite Stufenausgangsspannung aufweist, und die erste Stufenausgangsspannung ist unabhängig von der zweiten Stufenausgangsspannung geregelt. Die erste Stufenausgangsspannung kann gleich oder weniger als etwa 40 Volt und die zweite Stufenausgangsspannung gleich oder weniger als etwas 410 Volt sein.
Der Kontroller und der Wandler der Vorrichtung sind vorzugsweise abgeschaltet als Reaktion auf eine Überspannungsbedingung in entweder der ersten Stufenausgangsspannung oder der zweiten Stufenausgangsspannung.
Der Defibrillator kann ferner eine Vielzahl von siliziumgesteuerten Gleichrichtern und Opto-Triacs umfassen und ausgewählte der Kapazitäten können seriell mit anderen Kapazitäten verbunden sein und jeweils einzelne der siliziumgesteuerten Gleichrichter können seriell zwischen benachbarte Kapazitäten zwischengeschaltet sein. Jeder der siliziumgesteuerten Gleichrichter kann mit den Opto-Triacs gesteuert werden, welche die siliziumgesteuerten Gleichrichter veranlassen, zu leiten als Reaktion auf ein Therapie- Initiierungskommando des Kontrollers.
Die Vorrichtung kann zusätzlich eine Vielzahl von Elektroden umfassen, die zwischen den Defibrillator und der Patienten geschaltet sind, und die Vielzahl von Elektroden haben eine leitende Oberfläche, die angepasst ist, um auf der Haut des Patienten anliegend platziert zu werden, und Impedanz- verringernde Mittel, die darin enthalten sind, um die Impedanz zwischen der Vielzahl von Elektroden und der Haut des Patienten zu reduzieren, wobei die Impedanz-verringernden Mittel aktiviert werden als Reaktion auf das Auftreten eines behandelbaren Zustands.
Die Vorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung kann zusätzlich eine Quelle elektrischer Energie bei einer ersten Spannung und Tragemittel in der Form eines Gurtzeugs für den Oberkörper oder eines Kleidungsstücks umfassen, das von dem Patienten getragen wird, um die Vielzahl von Elektroden zu halten.
Ein vollständiges Verständnis der Erfindung wird anhand der folgenden Beschreibung und der begleitenden Zeichnungen erreicht werden.

Kurze Beschreibung der Zeichnungen

Fig. 1 ist eine Abbildung einer von einem Patienten tragbaren Energieabgabevorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 2 ist ein Blockdiagramm eines Ausführungsbeispiels der Energieabgabevorrichtung gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 3 ist ein Blockdiagramm eines Spannungswandlers gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 4 ist ein schematisches Diagramm eines Ausführungsbeispiels des Spannungswandlers von Fig. 1.
Fig. 5 ist ein Ausführungsbeispiel eines monophasigen Defibrillators gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 6A und 6B sind Schwingungsverlaufdiagramme monophasiger und bzw. biphasiger Defibrillatorimpulse gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 7 ist ein Ausführungsbeispiel eines biphasigen Defibrillators gemäß der vorliegenden Erfindung.
Fig. 8 ist die Polaritäts-umkehrende H-Brücke des biphasigen Defibrillators, der in Fig. 7 dargestellt ist.

Beschreibung der Ausführungsbeispiele

Die vorliegende Erfindung sieht eine von einem Patienten tragbare Energieabgabevorrichtung zum Vermitteln einer elektrischen Energie an den Körper des Patienten als Reaktion auf das Auftreten eines behandelbaren Herzzustandes vor. In Fig. 1 ist eine Energieabgabevorrichtung 2 dargestellt, die in Verbindung mit Tragemitteln 4 in Form eines Gurtzeugs für einen Oberkörper oder eines Kleidungsstücks und eines um die Taille getragenen Halfters 5, um von einem Patienten 6 getragen zu werden, benutzt wird. Vorrichtung 2 kann auch Überwachungsmittel 8 umfassen, intern im Brust-Gurtzeug, um fortlaufend den Herzzustand des Patienten aufzunehmen. Signale 32, die auf den Herzzustand des Patienten schließen lassen, können von den Überwachungsmitteln 8 Unterscheidungsmitteln 10 zugeführt werden, um das Vorhandensein eines behandelbaren Herzzustandes zu bestimmen. Wenn ein solcher Zustand existiert, kann die Vorrichtung 2 eine elektrische Therapie in der Form von vorprogrammierten elektrischen Impulsen an den Patienten 6 vermitteln unter Nutzung von beispielsweise Pulselektroden 12a, 12b, die vorzugsweise anterior an der Spitze des Herzens und posterior zwischen den Schultern platziert sind. Die Pulselektroden 12a, 12b können impedanzverringernde Mittel aufweisen, die sich darin befinden. Die impedanzverringernden Mittel können von der Vorrichtung 2 aktiviert werden, wenn der behandelbare Zustand erkannt ist, um die Impedanz zwischen Elektroden 12a, 12b und der Haut des Patienten zu verringern. Diese Impedanz kann von der Energieabgabevorrichtung 2 über Leitungen PATIENTENIMPEDANZABTASTEN-HIGH, PATIENTENIMPEDANZQUELLE-HIGH und PATIENTENIMPEDANZABTASTEN-LOW wie in Fig. 5 dargestellt überwacht werden. Diese Leitungen sind kollektiv als IMPEDANZTEST bezeichnet, welche zwischen dem Defibrillatormodul 22 und dem Energieabgabe-Kontroller 24 wie in Fig. 2 dargestellt zwischengeschaltet sind.
Die Vorrichtung 2 kann in Verbindung mit der in den US- Patenten Nr. 4,928,690 und 5,078,134, beide von Hileman et. all., die beide auf die Anmelderin übertragen worden sind, offenbarten Vorrichtung benutzt werden. Die Vorrichtung kann auch eine elektrische Energiequelle 26 umfassen, die beispielsweise eine wiederaufladbare 6 Volt-Batterie sein kann.
Fig. 2 stellt ein Ausführungsbeispiel einer Energieabgabevorrichtung 2 gemäß der vorliegenden Erfindung dar. Die Vorrichtung 2 kann einen Spannungswandler 20, einen Defibrillator 22 und einen Energieabgabe-Kontroller 24 umfassen. Der Spannungswandler 20 kann elektrische Energie von einer Batterie 26 bei einer Anfangsspannung aufnehmen und die Energie unter Nutzung mehrerer auswählbarer Umwandlungsraten in eine Endspannung umwandeln. Der Defibrillator 22 ist elektrisch an den Wandler 20 gekoppelt unter Nutzung des Energiereservoirs 30 zum Empfangen der elektrischen Energie bei der Endspannung vom Wandler 20. Unter Nutzung der Energie, die im Reservoir 30 gespeichert ist, erzeugt der Defibrillator 22 vorprogrammierte elektrische Impulse, die an einen Patienten über beispielsweise Patiententherapie-Elektroden 12a, 12b angewendet werden können. Der Defibrillator 22 kann Defibrillationsimpulse, die im Allgemeinen asynchron im Bezug auf die elektrischen Herzzyklen sind, und Kardioversionsimpulse, die im Allgemeinen mit den Herzzyklen synchronisiert sind, vorsehen. Wie hierin benutzt, umfasst "Defibrillation" Defibrillation und Kardioversion. Ebenso kann die Vorrichtung 2 Defibrillation und Kardioversion vorsehen, wird aber als "Defibrillator" bezeichnet.
Im Allgemeinen kann der Kontroller 24 auf das Auftreten eines behandelbaren Herzzustandes reagieren wie beispielsweise durch die Unterscheidungsmittel 10 vorgegeben, in Zusammenhang mit Herzsignalen 32 wie durch eine Vielzahl von Abtastelektroden 8 gemessen. Der Kontroller 24 kann einen Mikrocomputer 34, einen Speicher 36 und ein programmierbares Logikelement (PLD) 38 umfassen.
Der Mikrocomputer 34 und der Speicher 36 können den Spannungswandler 20 und den Defibrillator 22 überwachen. Die Impulsenergien der elektrischen Therapie, die an den Patienten abgebbar sind, können im Speicher 36 programmierbar sein. Der Mikrocomputer 34 kann die Impulsspannung 40 über den Elektroden 12a, 12b messen und ebenso ein Signal 42 lesen, das für den Impulsstrom repräsentativ ist, dadurch eine Echtzeit- Energiesteuerung während der Abgabe von elektrischen Therapieimpulsen implementierend. Der Mikrocomputer 34 kann zusätzlich die Spannung am Reservoir 30 auf Überspannungsbedingungen überwachen und eine Impulskürzung während der Impulsabgabe steuern. Außerdem kann der Mikrocomputer 34 ein Signal an die Patiententherapie- Elektroden 12a, 12b senden, um Impedanzverringerungs-Mittel vor der Anwendung von elektrischen Therapieimpulsen zu aktivieren.
Das PLD 38 steuert den Defibrillator 22 basierend auf Eingängen vom Mikrocomputer 34. Die Logik intern im PLD ist implementiert, um unbeabsichtigte Schaltkreisoperationen zu minimieren. Logiksperren können im PLD 38 beinhaltet sein, um Rauschen oder Fehlfunktionen zu vermindern, welche eine vorzeitige Initiierung oder Beendigung von Lade- oder Entladeoperationen verursachen. Das PLD 38 kann auch eine Therapieimpulsdauer überwachen, sodass die maximale Pulsdauerperiode nicht überschritten und eine vorzeitige Verkürzung von elektrischen Impulsen vermieden wird.
Der Spannungswandler 20 kann die von der Batterie 26 erhältliche Energie bei einer Anfangsspannung bis zu einer Endspannung umwandeln, die zum effektiven Behandeln einer Arrhythmiebedingung genutzt werden kann. Der Wandler 20 kann einen induktiv-verstärkenden Spannungsgenerator umfassen, der ein zweistufiger Spannungsgenerator sein kann, der eine Tastgradsteuerung des Ladens oder der Wandlungsrate benutzt. Eine langsame Wandlungsrate kann beim Batterie-Ladelebensende ermöglicht werden, dadurch zulassend, dass ein Therapieimpuls mit niedriger Batterieenergie geladen und abgegeben wird. Der Defibrillator 22 kann die Umschaltoperationen ausführen, die ermöglichen, dass die Energiespeicher-Kapazitäten parallel geladen werden und in Reihe an die Patiententherapie- Elektroden 12a, 12b entladen werden. Der Wandler 20 und der Defibrillator 22 können ein 6 Volt-Batteriepack nutzen, das zu einer hohen Entladerate im Stande ist, wie Nickel-Cadmium Batterien mit hoher Energiedichte.
In den Fig. 3 und 4 wandelt der induktiv-verstärkende Spannungsgenerator 44 die Energie, die er von der Batterie 26 empfängt, von einer Anfangsbatteriespannung, beispielsweise etwa 6 Volt DC, in eine Endspannung um, die zur Benutzung durch den Defibrillator 22 geeignet ist, beispielsweise etwa 390 Volt DC. Ein zweistufiger induktiv-verstärkender Spannungsgenerator kann genutzt werden, obwohl ein einstufiger Verstärkungsschaltkreis oder Konfigurationen, die eine Vielzahl von Stufen nutzen, ebenfalls benutzt werden können. Ein Erststufenverstärkungsgenerator 46 erhöht die Spannung vom Energieeingang von der Batterie 26 von der Anfangsspannung auf eine Zwischenspannung, beispielsweise etwa 35 Volt DC. Ein Zweitstufenverstärkungsgenerator 48 erhöht dann diese Zwischenspannung auf die Endspannung, die vom Defibrillator 22 genutzt werden wird, um die elektrische Therapie abzugeben. Für eine Kardioversion kann der Endspannungswert irgendeine praktische Spannung sein, die gewünscht ist, typischerweise etwa 150 Volt DC. Für die Defibrillation kann der Endspannungswert etwa 390 Volt DC sein. Die Verstärkungsschaltkreise 46, 48 können Leistungs-MOSFETs nutzen, um ihre dazugehörigen Verstärkungsinduktivitäten zu laden. Der Erststufen-MOSFET 50 ist ausgewählt, um einen niedrigen Drain-Widerstand vorzusehen, während er den Niederspannungs-, Hochstrom- Anforderungen dieser Stufe genügt. Der Zweitstufen-MOSFET 64 ist jedoch ausgewählt für einen niedrigen Drain-Widerstand bei einer Hochspannungs- und Niedrigstrom-Operation. Wo ein einstufiger induktiv-verstärkender Spannungsgenerator genutzt wird, um die Ladespannung für das Energiereservoir 30 vorzusehen, kann der Generator einen Schalt-MOSFET nutzen, der eine Hochspannungs-Durchspruchspezifikation hat, während er gleichzeitig einen niedrigen Drain-Widerstand zeigt.
Der Mikrocomputer 34 kann ein logisches Bit erzeugen, um das Laden der Verstärkungsschaltkreise 46, 48 freizugeben. Ein Steuer-Bit 62 kann bei einem PLD-WANDLER-START Eingang 68 empfangen werden und zum Dateneingang 70 eines Steuer-Flip- Flops 72 weitergereicht werden. Die MOSFET Gate-Umschalt Schaltkreise der Verstärkungsschaltkreise 46, 48 können angeschaltet werden, wenn das Flip-Flop 72 durch einen Triggerschaltkreis 76 getaktet ist.
Die Spannung der Batterie 26 ist auf etwa 5 Volt, Vref, Signal 80, geregelt, das von einem Überspannungs-Latch LATCH 78 genutzt werden kann. Die Verteilung von Vref, Signal 80, wird vom Kontroller 24 mittels des LADEN-FREIGEBEN Signals 82 gesteuert, welches einen Leistungsschalter 84 aktiviert. Der Kontroller 24 nutzt das Signal 82, um zu ermöglichen, dass ein Laden des Energiereservoirs stattfindet. Allerdings wird ein solches Laden verhindert bis ein Bit eingetaktet ist vom PLD- WANDLER -START Eingangssignal 68. Wenn auf dem Signal 82 ein Ladekommando vom Kontroller 24 empfangen wird, wird die Ausgangsspannung 88 des Wandlers 20 bis zur Endspannung, die für die elektrische Therapie ausgewählt ist, hochgefahren. Das Hochfahren kann durch ein Variieren des Tastgrades der MOSFET- Stufen 46 und 48 des induktiv-verstärkenden Spannungsgenerators 44 gesteuert werden. Das Ändern des Tastgrades steuert die An- und Abschaltzeit der schaltenden MOSFETs.
Ein detailliertes Ausführungsbeispiel des Spannungswandlers 20 ist in Fig. 4 dargestellt. Insbesondere der Erststufenverstärkungs-MOSFET 50 und der Zweitstufenverstärkungs-MOSFET 64 sind beide solche schaltenden MOSFETs. Durch Einstellen des Tastgrades der MOSFETs 50, 64 ist es möglich, ein unkontrolliertes Sperren des Stromes der Erststufenverstärkungsinduktivität 52 und der Zweitstufenverstärkungsinduktivität 66 zu vermeiden. Der Triggerschaltkreis 76 kann benutzt werden, um mehrere Raten zu erzeugen, um die gesamte Zeit des Tastgrades während des Hochfahrens der Spannung zu verändern.
Der Tastgrad kann vom Pegel einer Erststufenausgangsspannung 86 und einer Ausgangsspannung 88 der zweiten Stufe 48 abhängig sein. Das Steuer-Flip-Flop 72 kann drei diskrete Bedingungen des Ausgangspegels dekodieren. Wenn die Verstärkungs- Ausgangsspannung 86 der ersten Stufe 46 weniger als etwa 20 Volt beträgt, wird die Einschaltzeit (n time) für den MOSFET 50 für einen Tastgrad auf ungefähr 9% eingestellt, was so lange in Kraft bleibt, bis die Ausgangsspannung 86 etwa 20 Volt erreicht. Dieser kurze Tastgrad ist erwünscht, um die Kapazitätsreihe mit einer kontrollierten, sanft ansteigenden Ladespannung zu versorgen, um Lade-Stromspitzen zu begrenzen, dadurch vorsehend ein anfänglich allmähliches Einschalten und sanftes Starten.
Wenn die Spannung 86 gleich oder größer als etwa 20 Volt ist und die Verstärkungs-Ausgangsspannung 88 der zweiten Stufe 48 unter etwa 135 Volt liegt, wird der Tastgrad durch den Trigger-Schaltkreis 76 auf etwa 42% erhöht. Diese signifikante Erhöhung des Tastgrades verkürzt die Entladezeit der Induktivität und ermöglicht ein schnelleres Aufbauen der Verstärkungs-Ausgangsspannung 88 der zweiten Stufe 48, Auf diese Art erreicht die Spannung 88 ihren Endwert schneller als während des anfänglichen Startens.
Wenn die Verstärkungs-Spannung 88 der zweiten Stufe 48 gleich oder größer als etwa 135 Volt ist, erhöht die Triggerschaltung 76 den Tastgrad des MOSFETs auf etwa 69% und ermöglicht so eine maximale Aufbaurate der Verstärkungs-Ausgangsspannung 88 der zweiten Stufe 48 auf beispielsweise 390 Volt. Die Spannungsausgänge 86, 88 können unter Nutzung eines Erststufenverstärkungs-Spannungskomparators 90 bzw. eines Zweitstufenverstärkungs-Komparators 92 überwacht werden. Ausgänge 96, 98 der Komparatoren 90, 92 können durch einen Rückwärtszähler 94 als ein binärer Wert dekodiert werden. Der Zähler 94 zählt von diesem Wert rückwärts, um das Steuer-Flip- Flop 72 zu löschen, wodurch die MOSFETs 50, 64 abgeschaltet werden bzw. es ermöglicht wird, dass sich die Induktivitäten 52, 66 entladen. Wenn ein nachfolgender Triggerimpuls vom Zähler 94 vom Triggerschaltkreis 76 empfangen wird, zählt der Zähler 94 nochmals rückwärts von einem bestimmten dekodierten Zählwert, sodass der Lade-Entladezyklus wiederholt wird. Das Steuer-Flip-Flop 72 kann aus zwei D-Typ Flip-Flops 100, 102 bestehen, wobei jedes einer bestimmten Verstärkungsstufe 46, 48 zugeordnet ist. Das Flip-Flop 100 der ersten Stufe kann unabhängig vom Flip-Flop 102 der zweiten Stufe zurückgesetzt werden, wenn die Ausgangsspannung 86 der ersten Stufe 46 etwa 35 Volt überschreitet. Dies kann ermöglichen, dass der Ausgang 86 der ersten Stufe bei etwa 35 Volt eingestellt wird ohne konstant den Ausgang 88 der zweiten Stufe zurückzusetzen. Diese Unabhängigkeit ist erwünscht, da sich sonst der Zweitstufenverstärkungsschaltkreis 48 entlädt, jedes Mal wenn der Erststufenverstärkungsschaltkreis 46 zurückgesetzt wird, um den Ausgang 86 auf etwa 35 Volt einzustellen. Diese Entladeaktion könnte die Zeit erhöhen, die der Ausgang 88 benötigt, um den gewünschten Spannungspegel zu erreichen.
Die Ausgangsspannung 86 der ersten Stufe 46 kann durch Abschalten des MOSFET 50 davor geschützt werden, 35 Volt zu übersteigen, wenn die Ausgangsspannung 86 etwa 35 Volt überschreitet, dadurch das Laden der Induktivität 52 beendend. Im Allgemeinen wird die Induktivität 52 nicht geladen, bis die Ausgangsspannung 86 unter etwa 35 Volt fällt, wenn der MOSFET 50 angeschaltet ist. Die Verstärkungs-Ausgangsspannung 88 der zweiten Stufe 48 kann ebenfalls auf Überspannung überwacht werden, wenn die Kapazitätenreihe und der Defibrillator 22 geladen werden.
Wenn der Überspannungs-Komparator 104 abtastet, dass die Ausgangsspannung 88 in dem Bereich von etwa 391 bis etwa 402 Volt DC ist, setzt der Komparator 104 das Überspannungs-Latch 78. Das Latch 78 wiederum alarmiert den Kontroller 24 über die Überspannungsbedingung durch das Signal 106. Das Latch 78 schaltet auch das Kontrollbit 62 und das Datenbit 108 beim Kontroll-Flip-Flop 72 ab und setzt dadurch die Verstärkungsschaltkreise 46, 48 beim nächsten Impuls des Triggerschaltgreises 76 außer Betrieb. Das Latch 78 kann so lange eingestellt bleiben wie eine ungeschaltete 5 Volt Versorgung 110 gegenwärtig und eine Überspannungs- Rücksetzleitung 112 vom Kontroller 24 nicht aktiviert ist.
Typischerweise kann der Kontroller 24 das Energiereservoir 30 entladen, wenn das Latch 78 gesetzt ist. In diesem Ausführungsbeispiel kann das Latch 78 nur zurückgesetzt werden durch Entfernen der Batterie 26 oder durch Aktivierung des Signals 112 durch den Kontroller 24. Dadurch kann der Wandler 20 abgeschaltet werden unabhängig vom Kontroller 24 beim Eintreten einer Überspannungsbedingung am Ausgang 88. Der nominale Betriebswert der Spannung 88 vom Konverter 20 beträgt typischerweise zwischen etwa 150 und etwa 390 Volt.
Die Spannung über den Ausgangsklemmen 88, 114 des Wandlers 20 können fortwährend durch den Kontroller 24 vom anfänglichen Start bis zu einem vollgeladenen Zustand des Energiereservoirs überwacht werden. Für diese Überwachung kann eine abgestufte Spannung auf einem KAP-SPANNUNG Signal 116 vorgesehen werden. Der Spannungswandler 20 kann Kontrollsignale benutzen, nämlich den PLD- WANDLER -START Eingang 68 und DAS LADEN-FREIGEBEN Signal 82, wobei beide aktiv-low Signale sein können. Wenn das PLD- WANDLER -START Signal 68 low ist, schaltet der MOSFET 118 ab und ein logisches High-Bit wird an den Dateneingang 70 des Kontroller-Flip-Flops 72 angelegt. Dieses Bit wird an den Q- Ausgang 120 bei der positiven Flanke des Triggerimpulses 122 bei einem CLK Eingang jedes Flip-Flops 100, 102 getaktet und wird benutzt, um die MOSFETs 60 und 124 einzuschalten zum Laden der Erst- und Zweitstufenverstärkungsinduktivitäten 52 bzw. 66. Fehlt das PLD- WANDLER -START Datenbit, werden die Induktivitäten 52, 66 nicht geladen werden.
Wenn das LADEN-FREIGEBEN Signal 82 low ist, wird der Transistor 126 angeschaltet und die Basis des Transistors 128 wird durch Widerstände 130, 132 vorwärts-gepolt. Widerstand 134 und Kapazität 136 bewirken eine kleine Verzögerung beim Anschalten des Transistors 126. Diese Verzögerung ist erwünscht, um Zeit zum Schließen für das Defibrillator- Laderelais 220 vorzusehen, bevor der Wandler 20 angeschaltet wird. Eine ähnliche Verzögerung für das Relais-Abschalten kann durch das PLD 38 erzeugt werden. Nach der spezifizierten Verzögerungszeit leitet der Transistor 128 die ungeschalteten 5 Volt an die 5 Volt UMW Leitung 138 des Schaltkreises durch.
Wenn der induktiv-verstärkende Spannungsgenerator der ersten Stufe 46 aktiviert wird, wird der MOSFET 50 der ersten Stufe angeschaltet und ermöglicht es, dass die Verstärkungsinduktivität 52 der ersten Stufe von der Batterie 26 geladen wird.
Ein Taktgeber 140 erzeugt eine Quarz-kontrollierte Frequenz, die vom Triggerschaltkreis 76 und Rückwärtszähler 94 genutzt werden kann, um den Wandler 20 zu steuern, um eine langsam startende aufbauende Spannung zu erzeugen, gefolgt von einer schneller Aufbauenden während die Ausgangsspannung 88 den gewünschten Pegel erreicht. Die Basis-Taktfrequenz kann genutzt werden, um den Rückwärtszähler 94 zu takten. Die resultierenden geteilten Frequenzen können dann vom Triggerschaltkreis 76 genutzt werden, um das Steuer-Flip-Flop 72 zu takten und den Zählerstand für den Rückwärtszähler 94 einzugeben. Die Auslöserate des Triggerschaltkreises 76 kann durch einen 20-Volt Komparator 146 ausgewählt werden. Wenn der Ausgang 86 des Verstärkungsschaltkreises 46 der ersten Stufe weniger als etwa 20 Volt ist, kann der Triggerschaltkreis 76 Impulse mit einer ersten Frequenz F1 144 erzeugen (F1 kann ungefähr 40 kHz sein). Wenn die Ausgangsspannung 86 im Allgemeinen gleich oder größer als etwa 20 Volt ist, erzeugt der Triggerschaltkreis 76 eine zweite Frequenz F2 148, die etwa das Doppelte von F1 sein kann (F2 kann ungefähr 80 kHz sein). 20-Volt Komparator 146 und 135-Volt Komparator 92 können den binären Zählstand beim Zähler 94 ändern. Der Ausgang des Komparators 92 kann auch genutzt werden, um das Überspannungslatch 78 zu sperren, wenn die Spannung weniger als 135 Volt ist. Typischerweise kann der Triggerschaltkreis 76 den voreingestellten Zählwert in den Rückwärtszähler 94 laden. Der voreingestellte Zählwert kann von den 20- und 135- Volt Komparatoren 146 bzw. 92 an den Voreinstelleingängen des Zählers 94 dekodiert werden. Zusammen mit dem Ladestand des Zählers taktet ein Triggerimpuls das Datenbit an den Flip- Flops 100, 102 an deren Q-Ausgänge. Der Zähler 94 beginnt vom Voreinstell-Zählwert rückwärts auf einen Low- bis High- Übergang des Takts zu zählen.
Wenn die Q-Ausgänge des Doppel-Flip-Flops 72 eingestellt sind, können die Verstärkungsschaltkreise 46, 48 ihre Induktivitäten 52 bzw. 66 laden. Wenn die Q-Ausgänge gelöscht sind, können die Induktivitäten 52, 66 entladen werden. Die D-Eingänge 70 des Flip-Flops 72 sind Wire-Or verknüpft mit dem Überspannungslatch 78, um die verstärkenden Generatoren 46, 48 abzuschalten, immer wenn der Ausgang 88 des Zweitstufenverstärkungsgenerators 48 sich in einem Überspannungszustand befindet. Unter dieser Bedingung sind die Eingänge 70 im Flip-Flop 72 auf Low gesetzt und die zwei Q- Ausgänge werden beim nächsten Triggerschaltkreis-Impuls auf Low gesetzt.
LANGSAM-LADEN Eingang 170 ist für den Wandler 20 verfügbar und ermöglicht dem Wandler 20, bei einer im Wesentlichen konstanten Rate zu arbeiten, demzufolge den erforderlichen Eingangsstrom reduzierend und die Batterie-Laufzeit erhöhend. Dies ermöglicht ein Laden und Abgeben eines Therapieimpulses an den Patienten, obwohl die Batterie das Ende ihrer Ladung erreicht. Der Komparator 90 setzt das Flip-Flop 100 zurück, immer wenn die Verstärkungsspannung 86 der ersten Stufe etwa 35 Volt erreicht. Das Flip-Flop 100 wird in einem zurückgesetzten Zustand gehalten, bis die Spannung 86 leicht unter etwa 35 Volt fällt, wie durch eine Hysterese bestimmt, die im Komparator 90 implementiert ist. Auf diese Weise wird die Verstärkung der ersten Stufe 46 auf etwa 35 Volt reguliert. Eine Diode 172 verhindert, dass der Komparatorausgang 96 das Flip-Flop 102 der zweiten Stufe zurücksetzt, ermöglicht aber, dass der Zähler 94 beide Flip- Flops 100, 102 löscht.
Ein Überspannungsdetektor 105 kann das Überspannungs-Latch 78, den Überspannungskomparator 104 und ein Überspannungs- Freigabemodul 107 beinhalten. Das Überspannungs-Latch 78 kann einen Timer 174 und einen Rücksetz-Transistor 176 beinhalten.
Wenn ein Überspannungs-Zustand erkannt wird im Verstärkungsausgang 88 der zweiten Stufe, wird ein logisches Low auf der Leitung ÜBERSPANNUNG 106 erzeugt. Wenn der Wandler 20 sich im Anlauf-Modus befindet, ist der Ausgang des 135-Volt Komparators 92 logisch High, da die Verstärkung der zweiten Stufe 48 typischerweise sich nicht in einem Überspannungs- Zustand an diesem Punkt befindet. Demzufolge wird das Überspannungs-Latch nicht aktiviert während des Hochlaufens und bis zu einer Ausgangsspannung von 135 Volt. Der Timer 174 kann als ein Latch konfiguriert sein mit seinem Q-Ausgang 106 auf normalerweise High. Dieser Q-Zustand kann durch Anlegen eines logischen Low durch das Signal 178 geändert werden, um das Element 174 zurückzusetzen, das gesperrt bleibt mit seinem Q-Ausgang auf Low gesetzt. Es wird bevorzugt, dass der Sperrzustand durch Abklemmen des Batteriepacks entfernt werden kann oder dadurch, dass der Energieabgabe-Kontroller 24 die Leitung ÜBERSPANNUN-RÜCKSETZEN 112 aktiviert. Ein Low- Logikpegel auf der Leitung 112 stellt eine Überspannungsbedingung am Ausgang 88 des Verstärkungsgenerators 48 dar. Der Entladeausgang 180 des Timers 174 kann genutzt werden, um den Eingang 70 der Flip- Flops 100, 102 auf ein logisches Low zu setzen, um die Verstärkungsschaltkreise 46, 38 abzuschalten.
Ein Ausführungsbeispiel des Defibrillators 22 in den Fig. 2 und 3 wird im Zusammenhang mit Fig. 5 beschrieben. Im Allgemeinen kann das Energiereservoir eine Kapazitätsreihe sein, die Kapazitäten 201 bis 205 beinhaltet, von denen jede eine 800 uF Kapazität sein kann. Es wird bevorzugt, die Kapazitätsreihe 201 bis 205 parallel zu laden und 201 bis 205 zu einer Reihenverbindung zu schalten zum Abgeben eines Therapieimpulses an einen Patienten. Der Energiebetrag, der auf den parallel verbundenen Kapazitäten 201 bis 205 gespeichert ist, wird durch die Parameter bestimmt, die im Kontrollerspeicher 36 gespeichert sind. Die maximal verfügbare gespeicherte Energie kann durch den Pegel der Verstärkungsspannung 88 vom Wandler bestimmt werden, der wiederum durch einen Energieabgabe-Kontroller, wie beispielsweise den Kontroller 24 in den Fig. 2 und 3, gesteuert wird. Die abgegebene Energie wird fortlaufend durch den Kontroller 24 unter Nutzung abgestufter Spannungs- und Stromeingaben überwacht, die vom Defibrillator 22 erzeugt werden. Die an den Patienten abgegebene Energie wird auch durch den Kontroller 24 unabhängig von der Vorimpuls- Zwischenelektroden-Impedanz gesteuert. Der Kontroller 24 erfüllt diese Aufgabe durch Abkürzen der Weite der angewendeten Impulse bei einer geeigneten Zeit, um die gewünschte Energie zu liefern. Der Kontroller 24 berücksichtigt im Wesentlichen alle Schaltkreisverluste durch Berechnen der gewünschten Energie. Restliche, in der Kapazitätsreihe 201 bis 205 verbleibende Energie wird nicht automatisch nach Verkürzung entfernt. Diese Energie kann zusammen mit zusätzlicher Ladeeingabe vom Wandler für einen darauf folgenden Therapieimpuls während einer vorgegebenen Behandlungsfolge genutzt werden, sollte eine erforderlich sein. Optional kann die Restladung, die in der Kapazitätsreihe 201 bis 205 nach Abgabe eines Therapieimpuls verbleibt, durch Aktivieren des Testrelais 221 entfernt werden.
Der Kontroller 24 kann programmiert werden, um periodische Wartungs-Lade-Entlade-Zyklen vorzusehen, um die Kapazitäten 201 bis 205 in der Energiespeicher-Bank während Perioden einer Geräte -Nichtbenutzung zu "formen".
Wenn das LADEN-FREIGEBEN Signal 82 sich durchsetzt, dadurch einen Ladezyklus initiierend, schließt das Laderelais 220 vor der Anwendung der Verstärkungsspannung vom Wandler, die auftritt, wenn sich der PLD- WANDLER -START Eingang 68 durchsetzt. Die Kapazitätsreihe 201 bis 205 kann eine effektive maximale Energiespeicherung von etwa 300 Joule bei 390 Volt oder eine minimale von 35 Joule bei 132 Volt ermöglichen. Die höheren Energien können für eine unsynchronisierte Defibrillation und die niedrigeren Energien für eine synchronisierte Kardioversion genutzt werden.
Der parallele Ladepfad für die Kapazitätsreihe 201 bis 205 erfolgt durch eine serielle-parallele Diodenanordnung durch Nutzung der Dioden 210 bis 217 und des Laderelais 220. Diese Diodenanordnung kann eine Aufteilung von Strom und Spannung ermöglichen, um die elektrische Belastung der Komponenten zu minimieren. Während die Kapazitätsreihe lädt, bleiben Opto- Triacs 230 bis 233 inaktiv, die siliziumgesteuerten Gleichrichter (SCRs) 235 bis 239 zum Entladen in dem abgeschalteten oder Ruhe-Zustand haltend. Es ist bevorzugt, dass eine erste Kapazität 201 nicht geschaltet wird, um eine Last für die Ausgangsspannung des Spannungswandlers vorzusehen. Nachdem die Kapazitäten 201 bis 205 ihren gewünschten Ladepegel erreicht haben, kann ein Isolierschicht- Bipolartransistor (IGBT) 240 scharf gemacht werden als Vorbereitung zum Abgeben eines Therapieimpulses an den Patienten. Die Kapazitäten 201 bis 205 können dann in eine serielle Konfiguration geschaltet werden, um die Verstärkungsspannung auf mehr als etwa 650 Volt zu vervielfachen, mit einer maximalen Vervielfachung auf 1950 Volt. Ein Metaloxyd-Varistor (MOV) 242 oder Lade- Halteschaltkreise 241 kann einen hohen Serienwiderstand für die Kapazitätsentladung darstellen, bis die vervielfachte Spannung der Kapazitäten 201 bis 205 den Auslösepegel des MOVs 242 übertrifft.
Der IGBT 240 wird freigegeben durch ein erstes Einschalten des Gates, bevor das parallel-zu-seriell-Schalten der Kapazitätsreihe 201 bis 205 auftritt. In diesem Zustand wird der IGBT 240 scharf gemacht und wartet auf den Kontroller, um den Schockimpuls zu initiieren. Vor Empfangen des Schockimpulses leitet der IGBT 240 keine hohen Ströme, selbst wenn das Gate 245 vorgespannt ist. Dies liegt daran, dass der Drainwiderstand im MOV-Schaltkreis 241 hoch ist und die Kapazitätsreihe 201 bis 205 immer noch parallel-verbunden ist.
Wenn der Kontroller 24 einen Schockimpuls initiiert über die Leitung OPTO-TRIGGER 262, wird die Kapazitätsreihe 201 bis 205 in einen seriell-verbundenen Zustand durch die siliziumgesteuerten Gleichrichter (SCRs) 235 bis 239 geschaltet und der MOV-Schaltkreis 241 eingeschaltet durch die schnell ansteigende Spannung über der Kapazitätsreihe 201 bis 205. Typischerweise schaltet der IGBT 240 drei bis fünf Mal schneller ein als die SCRs 235 bis 239. Dies versetzt den IGBT 240 in einen leitenden Zustand bevor die Impedanz des MOV- Schaltkreises 241 ausreichend fällt, um einen maximalen Entladestrom zu ermöglichen. Unter dieser Bedingung liegt die maximale Drain-Source-Spannung unter der Durchbruchsspannung des IGBTs 240.
Der MOV-Schaltkreis 241 kann genutzt werden, um zu ermöglichen, dass die in der Kapazitätsreihe 201 bis 205 gespeicherte Ladung ein hohes Potential erreicht, bevor sie als Schockimpuls genutzt wird. Der MOV-Schaltkreis 241 isoliert den Patienten vom restlichen Schaltkreis während des Ladens der Kapazitäten.
Das Gate 245 des IGBTs erhält seine Spannung von dem Verstärkungsspannungsgenerator der ersten Stufe 46 über eine Leitung 30 V-GESPEICHERT 250. Diese Spannung kann auf die gewünschten 20 Volt durch den Gate-Treiberschaltkreis 257 reguliert werden. Wenn das Bias an das Gate 245 angelegt wird, wird der IGBT 240 scharf gemacht und ist bereit, den Schockimpuls zu leiten. Der Kontroller 24 kann die Verkürzung des Schockimpulses befehlen, um den Therapieimpuls- Energieinhalt zu steuern, wenn der Kontroller 24 das SCHARFMACHEN-VERKÜRZEN Signal 251 durchsetzt, um eine Impulsverkürzung durchzuführen. Wenn das Signal 251 Low ist, wird der IGBT 240 eingeschaltet, um den Therapieimpuls abzugeben. Wenn das Signal 251 auf logisch High geht, wird der IGBT 240 abgeschaltet. Dies schaltet den Schockimpuls ab oder verkürzt ihn.
Der Kontroller 24 kann programmiert sein, um die Impulsspannung zu überwachen, sodass der IGBT 240 abgeschaltet wird, wenn die Spannung niedriger als die Durchbruchspannung des IGBT 240 ist, dadurch eine Bauelementbeschädigung vermeidend. Der Kontroller 24 kann die Energie des angewandten Impulses im Wesentlichen in Echtzeit durch Überwachen der Pegel der Impulsspannung 222 und des Impulsstromes 224 messen. Diese Messungen werden unter Nutzung eines Präzisions- Spannungsteilers 252 und eines Präzisions- Stromsensorwiderstandes, der Kelvin-Kontakte 254 nutzt, gemacht, um kontaktinduzierte Potentiale zu kompensieren. Der Kontroller 24 kann die gemessenen Werte benutzen, um die abgegebene Energie und die Verkürzungszeit für den Schockimpuls zu berechnen. Anhand dieser Parameter können auch abnorme Bedingungen erkannt werden, um den Schockimpuls auf eine geregelte Art zu beenden. Es ist bevorzugt, dass der Schockimpuls nicht verkürzt wird, wenn die Impulsspannung 222 größer als die Durchbruchsspannung des IGBTs 240 ist. Diese Bedingung wird durch den Kontroller 24 überwacht, mit einer Eingabe vom Präzisions-Spannungsteiler 252. Zusätzlich zu voreilig verkürzten Therapieimpulsen kann ein exzessiv langer Schockimpuls vermieden werden unter Nutzung der Logik des PLDs 38 (Fig. 2) und eines Komparators, sowie des Kontrollers 24, von denen jeder ausgebildet sein kann, um unmittelbar den IGBT 240 abzuschalten, um den Impuls zu verkürzen, wenn die Dauer eine vorbestimmte Zeit überschreitet.
Wenn eine Überspannungsbedingung auftreten sollte, kann der Wandler 20 abschalten und der Kontroller 24 kann den Defibrillator 22 befehlen, das Testrelais 221 zu schließen, und dadurch die Ladung von der Kapazitätsreihe 201 bis 205 zu entfernen. Während einer Impulsabgabe kann jeder Opto-Triac 230 bis 233 vorübergehend getriggert werden, wenn das Signal OPTO-TRIGGER anwesend ist. Wenn das Signal OPTO-TRIGGER 262 gesendet wird, werden die Kapazitäten 201 bis 205 in Reihe durch die SCRs 235 bis 239 geschaltet, die wiederum jeweils von einem Opto-Triac getrieben werden. Die Emitter der Opto- Triacs 230 bis 233 können simultan durch die Logik des PLDs 38, (Fig. 2), getrieben werden. Ein vollständiges Schalten der Kapazitätsreihe 201 bis 205 von der parallelen Konfiguration in die serielle Konfiguration erfolgt typischerweise in 200 ps oder weniger.
Eine Sequenz von Steuersignalen vom Anfangsladen bis zum Entladen des Energiereservoirs 30 kann wie folgt ablaufen:
1. Das Signal LADEN-FREIGEBEN 82 wird logisch Low, was das Laderelais 220 schließt vor der Anwendung der Verstärkungsspannung auf das Energiereservoir 30.
2. Das Signal PLD- WANDLER -START 68 fällt auf logisch Low, was das Laden des Energiereservoirs 30 auf einen durch den Kontroller 24 vorberechneten Pegel bewirkt.
3. Das Signal PLD- WANDLER -START 68 geht auf logisch High, was die Verstärkungsladespannung vom Energiereservoir 30 entfernt.
4. Das Signal LADEN-FREIGEBEN geht auf logisch High, was das Laderelais 220 öffnet.
5. Das Signal SCHOCK-FREIGEBEN 270 und das Signal SCHARFMACHEN-VERKÜRZEN Signal 251 fallen auf aktiv-logisch Low. Die Signale 270, 251 sind unabhängig voneinander erzeugte Computer-Steuersignale, welche das Anliegen der Spannung über der Kapazität 274 an das Gate 245 des IGBT 240 freigeben, demzufolge den IGBT 240 für eine nachfolgende Therapieimpuls- Anwendung scharf machend. Die gespeicherte Verstärkungsspannung kann auf etwa 20 Volt durch den Transistor 256 und die Diode 258 eingestellt werden.
6. Das OPTO-TRIGGER Signal 262 wird momentan logisch High, was die Opto-Triacs 230-233 triggert, um Kapazitäten unter Benutzung einer seriellen Verbindung zu entladen. Das Signal 262 kann durch eine Einkreisschaltung auf etwa 300 us festgestellt werden. Der Therapieimpuls kann dann durch den Patienten geliefert werden, in Reihe mit dem IGBT 240.
7. Das SCHARFMACHEN-VERKÜRZEN Signal 251 wird logisch High, was den IGBT 240 abschaltet, einen hochohmigen Pfad für den Therapieschockimpuls vorsehend oder ihn verkürzend, demzufolge den Impuls vom Patient wegnehmend.
8. Das Signal TESTLADEN 280 wird logisch High, was das Testrelais 221 schließt und Restladung von den Kapazitäten 201-205 entfernt.
Der MOV-Schaltkreis 241 kann entworfen sein, um die Serienladung über den Kapazitäten 201-205 hoch auf etwa 650 Volt zu halten. Wenn jeder der SCRs 235-239 zündet, erhöht sich die Spannung über den Schaltkreis 241 solange bis das Bauelement 242 leitet, dadurch den SCR 239 anschaltend. Da die Zündspannung höher ist als die Klemmspannung des MOV- Schaltkreises 241, leitet der SCR 239 und die Kapazitäten 201- 205 entladen sich solange bis es durch die Aktion des IGBT 240 verkürzt wird.
Typischerweise sind die elektrischen Therapieimpulse, die an einen Patienten abgegeben werden, in ihrer Form sinus- oder trapezförmig. Allerdings kann die vorliegende Erfindung elektrische Therapieimpulse vorsehen, die im Allgemeinen exponentiale Wellenformen besitzen. Solche Wellenformen können ein monophasiger exponentieller Impuls sein, wie durch die Wellenform 300 in Fig. 6a dargestellt. Ebenso kann ein biphasiger exponentieller Impulszug vorgesehen sein, wie in der Wellenform 302 in Fig. 6b abgebildet.
Eine verkürzte exponentiale biphasige Wellenform sowie die Wellenform 302 in Fig. 6d kann die Energie verringern, die zum Ausführen einer effizienten Defibrillation benötigt wird, in sofern als biphasige Wellenformen eine niedrigere Defibrillationsschwelle als monophasige Wellenformen zur Defibrillation von Menschen besitzen. Energieeinsparungen bis · hinauf zu 60% wurden in einigen klinischen Studien durch den Gebrauch biphasiger Wellenformen gezeigt. Ferner haben Studien auch gezeigt, dass biphasige Wellenformen eine erhöhte Erfolgsrate gegenüber monophasigen Wellenformen für den Anfangsschock zur Umwandlung von induzierten ventrikulären Arrhythmien vorsehen.
Die monophasige Wellenform 300 kann für etwa 8 ms angewendet werden. Das ansteigende Impulssegment 304 und das abfallende Impulssegment 306 können jedes für 4 ms angewendet werden. Vorzugsweise existiert eine Übergangsperiode oder Abschaltzeit von ungefähr 100 us zwischen jedem ansteigenden Impulssegment 304 und jedem abfallenden Impulssegment 306, wo keine Energie an den Patienten abgegeben wird. Wie in Fig. 6d dargestellt wird etwa 60% der gesamten Impulsenergie typischerweise während dem ansteigenden Impulssegment 304 des exponentiellen Impulses abgegeben, und die verbleibenden 40% werden während dem abfallenden Impulssignal 306 abgegeben.
Der Kontroller 24 in Fig. 2 kann programmiert sein, um beide Polaritäten zur Nutzung für die erste Phase des Impulses zu ermöglichen. Ebenfalls kann der Prozentsatz der Gesamtenergie, die in jeder Phase des Impulses abgegeben wird, programmierbar sein. Mehrphasige Ausführungsformen können ebenfalls implementiert sein. Eine verkürzte exponentielle Wellenform kann gegenüber einer gedämpften Sinuskurve bevorzugt werden, da die voluminösen Induktivitäten, die üblicherweise mit der Abgabe eines sinusförmigen Impulses in Zusammenhang stehen, eliminiert werden können. Es kann auch wenig Energie für eine erfolgreiche Defibrillation oder Kardioversion erforderlich sein. Diese erhöhte Effizienz erlaubt den Gebrauch kleinerer Komponente mit einem geringeren Energieverbrauch, demzufolge einen Kardioverter/Defibrillator vorsehend, der weniger wiegt und kleiner ist als ähnlich funktionierende Geräte. In der Tat sind die Gewichts- und Größenverringerungen so, dass der Kardioverter/Defibrillator gemäß der vorliegenden Erfindung komfortabel vom Patienten unter Benutzung eines leichtgewichtigen Oberkörper-Kleidungsstücks, das Unterstützung für die Abtast- und Therapieelektroden zur Verfügung stellt, und eines Taillengürtels mit integrierten Halfter für den Kardioverter/Defibrillator getragen werden kann.
Fig. 7 stellt eine Ausführungsform eines biphasigen Defibrillatorschaltkreises dar, der innerhalb des Defibrillators 22 in Fig. 2 genutzt werden kann. Bezugnehmend auf Fig. 8 kann eine Polaritätsumkehr während der Abgabe des biphasigen Energieimpulses durch Nutzung einer H-Brücke, die eine Vielzahl von IGBTs aufweist, die durch einen Übertrager mit Mehrfach-Sekundärwicklungen getriggert werden können, erreicht werden. Die Impulsabgabe ist typischerweise abgeschaltet während der Periode, wenn die H-Brücke zur Polaritätsumkehr rekonfiguriert wird, da es nicht erwünscht ist, dass die H-Brücke geschaltet wird, während sie aktiv oder "heiß" ist. Im Allgemeinen wird die geeignete H- Brückenabzweigung der Impulsabgabekette aus Halbleiterschaltern angeschaltet, bevor die Energie vom Energiereservoir zur Brücke geschaltet wird.
Der biphasige Defibrillationsschaltkreis von Fig. 7 kann ähnlich dem Schaltkreis für den monophasigen Defibrillator in Fig. 5 sein. Tatsächlich können die Ladeschaltkreise für das monophasige und das biphasige Gerät gleich sein. Jedoch wird für einen biphasigen Defibrillator die Poläritätsumkehr des Patienten-Therapieimpulses durch Nutzung einer H- Brückenschaltung und einer zweiten Bank von Opto-Schaltern zum Sperren der Impulsabgabe-SCRs für die zweite Phase des biphasigen Impulses bewirkt.
Im Allgemeinen kann die Betriebsfolge für den Defibrillator von Fig. 7 und Fig. 8 wie folgt sein:
1. Eine H-Brücke 450 kann zur Abgabe der gewünschten ersten Phasenpolarität und der IGBTs derart konfiguriert sein, dass die Abzweigung der Brücke angeschaltet werden kann.
2. Die ausgewählte erste Phasenpolarität des Impulses kann durch Aktivierung der ersten Opto-Triggerkette abgegeben werden. Typischerweise wird ein Energiefluss für etwa 4 ms erlaubt.
3. Nachdem die erste Phase des Impulses abgegeben ist, wird der Impuls verkürzt und der Energiefluss wird dann gestoppt für etwa 100 us, während die H-Brücke 450 rekonfiguriert wird für einen Energiefluss einer entgegengesetzten Polarität durch die Verbindungen zwischen Patienten und den Elektroden 12a, 12b.
4. Die zweite Opto-Triggerbank wird gezündet und gibt die verbleibende Energie an den Patienten ab.
Beide Abzweigungen der H-Brücke 450 können als die erste Phase des Impulses ausgewählt werden, davon abhängig, welches Signal OPTO-TRIGGER 424, 426 vom Kontroller 24 aktiviert ist.
Demzufolge wird entweder eine positive oder negative erste Phase ermöglicht. Die Signale OPTO-TIRGGER 424, 426 können getrennte Signale vom Kontroller 24 sein.
Unter der Annahme, dass nach einer ansteigenden ersten Phase verlangt wird, können die IGBTs 452, 454, 456, 458 angeschaltet werden. Wenn die Leitung OPTO-TIRGGER 426 aktiviert ist, zünden die Opto-Triacs 435-439 die SCRs 440-443 und den Triac 444, die Kapazitäten 401-405 in Reihe schaltend und die erste Phase des Impulses an den Patienten abgebend. Bis zur Vervollständigung der ersten Phase ist der Transistor 452 abgeschaltet, als Reaktion auf ein erstes Steuersignal SCHARFMACHENVERKÜRZEN-a des Kontrollers 24, dadurch den Impuls verkürzend. Zu dieser Zeit wird die andere Abzweigung der H-Brücke 450 angeschaltet, umfassend die IGBTs 462, 464, 468, 470. Wenn die zweite Bank von Opto-Triggern aktiviert ist durch die Opto-Triggerleitung 424, zünden die Opto-Triacs 430- 434 und Steuern die SCRs 440-443 und den Triac 444, dadurch die zweite abfallende Phase des Impulses abgebend.
Bis zur Vervollständigung der zweiten Phase wird der IGBT 462 über ein getrenntes zweites SCHARFMACHEN/VERKÜRZEN-b Signal des Kontrollers 24 abgeschaltet, dadurch den Impuls verkürzend. Die H-Brücke 450 kann über die Leitung BRÜCKEUMSCHALTEN 449 des Kontrollers 24 (nicht in Fig. 2 dargestellt) zwischen den Phasen umgeschaltet werden, durch Takten des Mehrfachsekundär-Übertragers 448. Die erste Wicklung des Übertragers 448 wird vom Verstärker 480 für ansteigende Impulse und vom Verstärker 482 für abfallende Impulse getaktet. Einer der Verstärker 480, 482 ist ein Inverter, wie in Fig. 8 dargestellt.
Im Allgemeinen sind die Verstärker 480, 482 MOSFET-Treiber, die im Stande sind, hohe Spitzenströme von beispielsweise 1 bis 3 Ampere an kapazitive Lasten für kurze Perioden abzugeben. Typischerweise ist der Ausgang des Verstärkers 480 in seiner Polarität entgegengesetzt zum Ausgang des Verstärkers 482 zu jeder Zeit. D. h., wenn einer High ist, ist der andere Low. Der Verstärker 482 kann seinen Eingang von einem Spannungsverdoppler-Bauelement 484 ableiten, das die Batteriespannung auf etwa 12 Volt über die Kapazität 486 erhöht. Die Kapazität 486 kann als eine Energiequelle für die Verstärker 480, 482 genutzt werden.
Die Kapazität 488 ist typischerweise in Reihe mit dem Ausgang der Verstärker 480, 482 und der Primärwicklung des Übertragers 488 geschaltet und erfüllt eine zweifache Rolle. Zuerst kann sie die Ausgänge der Verstärker 480, 482 voneinander isolieren, die Wahrscheinlichkeit eines elektrischen Kurzschlusses verringernd. Zweitens kann sie auch auf den Pegel des Ausgangs der Verstärker 480, 482 geladen werden. Während des Schaltübergangs für die H-Brücke 450 durch die Verstärker 480, 482 kann die Ladespannung der Kapazität 488 zu der Übergangsspannung der Verstärker 480, 482 addiert werden, bis zu etwa 20 Volt an die Primärwicklung des Übertragers 448 anlegend. Die resultierende Impulsenergie, die sich über die Sekundärwicklungen des Übertragers 448 aufbaut, steuert die IGBTs 452, 454, 456, 458 oder alternativ 462, 464, 468 und 470 in der H-Brücke 450, diese wie gewünscht an- oder abschaltend. Diese Konfiguration kann die Gatespannung an diesen IGBTs aufrecht erhalten, die "On" sind für die erforderliche Dauer der Impulsphase.
Während bestimmte Ausführungsformen des Ausübens der Erfindung im Detail beschrieben worden sind, werden diejenigen Fachkundigen würdigen, dass verschiedene Modifikationen und Alternativen zu diesen Details im Lichte der gesamten Lehre der Offenbarung entwickelt werden könnten. Dementsprechend werden die bestimmten offenbarten Anordnungen als lediglich erläuternd und nicht den Umfang der Erfindung einschränkend verstanden, der durch die gesamte Breite der folgenden Ansprüche und jeder und aller Ausführungsformen davon gegeben ist.

Claims

1. Von einem Patienten tragbare Energieabgabevorrichtung (2) zum Vermitteln einer elektrischen Therapie an den Körper eines Patienten (6) als Reaktion auf das Auftreten eines behandelbaren Zustands, wobei die Vorrichtung (2) umfasst:

a. einen Spannungswandler (20) zum Umwandeln elektrischer Energie von einer Anfangsspannung zu einer Endspannung, wobei der Wandler (20) die Energie mit einer Vielzahl von Laderaten umwandelt, wobei der Wandler (20) einen induktiv-verstärkenden Generator (44) aufweist, der einen Ausgangsspannungswert hat;

b. einen Defibrillator (22), der angepasst ist, um elektrisch zwischen den Wandler (20) und den Patienten (6) gekoppelt zu werden, wobei der Defibrillator (22) ein Energiereservoir (30) zum Aufnehmen von elektrischer Energie mit der Vielzahl von Laderaten vom Wandler (20) aufweist, wobei der Defibrillator (22) daraus vorgeformte elektrische Impulse erzeugt, wobei die elektrischen Impulse Defibrillationsimpulse oder Kardioversionsimpulse sind; und

c. einen Energieabgabe-Kontroller (24), der angepasst ist, um elektrisch zwischen den Patienten (6) und den Wandler (20) und den Defibrillator (22) gekoppelt zu werden, wobei der Kontroller (24) den Wandler (20) veranlasst, den Defibrillator (22) mit der elektrischen Energie zu versorgen, wobei der Kontroller (24) den Defibrillator (22) veranlasst, einen auswählbaren Anteil der elektrischen Energie in Form der Defibrillationsimpulse oder der Kardioversionsimpulse an den Körper des Patienten (6) anzulegen als Reaktion auf das Auftreten eines behandelbaren Zustands.

2. Vorrichtung Anspruch 1, wobei das Energiereservoir (30) eine Vielzahl von Kapazitäten (201-205; 401-405) umfasst, wobei die Vielzahl von Kapazitäten angepasst ist, um im Wesentlichen parallel geladen und im Wesentlichen in Reihe entladen zu werden.

3. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die vorgeformten elektrischen Impulse ungefähr exponentiell-geformte Impulse sind.

4. Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei die vorgeformten elektrischen Impulse monophasige exponentielle Impulse sind.

5. Vorrichtung nach Anspruch 3, wobei die vorgeformten elektrischen Impulse biphasige exponentielle Impulse sind.

6. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der auswählbare Anteil durch den Kontroller (24) unter Benutzung einer Spannung über dem Reservoir (30) und einer Spannung über den Patienten (6) und eines Impulsstroms bestimmt ist.

7. Vorrichtung nach Anspruch 2, wobei der auswählbare Anteil vom Kontroller (24) unter Benutzung einer Spannung über dem Reservoir (30) und eines Pulsstroms bestimmt ist.

8. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei jede der Vielzahl von Laderaten jeweils einem einer Vielzahl von Tastgraden entspricht, wobei jeder der Vielzahl von Tastgraden einem ausgewählten Ausgangsspannungspegel entspricht.

9. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der induktivverstärkende Spannungsgenerator (44) eine erste Stufe (46), die eine erste Stufenausgangsspannung aufweist, und eine zweite Stufe (48) besitzt, die eine zweite Stufenausgangsspannung aufweist.

10. Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei die erste Stufenausgangsspannung unabhängig von der zweiten Stufenausgangsspannung geregelt ist.

11. Vorrichtung nach Anspruch 6, wobei der auswählbare Anteil ferner vom Kontroller (24) unter Benutzung einer minimalen Energieabgabeperiode und einer maximalen Energieabgabeperiode bestimmt ist.

12. Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei die erste Stufenausgangsspannung gleich oder weniger als etwa 40 Volt und die zweite Stufenausgangsspannung gleich oder weniger als etwa 410 Volt ist.

13. Vorrichtung nach Anspruch 9, wobei wenigstens einer des Kontrollers (24) und des Wandlers (20) abgeschaltet ist als Reaktion auf eine Überspannungsbedingung bei wenigstens einer der ersten Stufenausgangsspannung und der zweiten Stufenausgangsspannung.

14. Vorrichtung nach Anspruch 8 und 9, wobei die Vielzahl der Tastgrade drei Tastgrade umfasst, wobei der erste Tastgrad etwa 9% ist, wenn der erste Stufenausgangsspannungspegel weniger als etwa 20 Volt ist, der zweite Tastgrad etwa 42% ist, wenn der erste Stufenausgangsspannungspegel gleich oder größer als etwa 20 Volt und der zweite Stufenausgangsspannungspegel weniger als etwa 35 Volt ist, und der dritte Tastgrad etwa 69% ist, wenn der zweite Stufenausgang gleich oder größer als etwa 135 Volt ist.

15. Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei der Kontroller (24) den Konverter (20) veranlasst, den Defibrillator (22) bei einer Ausgewählten aus der Vielzahl von Laderaten mit der elektrischen Energie zu versorgen.