標準的患者監視装置と統合するための自動除細動モジュール
【課題】情報および他の共通機能を共有できる方法で患者監視システムとインターフェースできる自動除細動モジュールを提供する。
【解決手段】心臓センサ３４と、パルス発生器と、内因性心臓信号に応答するコマンドを当該パルス発生器の動作のために生成するコントローラとを含む除細動モジュール３２を記載する。除細動モジュールは、相乗作用を有し、ある種の機能を共有できるように汎用患者監視装置１２に結合され得るように配置される。たとえば、動作パラメータと、除細動モジュールの動作を示す他の信号とを、患者監視装置１２によって臨床医に対して表示することができる。除細動モジュールと患者監視装置との間のデータは、標準または独自プロトコルのいずれかを用いて交換される。
【解決手段】心臓センサ３４と、パルス発生器と、内因性心臓信号に応答するコマンドを当該パルス発生器の動作のために生成するコントローラとを含む除細動モジュール３２を記載する。除細動モジュールは、相乗作用を有し、ある種の機能を共有できるように汎用患者監視装置１２に結合され得るように配置される。たとえば、動作パラメータと、除細動モジュールの動作を示す他の信号とを、患者監視装置１２によって臨床医に対して表示することができる。除細動モジュールと患者監視装置との間のデータは、標準または独自プロトコルのいずれかを用いて交換される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
［発明の背景］
Ａ．発明の分野
本発明は、抗頻拍性不整脈治療を患者に提供するように配置および構成される体外式除細動モジュールに関する。特に、手動の介入なしでショックを送出する全自動モード、助言（advisory）モード、手動モード、およびペーサモードを含むいくつかの動作モードを有する自動体外式除細動モジュールを記載する。本発明はさらに、標準または独自プロトコルを用いてある種の機能および情報を共有する患者監視装置と統合するために配置および構成される除細動モジュールに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｂ．従来技術の説明
除細動器は、異常に高い心拍を有する心臓病患者に電気治療を施すデバイスである。２種類の除細動器、すなわち、静脈を通って心室へ延びるリードとともに患者の皮下に埋め込まれる体内式除細動器と、患者に（通常は一時的に）取り付けられる体外式除細動器とが現在利用可能である。体外式除細動器はほとんどの場合に緊急時に、たとえば患者が心停止に陥っている場合か、心停止が切迫している場合に用いられる。したがって体外式除細動器は典型的に、医師または他の訓練を受けた職員が始動させねばならない手動デバイスである。体内式すなわち埋め込み型除細動器は、他の手段では十分に治療できない特定の明確な心臓欠陥を有する患者に対する恒久的な解決として埋め込まれる。これらは通常、自動モードで動作する。
【０００３】
同一出願人による特許文献１は、体外式除細動器を開示する。参照により本明細書中に援用される、同一出願人による特許文献２および特許文献３は、体外式除細動器を開示する。
【０００４】
【特許文献１】米国特許第５４７４５７４号明細書
【特許文献２】米国特許第４５７６１７０号明細書
【特許文献３】米国特許第５４７４５７４号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
臨床医または他の医療従事者が患者の様々な生理的パラメータを監視および表示できるいくつかの患者監視システムがモジュラー形式で現在利用可能である。これらのユニットは典型的に、患者からデータを取得し、データを電子的に格納し、患者の生理的状態についての情報を表示するために協働するいくつかのサブアセンブリモジュールを含む。システムは、一定の基準が満たされると可聴および／または視覚アラームを生成するようにも適合され得る。システムのなかには、たとえば病院の一部さらには全体をカバーする、様々な目的のためにデータが交換される通信ネットワークに統合され得るものもある。このタイプの監視システムは、GE Marquette Medical Systems（Milwaukee, Wisconsin）、Agilent Technologies（Andover, MA）、Spacelabs Medical（Redmond, Washington）、および多くの他の会社から入手できる。しかしながら、これらのシステムは典型的に、主な目的が監視、情報の収集、およびアラームの生成であるという点で受動的である。これらのシステムは治療を提供することができない。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
［発明の目的および概要］
本発明の目的は、患者の現在の心臓の状態を検出すること、および必要に応じて患者に適切な治療を提供することが可能な自動除細動モジュールを提供することである。
【０００７】
さらなる目的は、情報および他の共通機能を共有できる方法で患者監視システムとインターフェースできる自動除細動モジュールを提供することである。
【０００８】
さらに別の目的は、事前にプログラムされたショックパラメータに従って、係員（attendant）からの指示（prompting：プロンプティング）なしで随時にショックを加える自動モードと、ショックを与えるリズム（shockable rhythm）を係員に警告はするが、ショックの適用は係員が開始しなければならない助言モードと、ショックがいつどのように適用されるべきかは係員が決め、事前にプログラムされたショックパラメータは無視される手動モードと、ある種の心臓事象（cardiac event）をペーシングするペーサモードとを含むいくつかの動作モードを有する体外式除細動モジュールを提供することである。
【０００９】
本発明の他の目的および利点は、以下の本発明の説明から明らかになるだろう。
【００１０】
簡潔に言えば、本発明に従って構築される複合監視システムは、患者の生理的特性を感知するように配置されるセンサ、当該センサに結合されて、当該センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む患者監視装置と、当該患者監視装置に選択的に結合されるように適合される除細動モジュールであって、コマンドに応答して患者に対して治療パルスを送出するパルス発生器、および当該除細動モジュールの動作を示す表示信号を生成するように配置されるデータ発生器を含む除細動モジュールとを備え、上記患者監視装置および上記除細動モジュールは、結合されると協働して、上記表示信号を上記出力部材へ伝送し、それによって上記出力部材が、上記患者特性のうちの１つおよび上記表示信号に対応する出力信号を生成する。患者監視装置は、監視中の生理的特性または除細動モジュールの動作に関する情報のいずれかと関連する信号またはデータを表示するために用いることができるディスプレイを含み得る。患者監視装置はまた、可聴アラームと、視覚アラームと、プリンタと、データをリモート位置へ送ることができるネットワークへの接続とを含み得る。これらの構成要素はすべて、患者監視装置と除細動モジュールの間で共有され得る。除細動モジュールと患者監視装置の間のデータは、監視装置に標準化されたプロトコルまたは独自プロトコルのいずれかを用いて交換される。
【発明の効果】
【００１１】
本発明は、上述の課題を解決する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
［発明の詳細な説明］
ここで図１を参照すると、本発明に従って構築される複合システム１０は、患者（図示せず）へと延びる１つまたは複数のセンサ１４に接続される汎用患者監視装置１２を含む。センサ１４は、体温、圧力、心拍数、呼吸機能などの１つまたは複数の生理指標（physiological indicia）を患者から得るために用いられる。監視装置１２は、データプロセッサ１６と、ディスプレイ１８と、電源２０と、たとえば標準的なシリアルまたはパラレルポート、あるいは他の構成要素および／または通信ネットワーク（図示せず）と情報を交換するために用いることができる任意の他のデータインターフェースとすることができるデータインターフェース２２とを含む。監視装置１２はまた、可聴アラーム２４と、視覚アラーム２６と、プリンタ２８とを含むことができる。
【００１３】
監視装置１２のデータプロセッサ１６は、センサにより患者からの情報を収集し、この情報を処理し、プログラミングに基づいて、患者の状態に関するレポートを作成する。この状態はディスプレイ１８に表示させることができ、また選択的に、レポートのハードコピーをプリンタ２８によって提供することができる。状態情報はまた、インターフェース２２および通信ネットワークを介してリモート位置へ伝送され得る。監視装置１２はまた、患者の状態に関する情報を記録するメモリ３０を含むことができる。データプロセッサ１６はまた、患者の異常状態または危険状態を示すようになるよう選択されるある種の所定の範囲または閾値を生理的パラメータのいくつかが越えるかどうかを判定するように適合され得る。このような事象が検出されると、データプロセッサは可聴アラーム２４および／または視覚アラーム２６を作動させて、危険状態が検出されたことを示すことができる。
【００１４】
図１に示すように、監視装置１２に関連して、自動除細動モジュール（ＡＤＭ）３２が提供されている。このＡＤＭは、ケーブル３６を介してＡＤＭ自体のセンサまたは除細動パッド３４の組に接続される。ＡＤＭ３２を独立ユニットではなくモジュールとして提供する目的は、監視装置１２の機能および構成要素のいくつかをＡＤＭ３２が共有できるようにするためである。この目的のためにＡＤＭ３２は、データケーブル３８を介して監視装置１２に接続される。ＡＤＭ３２への電力は電源がケーブル４０を介して提供することができるか、代替的に、ケーブル４０を標準ライン電圧コンセント（outlet）（図示せず）に接続することができる。
【００１５】
次に図２を参照すると、この構成のＡＤＭ３２は、３つのアセンブリ、すなわちバッテリーパック４２と、ＡＣ電源および二相パルス発生器を含むアセンブリ４４と、制御盤４６とからなる。バッテリーパック４２は、ＡＣ電源からのエネルギーを用いることにより再充電可能であってもよい１つまたは複数のバッテリーからなる。ＡＣ電源は、ケーブル４０によって監視装置１２または他のライン電圧源へ接続される。バッテリーパックは、アセンブリ４４の二相パルス発生器に高エネルギーを提供するために用いられる。このエネルギーは、ＡＣ電源が故障した場合に補助電源として用いられる。除細動パルスは、ケーブル３６によって患者へ伝送される。この目的のために、ケーブル３６には、アセンブリ４４のコネクタ５０と結合するコネクタ４８が設けられる。
【００１６】
制御アセンブリ４６は、ＡＤＭ３２の動作を制御するために必要な構成要素を備える。図２に示すように、アセンブリ４６は、ディスプレイ５４が形成された正面５２を含む。また面５２には、コントロールノブ５６と、複数のパネルスイッチ５８とが備えられる。スイッチ５８の各々には、表示灯６０が組み込まれる。これらの灯はオプションであり、省略してもよい。
【００１７】
制御アセンブリ４６には、２つのシリアルポート６２、６４がさらに設けられる。シリアルポート６２は、ケーブル３８を介して監視装置１２に接続される。他方のポート６４は、ＡＤＭ３２を他の構成要素に接続するために用いられ得る。
【００１８】
アセンブリの数および機能的区分よりも各構成要素の総括的機能のほうが重要である。別の実施では、備えるアセンブリはより多くてもより少なくてもよい。
【００１９】
図３はＡＤＭ３２のブロック図を示す。制御アセンブリ４６は、マイクロプロセッサまたはコントローラ６６と、フラッシュメモリ６８と、たとえばＦＰＧＡ設計を用いて作成することができるカスタム制御ＩＣ７０とを含む。マイクロプロセッサ６６は、シリアルポート６２と、スイッチ５８と、表示灯６０と、フラッシュメモリ６８と、カスタムＩＣ７０とに接続されて、ＡＤＭ３２の動作を制御できるようになっている。フラッシュメモリ６８は、事前に設定されるか臨床医が選択することができるＡＤＭ３２の様々な動作パラメータを格納するために用いられる。これらのパラメータは、スイッチ６０と併せてメニューコントロールノブ５８により、あるいは患者監視装置を介して設定することができる。
【００２０】
灯６０はマイクロプロセッサ６６またはカスタムＩＣ７０のいずれかによって作動される。上述のように、ＡＤＭ３２は、可聴表示信号ならびに視覚表示信号を生成することができる。可聴信号は、監視装置１２および／または外部スピーカー７２（図１および図２には図示せず）へ伝送され得る。これらの可聴信号は、マイクロプロセッサ６６および／またはカスタムＩＣ７０によって生成され得る。
【００２１】
構成要素５０は、電源７４と、充電器７６と、アラーム電源ユニット７８と、二相パルス発生器８０と（すべて図３に示す）を含む。アラーム電源ユニット７８は、スピーカ７２（存在する場合）を駆動するために必要な電力を提供する。充電器７６は、バッテリーパック４２を充電するために用いられる。
【００２２】
二相パルス発生器８０は、電源７４またはバッテリーパック４２のいずれかからＤＣ電力を受ける。パルス発生器８０は、マイクロプロセッサ６６からの命令に従って二相パルスを生成する。
【００２３】
次に二相パルス発生器８０の幾分好ましい実施を説明するが、この実施は本発明の一部を構成せず、他の実施も同様に用いられ得ることが理解される。
【００２４】
本明細書中に記載するパルス発生器は、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの特性を有するデバイスまたは回路を用いる。このデバイスまたは回路を本明細書中では、上で定義したように非制御（uncontrolled）固体デバイス（ＵＳＤ）と呼ぶ。ＳＣＲやＩＧＢＴとは異なり、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、高インピーダンス状態から低インピーダンス状態に惹起される（initiate）ためにゲート駆動信号を必要としない。図４ｂは、ドーピング濃度がそれぞれＰ１、Ｎ１、Ｐ２およびＮ２である４層シリコンデバイスとしてのＳｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成を示す。
【００２５】
図４ｃは、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードを表すために用いられる記号を示す。接続端子が２つしかないことに留意されたい。本質的にＳｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、加えられる信号の極性がデバイスを順方向にバイアスする特定の方向にある場合にデフォルトの高インピーダンス状態からインピーダンス低下の状態にしか変化し得ないという点で単向性である（図４ｄを参照）。極性が反対の信号を加えても、電圧が逆方向ブレークダウン電圧（Ｖｒ）を越えない限り、デバイスの状態は変化しない。Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの特性は、電圧をデバイス全体に順方向バイアス方向に加えると、この電圧が所定の閾値（Ｖｔｈ）を越える場合に、デバイスは低インピーダンス状態にのみ変化するということである。しかしながら、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、容易に商業的に入手可能でなく、典型的に小さい電圧および電流にしか耐え得ないものである。しかしながら、この制限は、高い電圧および電流に対して等価の機能を果たす他の商業的に入手可能なデバイスを配置することによって克服することができる。
【００２６】
図４ｅは、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードと等価である、ＤＩＡＣおよびＴＲＩＡＣを用いる「ブレークオーバー」ＵＳＤの高電圧、高電流の実施である。図３の回路全体は、２つの端子、すなわち陽極Ａ'および陰極Ｋ'しか有さないことに留意されたい。ＴＲＩＡＣは、ゲート端子ｇに適切な電圧が加えられると高電流を流す低インピーダンス状態へ変化することになる。抵抗器Ｒ１およびＲ２の組み合わせは、陰極Ｋ'を基準とする電圧Ｖｂまで電圧ＶをトランジスタＴ１のベースにおいて分割する分圧器を形成する。ここで、Ｖｂ＝Ｖ［Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２）］である。トランジスタＴ１のエミッタフォロワ構成により、点ＸにおいてＤＩＡＣに加えられる電圧は、電圧Ｖｂよりも約０．７ボルト下に維持される。
【００２７】
ＤＩＡＣは、ＤＩＡＣの両端の電圧が閾値電圧Ｖｄを越えない限り、デフォルトの高インピーダンス状態のままである。したがってＵＳＤは、この電圧閾値が越えられない限り、Ａ'とＫ'の間で高インピーダンスのままである。しかしながら、Ｘにおける電圧がＤＩＡＣの閾値Ｖｄを越える場合、ＤＩＡＣは折り返されて電圧がＴＲＩＡＣのゲートに生じ、次にＴＲＩＡＣが、Ａ'とＫ'の間に高電流を流す低インピーダンス状態へ変化することになる。したがって、ＵＳＤの状態が変化する全体の電圧は、分圧器Ｒ１／Ｒ２によって正確に設定され得る。ＵＳＤ全体の、すなわち端子Ａ'およびＫ'間の電圧Ｖが一定の閾値Ｖｔｈに達する場合にＵＳＤを低インピーダンス状態へ変化させることを所望する場合、Ｒ１およびＲ２の値を、この電圧ＶｔｈによりＸにおける電圧がＤＩＡＣ閾値電圧Ｖｄと等しくなるように選択する。すなわちＲ１およびＲ２について等式Ｖｄ＝［Ｖｔｈ（Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２））］−０．７を解く。抵抗器Ｒ３は、ＴＲＩＡＣのゲート端子に流れ込む電流を制限して、端子Ａ'およびＫ'間の比較的高い電圧によりゲートが損傷を受けることを防ぐ。Ｒ１とＲ２の比率によって決定されるデバイスの状態の変化と、Ｔ１の電流増幅率によりＲ３が行うＤＩＡＣへの供給とにより、Ｒ１およびＲ２の両方の値が高く保たれ得ることに留意されたい。Ｒ１およびＲ２に高インピーダンス値を用いるということは、この高インピーダンス状態において、ＵＳＤからの漏電電流が非常にわずかであることを意味する。ダイオードＤ１は、逆バイアス方向のあらゆる電流フローに対抗し、事実上、ＵＳＤの逆方向ブレークダウン特性を決定する。
【００２８】
最初の高インピーダンス状態から低インピーダンス状態にすることができるあらゆるデバイスを図４ｅのＴＲＩＡＣの代わりに用い得ることに留意されたい。ＵＳＤはたとえば、ＩＧＢＴ、ＳＣＲ、ＦＥＴ（電界効果トランジスタ）またはＢＪＴ（バイポーラ接合トランジスタ）の組み合わせを用いることもできる。当業者には、考え得る様々な実施が分かるであろう。
【００２９】
図４ｆは、陽極Ａ'および陰極Ｋ'間の瞬間電圧が、明確に定義された閾値Ｖ１は上回るものの、さらに高い電圧閾値Ｖｈは上回らない場合に、デバイスが低インピーダンス状態へ変化するように構成された別のＵＳＤを示す。換言すれば、図４ｆのデバイス全体に加えられる電圧Ｖが、Ｖ１からＶｈまでの明確に指定された範囲内にある場合に、デバイスは低インピーダンス状態に入るが、電圧Ｖがこの範囲外にある場合、デバイスはデフォルトの高インピーダンスモードに留まることになる。この特殊な特性により、このデバイスは「ブレークアンダー（breakunder）」ＵＳＤと称される。図４ｇおよび図４ｈは、このデバイスの回路記号およびＩ−Ｖ特性をそれぞれ示す。
【００３０】
図４ｆのブレークアンダーＵＳＤの実施は図４ｅのブレークオーバーデバイスの実施と同様である。主な違いは、コンデンサＣ１および第２のトランジスタＴ２があることである。コンデンサＣ１は、Ｒ１全体の電圧の変化率を制限する。これにより、ＤＩＡＣ全体の電圧の変化率が制限される。ＤＩＡＣ全体の電圧の上昇は遅いため、ＤＩＡＣ電圧が閾値Ｖｄに達するよりも前に、分圧器Ｒ４／Ｒ５によって決定されるＴ２のベースにおける電圧ＹがＴ２のベースエミッタ接合全体の順方向バイアス電圧よりも上に上昇する場合、トランジスタＴ２がオンになってＴＲＩＡＣのゲートをＫ'に短絡させ、よって、いかなる電流がＴＲＩＡＣのゲートに流れ込むことも抑制する。この配置を用いると、電圧上限Ｖｈを分圧器Ｒ４／Ｒ５によって設定することができ、下限Ｖ１は上記のようにＲ１／Ｒ２によって設定することができる。
【００３１】
任意のブレークアンダーデバイスをさらに配置して、その端子間に上限Ｖｈを越えるのに十分大きな電圧がいったん加えられてデバイスを高インピーダンス状態に保つと、加えられた電圧の大きさが低下した場合にデバイスは高インピーダンス状態のままであるようにすることができる。このモードにおいて、低インピーダンス状態に変化させるためには、電流をほぼゼロに低減させてから再び加えねばならない。この後者のデバイスを、ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤと呼ぶ。
【００３２】
図５ａは、ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号を示す。図５ｂは、図４に示すブレークアンダーデバイスに基づくデバイスの実施を示す。差異のみを説明する。ここでトランジスタＴ２は、第２のＤＩＡＣであるＤＩＡＣ２に供給を行う第２のエミッタフォロワを形成する。点Ｙにおける電圧は、Ａ'、Ｋ'間の電圧Ｖが上限Ｖｈに等しいときにＤＩＡＣ２の閾値に等しい値を持つように設計される。図５ｂから、点Ｘにおける電圧と異なり、点Ｙにおける電圧は、即座にＶに追随し、Ｒ４およびＲ５によって設定される比率に従うある割合のＶとなることがわかる。電圧ＶによりＹにおける電圧がＤＩＡＣ２の電圧閾値を越えると、第２のＴＲＩＡＣであるＴＲＩＡＣ２は低インピーダンス状態に入ることになる。ＴＲＩＡＣ２が低インピーダンス状態に入るとすぐに、Ｔ１のベースにおける電圧Ｖｂはほぼゼロに低減されることになる。いったんＴＲＩＡＣ２が低インピーダンス状態に入ってしまうと、Ｔ１はＤＩＡＣ１に、したがってＴＲＩＡＣ１のゲートに電流を供給することができない。図４のこの「フィードバック」の強化は、一定のヒステリシスを当該配置にもたらした。この場合にＴＲＩＡＣ１が低インピーダンス状態に入る唯一の方法は、Ａ'、Ｋ'間の電圧がゼロに低減されてから、Ｒ１、Ｒ２およびＤＩＡＣ１によって設定される下限と、Ｒ４、Ｒ５およびＤＩＡＣ２によって設定される上限との間の値を持つ新たな電圧を加えることである。このデバイスは本質的に３つのモードを有し、このうちの２つが高インピーダンスモードであり、１つが低インピーダンスモードである。当該配置に加えられる瞬間電圧が下限Ｖ１よりも低い場合、Ｒ１、Ｒ２およびＴ１の組み合わせは、ＤＩＡＣ１が電流を通さず、ＴＲＩＡＣ１が高インピーダンス状態のままであることを意味する。加えられる電圧が下限Ｖ１より大きく上限Ｖｈよりは小さい場合、Ｒ４、Ｒ５およびＴ２の組み合わせは、ＤＩＡＣ２が電流を通さず、いったんＣ１全体の電圧が上昇する十分な時間が与えられると、今度はＤＩＡＣ１がＴＲＩＡＣ１のゲートへ電流を通すため、ＴＲＩＡＣ１は低インピーダンス状態に入ることを意味する。しかしながら、加えられる電圧が上限Ｖｈよりも大きい場合、Ｒ４、Ｒ５およびＴ２の組み合わせは、ＤＩＡＣ２がＴＲＩＡＣ２のゲートへ電流を通すことにより、ＤＩＡＣ１を抑制してＴＲＩＡＣ１を高インピーダンス状態に維持することを意味する。
【００３３】
図４ｅないし図５のＵＳＤのいずれもが、単一の個別集積デバイスのドープシリコン層として実施され得ることに留意すべきである。デバイスはいずれも外部制御を必要とせず、２つの端子Ａ'およびＫ'間の電圧が指定の閾値よりも上および／または下である場合に伝導するという特性を有する。別の特性は、いったん低インピーダンス状態になると、高インピーダンス状態に戻るのは、これらのデバイスを流れる電流がほぼゼロに低減される場合のみであることである。デバイスがドロップアウトする正確な電流は、用いられる特定のデバイスに依存する。
【００３４】
図６は、一対の患者電極ＡおよびＢ間で単相出力電圧パルスを提供するように設計される、除細動器の基本的な実施を示す。この除細動器は、この例では充電回路１６２によって充電されるコンデンサであるエネルギー源１６０と、制御信号１６４が発生するとコンデンサ上の電圧を電極Ａ、Ｂ間で接続する出力回路とを有する。この出力回路は、エネルギー源１６０の＋ｖｅ側を電極Ａに接続する第１の電流経路と、エネルギー源の−ｖｅ側を電極Ｂに接続する第２の電流経路とを備える。第１の電流経路はブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）を含み、第２の電流経路はＩＧＢＴであるＩＧＢＴ１を含む。ブレークオーバーＵＳＤ１（ｂｏ）は、エネルギー源１６０からの電流を、エネルギー源から加えられる電圧が閾値を上回るのに十分大きい場合に、出力電極ＡおよびＢ間で接続される負荷（患者）に流す。ブレークオーバーＵＳＤ１（ｂｏ）は、図４ｅに関連して説明したように構築され得る。
【００３５】
最初、負荷の両側から見るとＡおよびＢが高インピーダンスである。ゲート駆動パルス１６４をＩＧＢＴ１に加えると、ＩＧＢＴ１がオンになり、ＵＳＤ１（ｂｏ）全体のエネルギー源電圧全体が低下する。エネルギー源がＵＳＤ１（ｂｏ）の閾値よりも高い電圧まで充電されるならば、ＵＳＤ１（ｂｏ）は低インピーダンス状態に変化することになる。すると、エネルギー源が負荷へ放電し始める。所定時間後に駆動パルス１６４をＩＧＢＴ１のゲートから取り除くと、ＩＧＢＴ１が高インピーダンス状態に戻り、回路内の電流がほぼゼロに低減される。電流フローがほぼゼロの状態で、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）は回復し、負荷は再び、ＡおよびＢの両側で見ると高インピーダンスである。
【００３６】
電極Ａとエネルギー源の＋ｖｅ端子との間でのＵＳＤの使用は、絶縁制御回路接続が必要ないことを意味する。図６の回路における唯一の制御素子はＩＧＢＴ１のゲートである。これは回路接地を基準とするため、絶縁バリアを必要としない。従来のダイオードＤ１は、充電が完了したときに電流が充電回路へ逆流することを防ぐために用いられる。図６の回路が生成する出力は、単純な単相切頭指数波形（truncated exponential waveform）である。
【００３７】
図６は、ＵＳＤを第１の電流経路に１つしか示さないが、高インピーダンス状態の出力回路が耐え得る電圧は、上述のように２つ以上のＵＳＤを第１の電流経路においてトーテムポール接続する（totem-polling）ことにより増大され得ることが理解されるだろう。直列の２つ以上のＵＳＤは実際に、個々のデバイスの閾値の和である閾値Ｖｔｈを有する単一のＵＳＤと同様に振舞う。
【００３８】
図７は、患者電極ＡおよびＢ間で二相切頭指数出力電圧パルスを提供するように設計される除細動器の実施を示す。本質的に、図６の実施を変更して、破線で示す第３および第４の電流経路を追加した。第３の電流経路はエネルギー源１６０の＋ｖｅ側を電極Ｂに接続し、第４の電流経路はエネルギー源の−ｖｅ側を電極Ａに接続する。第３の電流経路は、２つの「トーテムポール」ＳＣＲであるＳＣＲ１およびＳＣＲ２を含み、第４の電流経路は、さらなるＩＧＢＴであるＩＧＢＴ２を含む。第１および第２の電流経路は、第１の電流経路が２つのトーテムポールブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）を有して示されることを除いて、上記と同様である。これらのＵＳＤは、図３に示すものと同様であってよい。上述した理由のために、ＳＣＲは絶縁ゲート駆動部を有する。
【００３９】
動作時に、エネルギー源１６０はまず、トーテムポールＵＳＤの閾値Ｖｔｈを上回る電圧まで充電される。次に、時間ｔ０（図８を参照）において、デバイスＩＧＢＴ１には、これを低インピーダンス状態にするゲートパルス６４が加えられる。これにより、実質的にエネルギー源の電圧全体がトーテムポールＵＳＤ（上述のように、回路が耐え得る電圧を増加させるために２つのＵＳＤが用いられる）間に加えられる。したがってＵＳＤはオンとなり（デバイスＳＣＲ１、ＳＣＲ２およびＩＧＢＴ２は高インピーダンス状態のままである）、負荷を電極Ａから電極Ｂまで電流が流れる。負荷がエネルギーをエネルギー源から取り除くと、エネルギー源が加える電圧は減衰する。後の時間ｔ１において、ＩＧＢＴ１はゲート信号を取り除かれて高インピーダンス状態に戻る。これにより、回路内の電流がほぼゼロに低減され、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）が高インピーダンス状態に戻る。瞬間ｔ１は、その時点でエネルギー源に残存する電圧が、トーテムポールデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）の閾値Ｖｔｈよりも低くなるように選択される。
【００４０】
次に、ｔ１の直後の時間ｔ２において、デバイスＩＧＢＴ２、ＳＣＲ１およびＳＣＲ２に同時ゲート駆動パルス６４'が加えられて、これらのデバイスを低インピーダンス状態にする。すると放電電流は、負荷を反対方向に、すなわち電極Ｂから電極Ａへ流れる。さらなる所定時間が経過すると、ｔ３においてデバイスＩＧＢＴ２に対するゲート駆動が取り除かれて、回路内を流れる電流はほぼゼロに低減される。これにより、ここでもまた、２つのＳＣＲも高インピーダンス状態に戻る。結果として得られる出力は、図８に示すとおりである。
【００４１】
この回路において、ＳＣＲには絶縁ゲート駆動部が必要である。しかしながらこの場合には、このような絶縁ゲート駆動部は２つしか必要でない。従来技術で用いる方法では、少なくとも４つの絶縁ゲート駆動回路が必要であっただろう。同様に、制御しなければならないデバイスは、従来必要であった６つの制御線に対し、全部で４つしかない。
【００４２】
図９は、パルス発生器の第３の実施を示す。これは、トーテムポールＳＣＲであるＳＣＲ１およびＳＣＲ２を、ヒステリシス付きトーテムポールブレークアンダーＵＳＤであるＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）に置き換えたという点で図７の実施と異なる。
【００４３】
動作時に、エネルギー源１６０はまず、トーテムポールブレークオーバーＵＳＤの閾値Ｖｔｈより高く、かつトーテムポールブレークアンダーＵＳＤの電圧上限Ｖｈより高い電圧まで充電される。次に、時間ｔ０（この場合にも当てはまる図８を参照）において、デバイスＩＧＢＴ１には、これを低インピーダンス状態にするゲートパルス１６４が加えられる。これにより、実質的にエネルギー源の電圧全体がトーテムポールブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）間に加えられる。他のデバイスはすべて、高インピーダンス状態に留まる（電圧が上限Ｖｈよりも高いためブレークアンダーＵＳＤ。これは、さもないとブレークアンダーＵＳＤがオンになって負荷をバイパスしてしまうため、重要である）。したがって、ブレークオーバーＵＳＤがオンになり、負荷を電極Ａから電極Ｂまで電流が流れる。負荷がエネルギーをエネルギー源から取り除くと、エネルギー源が加える電圧は減衰する。後の時間ｔ１において、ＩＧＢＴ１はゲート信号を取り除かれて高インピーダンス状態に戻る。これにより、回路内の電流がほぼゼロに低減され、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）が高インピーダンス状態に戻る。瞬間ｔ１は、その時点でエネルギー源に残存する電圧が、トーテムポールデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）の閾値Ｖｔｈよりは低いが、トーテムポールデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）の電圧上限Ｖｈと電圧下限Ｖ１の間となるように選択される。
【００４４】
次に、ｔ１の直後の時間ｔ２において、デバイスＩＧＢＴ２にゲート駆動パルス６４'が加えられて、このデバイスを低インピーダンス状態にする。すると、デバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）が、これらのデバイス間に加えられる電圧が電圧上限と電圧下限の間にあるためにオンになり、放電電流が、負荷を反対方向に、すなわち電極Ｂから電極Ａに流れる。さらなる所定時間が経過すると、ｔ３においてデバイスＩＧＢＴ２に対するゲート駆動が取り除かれて、回路内を流れる電流はほぼゼロに低減される。これにより、ここでもまた、ＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）は高インピーダンス状態に戻る。結果として得られる出力は、図８に示すとおりである。
【００４５】
特に注目すべきは、この配置には、回路内のデバイスのいずれに対しても絶縁接続ゲート制御接続がないことである。また、２つのデバイス（ＩＧＢＴ１およびＩＧＢＴ２）しか制御信号を必要とせず、これらはともに、回路接地を基準とする直接的な電気接続である。これは、サイズおよび構成要素のコストを有意に節約する。さらに、回路全体を制御するために、他の場合には５つ必要となる制御信号が２つしか必要でない。この場合、制御回路は単に、第１の位相の出力波形を生成するために１つのＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ１をパルス化し、第２の位相の出力を生成するために第２のＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ２をパルス化するだけでよい。
【００４６】
図１０は、パルス発生器の第４の実施を示す。これは、２つのＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ１およびＩＧＢＴ２を、ブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ５（ｂｏ）およびブレークアンダーＵＳＤであるＵＳＤ６（ｂｕ）にそれぞれ置き換えたという点で図９の実施と異なる。また、ＩＧＢＴ（ＩＧＢＴ３）が第２および第４の電流経路に共通して加えられている。単純化のために、当該回路は、第１および第３の電流経路において単一ＵＳＤ（それぞれＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ３（ｂｕ））を用いるが、上述のように、２つ以上のかかるデバイスを各経路においてトーテムポール接続して、より高い電圧に耐える回路の能力を増大することもできる。この構成では別の回路素子ＩＧＢＴ３を加えたが、出力回路は完全に自動的であり、ＡおよびＢ間で負荷に接続されるデバイスはすべて制御されない。必要とされる唯一の制御信号は、共通の大地帰路におけるＩＧＢＴ３のゲートへの信号である。
【００４７】
動作時に、ブレークオーバーデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも大きさが大きく、かつＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）を低インピーダンス状態にする閾値範囲に入らないほど十分に高い電圧までエネルギー蓄積装置１６０を充電してしまうと、ＩＧＢＴ３に加えられるゲート駆動パルス６４がＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）をオンにして、負荷に電流をＡからＢの方向に流す。所定の時間後にＩＧＢＴ３へのゲート駆動を取り除くことで、上述のように、回路内の電流がほぼゼロまで低減され、すべてのデバイスが高インピーダンス状態に戻ることになる。この場合にエネルギー蓄積装置全体の電圧がＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも低く、さらにこの電圧は、ブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）が低インピーダンス状態に入るのに必要とされる閾値内であるという条件で、第２のゲートパルス１６４をＩＧＢＴ３に加えると、負荷を電流が反対方向にＢからＡへ流れるようになる。これにより、ここでもまた、図８の二相波形が生成される。
【００４８】
回路全体を完全に動作させるために、デバイスのいずれにも絶縁接続が必要ないだけでなく、ゲート駆動信号を加えられる必要があるのは１つの単一デバイスのみであることに留意されたい。この配置は、ＵＳＤ１（ｂｏ）、ＵＳＤ５（ｂｏ）、ＵＳＤ３（ｂｕ）、ＵＳＤ６（ｂｕ）およびＩＧＢＴ３を含む出力回路全体が単一集積固体構成要素として容易に実施され得ることを意味することが理解されるであろう。これは、出力段全体が、５つの接続しか必要としない単一封止集積モジュールとなることをさらに意味する。これらの接続は、共通接地接続と、エネルギー源からの入力と、電極ＡおよびＢへの２つの出力接続と、当該モジュールを制御する共通接地を基準とする単一入力制御接続とであるだろう。図１１は、このような集積回路６６を含む回路のブロック図を示す。ＩＧＢＴのゲート駆動回路でさえも、当該回路への制御端子が標準のＴＴＬタイプの信号を必要とするままで、モジュールに含むことができることに留意されたい。これは、コスト、サイズおよび複雑性について膨大な節約を意味する。
【００４９】
図１０に示す実施の変形であり、単一集積回路部品としての出力回路とともに同様に形成され得るパルス発生器の第５の実施において、エネルギー源は、受動コンデンサではなく、プログラマブルな能動電源１６８である。図１２ａを参照すると、この場合にエネルギー源は、プログラムド定ＤＣ電圧を供給するように設計される。この電圧が、ブレークオーバーデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の伝導閾値Ｖｔｈより高く、かつブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）の低インピーダンス閾値範囲より高いレベルに設定されることにより、電流が負荷をＡからＢへ再び流れる。次に、ゼロボルトの電圧を所定時間にわたって供給するようにプログラマブル電源を設定することにより、すべてのデバイスが高インピーダンス状態に戻る。ＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも低く、かつブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）が低インピーダンス状態に入るために必要な閾値範囲内である電圧を供給するようにプログラム電源をさらに設定することにより、電流が反対方向にＢからＡへ流れることになる。結果として得られる波形が、一例として図１２ｂに見られる。回路配置内に追加のＵＳＤを配置することによって、いくつかのエネルギー源を選択可能とすることも可能である。この場合、どのエネルギー源を用いて出力回路に供給を行うかは、必要なパルス波形を達成するのに望ましいときにいつでも選択することができる。
【００５０】
ＵＳＤまたは他の固体デバイスを含むさらなる電流経路を、上述の回路のいずれにおいてもエネルギー源と電極ＡおよびＢとの間に追加することが可能であり、よって、第３、第４またはそれ以降の位相を所定の極性に加えることが可能であることが理解されるべきである。
【００５１】
実際には回路の確かな動作のために、さらなる保護構成要素が必要となり得ることも理解されるべきである。一例として、インダクタをエネルギー源の出力と直列に設けて、回路内の電流の変化率を制限することができる。このような追加は、当業者には周知である。
【００５２】
図１ないし図３において、コネクタ４８において終端するケーブル３６は、数本の電線（wires）を有し得る。図３には、このような電線が３本示される（４８Ａ、４８Ｂおよび４８Ｃ）。電線４８Ａおよび４８Ｂは２つの目的を兼ねる。これらは、内因性心臓活動（intrinsic cardiac activity）すなわちＥＣＧを感知するために用いられる。感知された信号はカスタムＩＣ７０に送られて、このカスタムＩＣ７０が、これらの信号に対して信号処理を行ってマイクロプロセッサ６６に送る。マイクロプロセッサはＥＣＧを用いて、患者の現在の状態を判断する。
【００５３】
電線４８Ａ、４８Ｂの第２の機能は、パルス発生器８０からの除細動パルスを供給することである。
【００５４】
インピーダンス検出回路８２も設けられ得る。この回路は、電線４８Ａ、４８Ｂ間に接続されて、除細動パルスを加えるために用いられるパッド（図示せず）のインピーダンスを検出するために用いられ得る。このインピーダンスは、カスタムＩＣ７０に供給されて、電線４８Ａ、４８Ｂが開いておらず、パッドが患者に適切に取り付けられていることを確認するために用いられ得る。
【００５５】
ケーブル３６とその終端ブロック３４Ａは、メモリ８４に格納されるＩＤコードによって一意に識別されることが好ましい。終端ブロック３４は、患者（図示せず）に取り付けられる電極またはパッドに接続される。メモリ８４に格納されるコードは、カスタムＩＣ７０が第３の電線４８Ｃを用いて得ることができる。このコードは、あらゆるパルスが加えられる前にチェックされて、適切なケーブルがＡＤＭ３２とともに用いられていることを確実にする。
【００５６】
ＡＤＭ３２は以下のように動作する。まず、ＡＤＭ３２は機械的および電気的に監視装置１２に取り付けられて、この２つが単一集積複合システム１０を形成できるようにする。機械的接続は、当業界で周知のブラケットまたは他の結合素子を用いて実施できるため、ここでは説明しない。電気的接続は、電源（用いられる場合）用のケーブル４０と、シリアルケーブル３８とを含む。
【００５７】
ＡＤＭ３２は、いったん取り付けられると、患者に関して構成され得る。この目的のために、臨床医は、正面５２上のキーを操作して、あるいは患者監視装置を介して構成モードに入る。このモードにおいて、臨床医は、患者に施す除細動治療に関連するパラメータを選択することができる。臨床医はまた、ＡＤＭ３２が全自動モード、助言モード、手動モード、またはペーサモードのいずれで動作するのかを設定することができる。典型的に、自動モードにおいてＡＤＭ３２は、患者の状態を監視し、細動が検出された場合には、二相パルス発生器からのパルスが自動的に患者に送出される。助言モードにおいて、ＡＤＭ３２は患者を監視して、患者の状態の音声および／または視覚表示（細動発作の表示を含む）を生成し、デバイスが除細動パルスを送出する準備をするが、除細動パルスは、臨床医が送出しない限り加えられない。手動モードにおいて、ＡＤＭ３２の動作は完全に臨床医の管理下にある。ペーサモードでは、臨床医が、ペーシングプロトコルを選択し、ペーシングパルスを患者に送出する。臨床医は、これらすべての動作に必要なパラメータを、ノブ５６およびスイッチ５８を介して、ディスプレイ５４に表示されるプロンプトに応答して入力する。図面では、患者の内因性心臓活動の感知と、高電圧二相除細動パルスの送出との両方について同一の電線を示す。当然、適切な電極および／またはパッドで終端する別個の電線も同様に用いることができる。このように、ＡＤＭ３２は、当業界で周知のプロトコルのいずれかを用いて除細動（または他の種類の）治療を患者へ送出することができる。用いられ得るいくつかのプロトコルを説明する体外式除細動器が、同一出願人による、AUTOMATIC EXTERNAL CARDIOVERTER/ DEFIBRILLATOR WITH TACHYARRHYTHMIA DETECTOR USING A MODULATION (AMPLITUDE AND FREQUENCY) DOMAIN FUNCTIONと題する同時係属出願第０９／４５２，５０７号（１９９９年１２月１日提出、参照により本明細書中に援用される）に記載される。当然、他のプロトコルおよび動作モードも同様に用いることができる。
【００５８】
重要なことには、ＡＤＭ３２は動作時に、シリアルケーブル３８を介して監視装置１２とデータを連続して交換する。たとえば、ＡＤＭ３２は、患者の状態を判断するためにＥＣＧのデジタル表現を生成する必要がある。このデジタルＥＣＧは、監視装置のディスプレイ１８に伝送される。マイクロプロセッサ６６の指示の下で、ＡＤＭ３２は、たとえば現在の動作モード（手動、助言、自動）を含む様々な他の情報を監視装置１２へ送ることができる。ＡＤＭ３２はまた、動作の様々な段階を記述するデータ（患者の状態、二相パルス発生器のコンデンサの電圧、コンデンサを公称電圧まで充電するために必要な時間、次のパルスが加えられるまでの時間、最後のパルスから経過した時間、患者に加えられたパルス数、ＡＤＭがパルスを加える準備状況などを示すデータを含む）を送ることができる。ＡＤＭ３２はセルフテスト機能も含み得る。このセルフテストの結果も同様に監視装置へ送ることができる。監視装置１０に送られる情報は、直ちにディスプレイ１８に表示されても、ハードコピーのためにプリンタ２８へ送られても、また、監視装置のメモリ（図示せず）に格納されてもよい。さらに、監視装置がネットワークに接続される場合、ＡＤＭ３２からのデータは他の位置に伝送されてもよい。
【００５９】
監視装置１０は、受信したデータの確認を含むデータをＡＤＭ３２に送ることもできる。典型的に監視装置１２は、患者の、血圧、脈波型動脈血中酸素飽和度（ＳｐＯ）2、二酸化炭素（ＣＯ2）、換気量、および心拍出量などの１つまたは複数の生理機能を監視することが可能であり得る。監視装置には、デジタルＥＣＧ信号を生成できるものもあり得る。ＡＤＭ３２が電極により検出するＥＣＧ信号はより確かであろうと思われるが、監視装置からの外部ＥＣＧ信号を、ＥＣＧ信号が局所的に検出できない場合のバックアップとして、またはＡＤＭによる局所ＥＣＧ信号の妥当性を確認する手段として用いることができる。さらにＡＤＭ３２は、患者の状態および他の情報を患者の他の生理的パラメータに基づき同様に判断するように適合されてもよい。たとえば、ＡＤＭ３２は、監視装置１２が導出する生理的パラメータのいずれかを用いて、ＡＤＭ３２が施すべき治療を要する心臓の状態を患者が有するかどうかを判断してもよい。これらの他の生理的パラメータもまた、監視装置１２によってＡＤＭ３２に提供され得る。
【００６０】
さらに、メモリ６８は、データ記録目的に不十分である場合がある。したがって、ＡＤＭ３２は一部のデータを、監視装置１２のメモリ３０に格納するために送る場合がある。この場合、監視装置１２はこのデータを、要求に応じてＡＤＭ３２に戻すことができる。
【００６１】
上述のように、ＡＤＭ３２は、セルフテストを行うように、また患者の状態を監視するように適合される。ＡＤＭ３２が誤動作している可能性があることをセルフテストが示す場合、または臨床医の注意を喚起すべき患者の状態が検出された場合には、ＡＤＭ３２は、アラーム信号を生成するように適合される。このアラーム信号は、ＡＤＭ３２および／または監視装置１２の可聴信号および視覚信号を作動させるために用いられ得る。さらに、これらの信号は、インターフェース２２に接続される通信ネットワークを介してリモート位置へ伝送され得る。この通信ネットワークには、有線または無線ネットワークを用いることができる。したがって、本明細書中において「ネットワーク」という用語は、情報をシステム１０から別の位置へ伝送可能なあらゆるアナログまたはデジタル通信ネットワーク（数例を挙げれば、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワーク、インターネット接続、ページング携帯電話、テレメトリ、および衛星通信を含む）を網羅すべく非常に広範に用いられる。
【００６２】
現在利用可能な監視装置には、Ｓｐａｃｅｌａｂｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｆｌｅｘｐｏｒｔ Ｐｒｏｔｏｃｏｌなどの標準プロトコルを用いて、ＡＤＭ１２などの他の装置とインターフェースできるように設計されるものがある。このようなプロトコルが特定の監視装置に利用可能でない場合、ＡＤＭ３２は、監視装置１２に特有の固有のプロトコルを用いて当該監視装置１２と通信できるようにプログラムされ得る。
【００６３】
要約すれば、様々な機能を共有できるように患者監視装置と統合できる自動除細動モジュールが記載される。より具体的には、ＡＤＭ３２は、患者の状態を分析し、必要であれば治療パルスを生成するために必要な構成要素を含む。デジタルＥＣＧおよびＡＤＭ３２の動作を示す他の信号を含むＡＤＭ３２からのデータは、表示、印刷、および／または格納のために監視装置１２へ送られる。したがってＡＤＭ３２は、ＡＤＭ自体のＥＣＧディスプレイ、プリンタまたはデータ記録メモリを有しても有さなくてもよい。監視装置とＡＤＭの組み合わせ全体は、空間をあまり要さず、費用効率がよく、同じＡＤＭを多くの異なる患者監視装置とともに用いることができることから非常にフレキシブルであることが期待される。
【００６４】
上述の実施形態において、ＡＤＭ３２のプログラミング情報は、患者に特有の情報が監視装置１２に表示または他の方法で提供されている間に、ＡＤＭの正面上の制御部を用いて入力される。当然ながら、他の配置も同様に行うことができる。たとえば、プログラミング情報を監視装置１２から入力し、かつ／または、患者に特有の情報の一部をＡＤＭ３２により表示することができる。さらにＡＤＭ３２は、ＡＤＭ３２からの情報専用である、または監視装置１２により共有され得るプリンタを組み込むこともできる。さらにＡＤＭ３２は、ＥＣＧのほかに他の生理的パラメータも感知し、これを監視装置１２に伝送するようにも配置され得る。
【００６５】
明らかに、本発明に対して、併記の請求項に定義される発明の範囲を逸脱することなく多数の変更を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】患者監視装置と自動除細動器を組み合わせたシステムのブロック図である。
【図２】図１のシステムのための自動除細動モジュールのいくぶん概略的な等角投影図である。
【図３】図１のシステムに組み込まれる自動除細動モジュールの制御アセンブリのブロック図である。
【図４ａ】２つのＳＣＲを「トーテムポール接続」し、この２つのデバイスの組み合わせが単一デバイスよりも高い電圧に耐え得るようにした回路を示す図である。
【図４ｂ】Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｃ】Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｄ】Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｅ】ブレークオーバーＵＳＤの回路図である。
【図４ｆ】ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｇ】ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｈ】ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図５ａ】ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号および回路図をそれぞれ示す図である。
【図５ｂ】ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号および回路図をそれぞれ示す図である。
【図６】パルス発生器の第１の実施を用いる除細動器の回路図である。
【図７】パルス発生器の第２の実施を用いる除細動器の回路図である。
【図８】図７の実施により生成することができる波形の一例を示す図である。
【図９】パルス発生器の第３の実施を示す除細動器の回路図である。
【図１０】パルス発生器の第４の実施の回路図である。
【図１１】出力回路を単一封止集積回路部品として実施するパルス発生器を示す図である。
【図１２ａ】パルス発生器の第５の実施の回路図である。
【図１２ｂ】図１２ａの実施形態により生成することができる波形の一例を示す図である。
【符号の説明】
【００６７】
１２ 監視装置（患者監視装置）、１４ センサ（患者監視センサ）、１６ データプロセッサ（信号プロセッサ）、２８ プリンタ、３２ 除細動モジュール、８０ パルス発生器。
【技術分野】
【０００１】
［発明の背景］
Ａ．発明の分野
本発明は、抗頻拍性不整脈治療を患者に提供するように配置および構成される体外式除細動モジュールに関する。特に、手動の介入なしでショックを送出する全自動モード、助言（advisory）モード、手動モード、およびペーサモードを含むいくつかの動作モードを有する自動体外式除細動モジュールを記載する。本発明はさらに、標準または独自プロトコルを用いてある種の機能および情報を共有する患者監視装置と統合するために配置および構成される除細動モジュールに関する。
【背景技術】
【０００２】
Ｂ．従来技術の説明
除細動器は、異常に高い心拍を有する心臓病患者に電気治療を施すデバイスである。２種類の除細動器、すなわち、静脈を通って心室へ延びるリードとともに患者の皮下に埋め込まれる体内式除細動器と、患者に（通常は一時的に）取り付けられる体外式除細動器とが現在利用可能である。体外式除細動器はほとんどの場合に緊急時に、たとえば患者が心停止に陥っている場合か、心停止が切迫している場合に用いられる。したがって体外式除細動器は典型的に、医師または他の訓練を受けた職員が始動させねばならない手動デバイスである。体内式すなわち埋め込み型除細動器は、他の手段では十分に治療できない特定の明確な心臓欠陥を有する患者に対する恒久的な解決として埋め込まれる。これらは通常、自動モードで動作する。
【０００３】
同一出願人による特許文献１は、体外式除細動器を開示する。参照により本明細書中に援用される、同一出願人による特許文献２および特許文献３は、体外式除細動器を開示する。
【０００４】
【特許文献１】米国特許第５４７４５７４号明細書
【特許文献２】米国特許第４５７６１７０号明細書
【特許文献３】米国特許第５４７４５７４号明細書
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
臨床医または他の医療従事者が患者の様々な生理的パラメータを監視および表示できるいくつかの患者監視システムがモジュラー形式で現在利用可能である。これらのユニットは典型的に、患者からデータを取得し、データを電子的に格納し、患者の生理的状態についての情報を表示するために協働するいくつかのサブアセンブリモジュールを含む。システムは、一定の基準が満たされると可聴および／または視覚アラームを生成するようにも適合され得る。システムのなかには、たとえば病院の一部さらには全体をカバーする、様々な目的のためにデータが交換される通信ネットワークに統合され得るものもある。このタイプの監視システムは、GE Marquette Medical Systems（Milwaukee, Wisconsin）、Agilent Technologies（Andover, MA）、Spacelabs Medical（Redmond, Washington）、および多くの他の会社から入手できる。しかしながら、これらのシステムは典型的に、主な目的が監視、情報の収集、およびアラームの生成であるという点で受動的である。これらのシステムは治療を提供することができない。
【課題を解決するための手段】
【０００６】
［発明の目的および概要］
本発明の目的は、患者の現在の心臓の状態を検出すること、および必要に応じて患者に適切な治療を提供することが可能な自動除細動モジュールを提供することである。
【０００７】
さらなる目的は、情報および他の共通機能を共有できる方法で患者監視システムとインターフェースできる自動除細動モジュールを提供することである。
【０００８】
さらに別の目的は、事前にプログラムされたショックパラメータに従って、係員（attendant）からの指示（prompting：プロンプティング）なしで随時にショックを加える自動モードと、ショックを与えるリズム（shockable rhythm）を係員に警告はするが、ショックの適用は係員が開始しなければならない助言モードと、ショックがいつどのように適用されるべきかは係員が決め、事前にプログラムされたショックパラメータは無視される手動モードと、ある種の心臓事象（cardiac event）をペーシングするペーサモードとを含むいくつかの動作モードを有する体外式除細動モジュールを提供することである。
【０００９】
本発明の他の目的および利点は、以下の本発明の説明から明らかになるだろう。
【００１０】
簡潔に言えば、本発明に従って構築される複合監視システムは、患者の生理的特性を感知するように配置されるセンサ、当該センサに結合されて、当該センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む患者監視装置と、当該患者監視装置に選択的に結合されるように適合される除細動モジュールであって、コマンドに応答して患者に対して治療パルスを送出するパルス発生器、および当該除細動モジュールの動作を示す表示信号を生成するように配置されるデータ発生器を含む除細動モジュールとを備え、上記患者監視装置および上記除細動モジュールは、結合されると協働して、上記表示信号を上記出力部材へ伝送し、それによって上記出力部材が、上記患者特性のうちの１つおよび上記表示信号に対応する出力信号を生成する。患者監視装置は、監視中の生理的特性または除細動モジュールの動作に関する情報のいずれかと関連する信号またはデータを表示するために用いることができるディスプレイを含み得る。患者監視装置はまた、可聴アラームと、視覚アラームと、プリンタと、データをリモート位置へ送ることができるネットワークへの接続とを含み得る。これらの構成要素はすべて、患者監視装置と除細動モジュールの間で共有され得る。除細動モジュールと患者監視装置の間のデータは、監視装置に標準化されたプロトコルまたは独自プロトコルのいずれかを用いて交換される。
【発明の効果】
【００１１】
本発明は、上述の課題を解決する。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
［発明の詳細な説明］
ここで図１を参照すると、本発明に従って構築される複合システム１０は、患者（図示せず）へと延びる１つまたは複数のセンサ１４に接続される汎用患者監視装置１２を含む。センサ１４は、体温、圧力、心拍数、呼吸機能などの１つまたは複数の生理指標（physiological indicia）を患者から得るために用いられる。監視装置１２は、データプロセッサ１６と、ディスプレイ１８と、電源２０と、たとえば標準的なシリアルまたはパラレルポート、あるいは他の構成要素および／または通信ネットワーク（図示せず）と情報を交換するために用いることができる任意の他のデータインターフェースとすることができるデータインターフェース２２とを含む。監視装置１２はまた、可聴アラーム２４と、視覚アラーム２６と、プリンタ２８とを含むことができる。
【００１３】
監視装置１２のデータプロセッサ１６は、センサにより患者からの情報を収集し、この情報を処理し、プログラミングに基づいて、患者の状態に関するレポートを作成する。この状態はディスプレイ１８に表示させることができ、また選択的に、レポートのハードコピーをプリンタ２８によって提供することができる。状態情報はまた、インターフェース２２および通信ネットワークを介してリモート位置へ伝送され得る。監視装置１２はまた、患者の状態に関する情報を記録するメモリ３０を含むことができる。データプロセッサ１６はまた、患者の異常状態または危険状態を示すようになるよう選択されるある種の所定の範囲または閾値を生理的パラメータのいくつかが越えるかどうかを判定するように適合され得る。このような事象が検出されると、データプロセッサは可聴アラーム２４および／または視覚アラーム２６を作動させて、危険状態が検出されたことを示すことができる。
【００１４】
図１に示すように、監視装置１２に関連して、自動除細動モジュール（ＡＤＭ）３２が提供されている。このＡＤＭは、ケーブル３６を介してＡＤＭ自体のセンサまたは除細動パッド３４の組に接続される。ＡＤＭ３２を独立ユニットではなくモジュールとして提供する目的は、監視装置１２の機能および構成要素のいくつかをＡＤＭ３２が共有できるようにするためである。この目的のためにＡＤＭ３２は、データケーブル３８を介して監視装置１２に接続される。ＡＤＭ３２への電力は電源がケーブル４０を介して提供することができるか、代替的に、ケーブル４０を標準ライン電圧コンセント（outlet）（図示せず）に接続することができる。
【００１５】
次に図２を参照すると、この構成のＡＤＭ３２は、３つのアセンブリ、すなわちバッテリーパック４２と、ＡＣ電源および二相パルス発生器を含むアセンブリ４４と、制御盤４６とからなる。バッテリーパック４２は、ＡＣ電源からのエネルギーを用いることにより再充電可能であってもよい１つまたは複数のバッテリーからなる。ＡＣ電源は、ケーブル４０によって監視装置１２または他のライン電圧源へ接続される。バッテリーパックは、アセンブリ４４の二相パルス発生器に高エネルギーを提供するために用いられる。このエネルギーは、ＡＣ電源が故障した場合に補助電源として用いられる。除細動パルスは、ケーブル３６によって患者へ伝送される。この目的のために、ケーブル３６には、アセンブリ４４のコネクタ５０と結合するコネクタ４８が設けられる。
【００１６】
制御アセンブリ４６は、ＡＤＭ３２の動作を制御するために必要な構成要素を備える。図２に示すように、アセンブリ４６は、ディスプレイ５４が形成された正面５２を含む。また面５２には、コントロールノブ５６と、複数のパネルスイッチ５８とが備えられる。スイッチ５８の各々には、表示灯６０が組み込まれる。これらの灯はオプションであり、省略してもよい。
【００１７】
制御アセンブリ４６には、２つのシリアルポート６２、６４がさらに設けられる。シリアルポート６２は、ケーブル３８を介して監視装置１２に接続される。他方のポート６４は、ＡＤＭ３２を他の構成要素に接続するために用いられ得る。
【００１８】
アセンブリの数および機能的区分よりも各構成要素の総括的機能のほうが重要である。別の実施では、備えるアセンブリはより多くてもより少なくてもよい。
【００１９】
図３はＡＤＭ３２のブロック図を示す。制御アセンブリ４６は、マイクロプロセッサまたはコントローラ６６と、フラッシュメモリ６８と、たとえばＦＰＧＡ設計を用いて作成することができるカスタム制御ＩＣ７０とを含む。マイクロプロセッサ６６は、シリアルポート６２と、スイッチ５８と、表示灯６０と、フラッシュメモリ６８と、カスタムＩＣ７０とに接続されて、ＡＤＭ３２の動作を制御できるようになっている。フラッシュメモリ６８は、事前に設定されるか臨床医が選択することができるＡＤＭ３２の様々な動作パラメータを格納するために用いられる。これらのパラメータは、スイッチ６０と併せてメニューコントロールノブ５８により、あるいは患者監視装置を介して設定することができる。
【００２０】
灯６０はマイクロプロセッサ６６またはカスタムＩＣ７０のいずれかによって作動される。上述のように、ＡＤＭ３２は、可聴表示信号ならびに視覚表示信号を生成することができる。可聴信号は、監視装置１２および／または外部スピーカー７２（図１および図２には図示せず）へ伝送され得る。これらの可聴信号は、マイクロプロセッサ６６および／またはカスタムＩＣ７０によって生成され得る。
【００２１】
構成要素５０は、電源７４と、充電器７６と、アラーム電源ユニット７８と、二相パルス発生器８０と（すべて図３に示す）を含む。アラーム電源ユニット７８は、スピーカ７２（存在する場合）を駆動するために必要な電力を提供する。充電器７６は、バッテリーパック４２を充電するために用いられる。
【００２２】
二相パルス発生器８０は、電源７４またはバッテリーパック４２のいずれかからＤＣ電力を受ける。パルス発生器８０は、マイクロプロセッサ６６からの命令に従って二相パルスを生成する。
【００２３】
次に二相パルス発生器８０の幾分好ましい実施を説明するが、この実施は本発明の一部を構成せず、他の実施も同様に用いられ得ることが理解される。
【００２４】
本明細書中に記載するパルス発生器は、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの特性を有するデバイスまたは回路を用いる。このデバイスまたは回路を本明細書中では、上で定義したように非制御（uncontrolled）固体デバイス（ＵＳＤ）と呼ぶ。ＳＣＲやＩＧＢＴとは異なり、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、高インピーダンス状態から低インピーダンス状態に惹起される（initiate）ためにゲート駆動信号を必要としない。図４ｂは、ドーピング濃度がそれぞれＰ１、Ｎ１、Ｐ２およびＮ２である４層シリコンデバイスとしてのＳｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成を示す。
【００２５】
図４ｃは、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードを表すために用いられる記号を示す。接続端子が２つしかないことに留意されたい。本質的にＳｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、加えられる信号の極性がデバイスを順方向にバイアスする特定の方向にある場合にデフォルトの高インピーダンス状態からインピーダンス低下の状態にしか変化し得ないという点で単向性である（図４ｄを参照）。極性が反対の信号を加えても、電圧が逆方向ブレークダウン電圧（Ｖｒ）を越えない限り、デバイスの状態は変化しない。Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの特性は、電圧をデバイス全体に順方向バイアス方向に加えると、この電圧が所定の閾値（Ｖｔｈ）を越える場合に、デバイスは低インピーダンス状態にのみ変化するということである。しかしながら、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードは、容易に商業的に入手可能でなく、典型的に小さい電圧および電流にしか耐え得ないものである。しかしながら、この制限は、高い電圧および電流に対して等価の機能を果たす他の商業的に入手可能なデバイスを配置することによって克服することができる。
【００２６】
図４ｅは、Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードと等価である、ＤＩＡＣおよびＴＲＩＡＣを用いる「ブレークオーバー」ＵＳＤの高電圧、高電流の実施である。図３の回路全体は、２つの端子、すなわち陽極Ａ'および陰極Ｋ'しか有さないことに留意されたい。ＴＲＩＡＣは、ゲート端子ｇに適切な電圧が加えられると高電流を流す低インピーダンス状態へ変化することになる。抵抗器Ｒ１およびＲ２の組み合わせは、陰極Ｋ'を基準とする電圧Ｖｂまで電圧ＶをトランジスタＴ１のベースにおいて分割する分圧器を形成する。ここで、Ｖｂ＝Ｖ［Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２）］である。トランジスタＴ１のエミッタフォロワ構成により、点ＸにおいてＤＩＡＣに加えられる電圧は、電圧Ｖｂよりも約０．７ボルト下に維持される。
【００２７】
ＤＩＡＣは、ＤＩＡＣの両端の電圧が閾値電圧Ｖｄを越えない限り、デフォルトの高インピーダンス状態のままである。したがってＵＳＤは、この電圧閾値が越えられない限り、Ａ'とＫ'の間で高インピーダンスのままである。しかしながら、Ｘにおける電圧がＤＩＡＣの閾値Ｖｄを越える場合、ＤＩＡＣは折り返されて電圧がＴＲＩＡＣのゲートに生じ、次にＴＲＩＡＣが、Ａ'とＫ'の間に高電流を流す低インピーダンス状態へ変化することになる。したがって、ＵＳＤの状態が変化する全体の電圧は、分圧器Ｒ１／Ｒ２によって正確に設定され得る。ＵＳＤ全体の、すなわち端子Ａ'およびＫ'間の電圧Ｖが一定の閾値Ｖｔｈに達する場合にＵＳＤを低インピーダンス状態へ変化させることを所望する場合、Ｒ１およびＲ２の値を、この電圧ＶｔｈによりＸにおける電圧がＤＩＡＣ閾値電圧Ｖｄと等しくなるように選択する。すなわちＲ１およびＲ２について等式Ｖｄ＝［Ｖｔｈ（Ｒ２／（Ｒ１＋Ｒ２））］−０．７を解く。抵抗器Ｒ３は、ＴＲＩＡＣのゲート端子に流れ込む電流を制限して、端子Ａ'およびＫ'間の比較的高い電圧によりゲートが損傷を受けることを防ぐ。Ｒ１とＲ２の比率によって決定されるデバイスの状態の変化と、Ｔ１の電流増幅率によりＲ３が行うＤＩＡＣへの供給とにより、Ｒ１およびＲ２の両方の値が高く保たれ得ることに留意されたい。Ｒ１およびＲ２に高インピーダンス値を用いるということは、この高インピーダンス状態において、ＵＳＤからの漏電電流が非常にわずかであることを意味する。ダイオードＤ１は、逆バイアス方向のあらゆる電流フローに対抗し、事実上、ＵＳＤの逆方向ブレークダウン特性を決定する。
【００２８】
最初の高インピーダンス状態から低インピーダンス状態にすることができるあらゆるデバイスを図４ｅのＴＲＩＡＣの代わりに用い得ることに留意されたい。ＵＳＤはたとえば、ＩＧＢＴ、ＳＣＲ、ＦＥＴ（電界効果トランジスタ）またはＢＪＴ（バイポーラ接合トランジスタ）の組み合わせを用いることもできる。当業者には、考え得る様々な実施が分かるであろう。
【００２９】
図４ｆは、陽極Ａ'および陰極Ｋ'間の瞬間電圧が、明確に定義された閾値Ｖ１は上回るものの、さらに高い電圧閾値Ｖｈは上回らない場合に、デバイスが低インピーダンス状態へ変化するように構成された別のＵＳＤを示す。換言すれば、図４ｆのデバイス全体に加えられる電圧Ｖが、Ｖ１からＶｈまでの明確に指定された範囲内にある場合に、デバイスは低インピーダンス状態に入るが、電圧Ｖがこの範囲外にある場合、デバイスはデフォルトの高インピーダンスモードに留まることになる。この特殊な特性により、このデバイスは「ブレークアンダー（breakunder）」ＵＳＤと称される。図４ｇおよび図４ｈは、このデバイスの回路記号およびＩ−Ｖ特性をそれぞれ示す。
【００３０】
図４ｆのブレークアンダーＵＳＤの実施は図４ｅのブレークオーバーデバイスの実施と同様である。主な違いは、コンデンサＣ１および第２のトランジスタＴ２があることである。コンデンサＣ１は、Ｒ１全体の電圧の変化率を制限する。これにより、ＤＩＡＣ全体の電圧の変化率が制限される。ＤＩＡＣ全体の電圧の上昇は遅いため、ＤＩＡＣ電圧が閾値Ｖｄに達するよりも前に、分圧器Ｒ４／Ｒ５によって決定されるＴ２のベースにおける電圧ＹがＴ２のベースエミッタ接合全体の順方向バイアス電圧よりも上に上昇する場合、トランジスタＴ２がオンになってＴＲＩＡＣのゲートをＫ'に短絡させ、よって、いかなる電流がＴＲＩＡＣのゲートに流れ込むことも抑制する。この配置を用いると、電圧上限Ｖｈを分圧器Ｒ４／Ｒ５によって設定することができ、下限Ｖ１は上記のようにＲ１／Ｒ２によって設定することができる。
【００３１】
任意のブレークアンダーデバイスをさらに配置して、その端子間に上限Ｖｈを越えるのに十分大きな電圧がいったん加えられてデバイスを高インピーダンス状態に保つと、加えられた電圧の大きさが低下した場合にデバイスは高インピーダンス状態のままであるようにすることができる。このモードにおいて、低インピーダンス状態に変化させるためには、電流をほぼゼロに低減させてから再び加えねばならない。この後者のデバイスを、ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤと呼ぶ。
【００３２】
図５ａは、ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号を示す。図５ｂは、図４に示すブレークアンダーデバイスに基づくデバイスの実施を示す。差異のみを説明する。ここでトランジスタＴ２は、第２のＤＩＡＣであるＤＩＡＣ２に供給を行う第２のエミッタフォロワを形成する。点Ｙにおける電圧は、Ａ'、Ｋ'間の電圧Ｖが上限Ｖｈに等しいときにＤＩＡＣ２の閾値に等しい値を持つように設計される。図５ｂから、点Ｘにおける電圧と異なり、点Ｙにおける電圧は、即座にＶに追随し、Ｒ４およびＲ５によって設定される比率に従うある割合のＶとなることがわかる。電圧ＶによりＹにおける電圧がＤＩＡＣ２の電圧閾値を越えると、第２のＴＲＩＡＣであるＴＲＩＡＣ２は低インピーダンス状態に入ることになる。ＴＲＩＡＣ２が低インピーダンス状態に入るとすぐに、Ｔ１のベースにおける電圧Ｖｂはほぼゼロに低減されることになる。いったんＴＲＩＡＣ２が低インピーダンス状態に入ってしまうと、Ｔ１はＤＩＡＣ１に、したがってＴＲＩＡＣ１のゲートに電流を供給することができない。図４のこの「フィードバック」の強化は、一定のヒステリシスを当該配置にもたらした。この場合にＴＲＩＡＣ１が低インピーダンス状態に入る唯一の方法は、Ａ'、Ｋ'間の電圧がゼロに低減されてから、Ｒ１、Ｒ２およびＤＩＡＣ１によって設定される下限と、Ｒ４、Ｒ５およびＤＩＡＣ２によって設定される上限との間の値を持つ新たな電圧を加えることである。このデバイスは本質的に３つのモードを有し、このうちの２つが高インピーダンスモードであり、１つが低インピーダンスモードである。当該配置に加えられる瞬間電圧が下限Ｖ１よりも低い場合、Ｒ１、Ｒ２およびＴ１の組み合わせは、ＤＩＡＣ１が電流を通さず、ＴＲＩＡＣ１が高インピーダンス状態のままであることを意味する。加えられる電圧が下限Ｖ１より大きく上限Ｖｈよりは小さい場合、Ｒ４、Ｒ５およびＴ２の組み合わせは、ＤＩＡＣ２が電流を通さず、いったんＣ１全体の電圧が上昇する十分な時間が与えられると、今度はＤＩＡＣ１がＴＲＩＡＣ１のゲートへ電流を通すため、ＴＲＩＡＣ１は低インピーダンス状態に入ることを意味する。しかしながら、加えられる電圧が上限Ｖｈよりも大きい場合、Ｒ４、Ｒ５およびＴ２の組み合わせは、ＤＩＡＣ２がＴＲＩＡＣ２のゲートへ電流を通すことにより、ＤＩＡＣ１を抑制してＴＲＩＡＣ１を高インピーダンス状態に維持することを意味する。
【００３３】
図４ｅないし図５のＵＳＤのいずれもが、単一の個別集積デバイスのドープシリコン層として実施され得ることに留意すべきである。デバイスはいずれも外部制御を必要とせず、２つの端子Ａ'およびＫ'間の電圧が指定の閾値よりも上および／または下である場合に伝導するという特性を有する。別の特性は、いったん低インピーダンス状態になると、高インピーダンス状態に戻るのは、これらのデバイスを流れる電流がほぼゼロに低減される場合のみであることである。デバイスがドロップアウトする正確な電流は、用いられる特定のデバイスに依存する。
【００３４】
図６は、一対の患者電極ＡおよびＢ間で単相出力電圧パルスを提供するように設計される、除細動器の基本的な実施を示す。この除細動器は、この例では充電回路１６２によって充電されるコンデンサであるエネルギー源１６０と、制御信号１６４が発生するとコンデンサ上の電圧を電極Ａ、Ｂ間で接続する出力回路とを有する。この出力回路は、エネルギー源１６０の＋ｖｅ側を電極Ａに接続する第１の電流経路と、エネルギー源の−ｖｅ側を電極Ｂに接続する第２の電流経路とを備える。第１の電流経路はブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）を含み、第２の電流経路はＩＧＢＴであるＩＧＢＴ１を含む。ブレークオーバーＵＳＤ１（ｂｏ）は、エネルギー源１６０からの電流を、エネルギー源から加えられる電圧が閾値を上回るのに十分大きい場合に、出力電極ＡおよびＢ間で接続される負荷（患者）に流す。ブレークオーバーＵＳＤ１（ｂｏ）は、図４ｅに関連して説明したように構築され得る。
【００３５】
最初、負荷の両側から見るとＡおよびＢが高インピーダンスである。ゲート駆動パルス１６４をＩＧＢＴ１に加えると、ＩＧＢＴ１がオンになり、ＵＳＤ１（ｂｏ）全体のエネルギー源電圧全体が低下する。エネルギー源がＵＳＤ１（ｂｏ）の閾値よりも高い電圧まで充電されるならば、ＵＳＤ１（ｂｏ）は低インピーダンス状態に変化することになる。すると、エネルギー源が負荷へ放電し始める。所定時間後に駆動パルス１６４をＩＧＢＴ１のゲートから取り除くと、ＩＧＢＴ１が高インピーダンス状態に戻り、回路内の電流がほぼゼロに低減される。電流フローがほぼゼロの状態で、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）は回復し、負荷は再び、ＡおよびＢの両側で見ると高インピーダンスである。
【００３６】
電極Ａとエネルギー源の＋ｖｅ端子との間でのＵＳＤの使用は、絶縁制御回路接続が必要ないことを意味する。図６の回路における唯一の制御素子はＩＧＢＴ１のゲートである。これは回路接地を基準とするため、絶縁バリアを必要としない。従来のダイオードＤ１は、充電が完了したときに電流が充電回路へ逆流することを防ぐために用いられる。図６の回路が生成する出力は、単純な単相切頭指数波形（truncated exponential waveform）である。
【００３７】
図６は、ＵＳＤを第１の電流経路に１つしか示さないが、高インピーダンス状態の出力回路が耐え得る電圧は、上述のように２つ以上のＵＳＤを第１の電流経路においてトーテムポール接続する（totem-polling）ことにより増大され得ることが理解されるだろう。直列の２つ以上のＵＳＤは実際に、個々のデバイスの閾値の和である閾値Ｖｔｈを有する単一のＵＳＤと同様に振舞う。
【００３８】
図７は、患者電極ＡおよびＢ間で二相切頭指数出力電圧パルスを提供するように設計される除細動器の実施を示す。本質的に、図６の実施を変更して、破線で示す第３および第４の電流経路を追加した。第３の電流経路はエネルギー源１６０の＋ｖｅ側を電極Ｂに接続し、第４の電流経路はエネルギー源の−ｖｅ側を電極Ａに接続する。第３の電流経路は、２つの「トーテムポール」ＳＣＲであるＳＣＲ１およびＳＣＲ２を含み、第４の電流経路は、さらなるＩＧＢＴであるＩＧＢＴ２を含む。第１および第２の電流経路は、第１の電流経路が２つのトーテムポールブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）を有して示されることを除いて、上記と同様である。これらのＵＳＤは、図３に示すものと同様であってよい。上述した理由のために、ＳＣＲは絶縁ゲート駆動部を有する。
【００３９】
動作時に、エネルギー源１６０はまず、トーテムポールＵＳＤの閾値Ｖｔｈを上回る電圧まで充電される。次に、時間ｔ０（図８を参照）において、デバイスＩＧＢＴ１には、これを低インピーダンス状態にするゲートパルス６４が加えられる。これにより、実質的にエネルギー源の電圧全体がトーテムポールＵＳＤ（上述のように、回路が耐え得る電圧を増加させるために２つのＵＳＤが用いられる）間に加えられる。したがってＵＳＤはオンとなり（デバイスＳＣＲ１、ＳＣＲ２およびＩＧＢＴ２は高インピーダンス状態のままである）、負荷を電極Ａから電極Ｂまで電流が流れる。負荷がエネルギーをエネルギー源から取り除くと、エネルギー源が加える電圧は減衰する。後の時間ｔ１において、ＩＧＢＴ１はゲート信号を取り除かれて高インピーダンス状態に戻る。これにより、回路内の電流がほぼゼロに低減され、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）が高インピーダンス状態に戻る。瞬間ｔ１は、その時点でエネルギー源に残存する電圧が、トーテムポールデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）の閾値Ｖｔｈよりも低くなるように選択される。
【００４０】
次に、ｔ１の直後の時間ｔ２において、デバイスＩＧＢＴ２、ＳＣＲ１およびＳＣＲ２に同時ゲート駆動パルス６４'が加えられて、これらのデバイスを低インピーダンス状態にする。すると放電電流は、負荷を反対方向に、すなわち電極Ｂから電極Ａへ流れる。さらなる所定時間が経過すると、ｔ３においてデバイスＩＧＢＴ２に対するゲート駆動が取り除かれて、回路内を流れる電流はほぼゼロに低減される。これにより、ここでもまた、２つのＳＣＲも高インピーダンス状態に戻る。結果として得られる出力は、図８に示すとおりである。
【００４１】
この回路において、ＳＣＲには絶縁ゲート駆動部が必要である。しかしながらこの場合には、このような絶縁ゲート駆動部は２つしか必要でない。従来技術で用いる方法では、少なくとも４つの絶縁ゲート駆動回路が必要であっただろう。同様に、制御しなければならないデバイスは、従来必要であった６つの制御線に対し、全部で４つしかない。
【００４２】
図９は、パルス発生器の第３の実施を示す。これは、トーテムポールＳＣＲであるＳＣＲ１およびＳＣＲ２を、ヒステリシス付きトーテムポールブレークアンダーＵＳＤであるＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）に置き換えたという点で図７の実施と異なる。
【００４３】
動作時に、エネルギー源１６０はまず、トーテムポールブレークオーバーＵＳＤの閾値Ｖｔｈより高く、かつトーテムポールブレークアンダーＵＳＤの電圧上限Ｖｈより高い電圧まで充電される。次に、時間ｔ０（この場合にも当てはまる図８を参照）において、デバイスＩＧＢＴ１には、これを低インピーダンス状態にするゲートパルス１６４が加えられる。これにより、実質的にエネルギー源の電圧全体がトーテムポールブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）間に加えられる。他のデバイスはすべて、高インピーダンス状態に留まる（電圧が上限Ｖｈよりも高いためブレークアンダーＵＳＤ。これは、さもないとブレークアンダーＵＳＤがオンになって負荷をバイパスしてしまうため、重要である）。したがって、ブレークオーバーＵＳＤがオンになり、負荷を電極Ａから電極Ｂまで電流が流れる。負荷がエネルギーをエネルギー源から取り除くと、エネルギー源が加える電圧は減衰する。後の時間ｔ１において、ＩＧＢＴ１はゲート信号を取り除かれて高インピーダンス状態に戻る。これにより、回路内の電流がほぼゼロに低減され、デバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）が高インピーダンス状態に戻る。瞬間ｔ１は、その時点でエネルギー源に残存する電圧が、トーテムポールデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ２（ｂｏ）の閾値Ｖｔｈよりは低いが、トーテムポールデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）の電圧上限Ｖｈと電圧下限Ｖ１の間となるように選択される。
【００４４】
次に、ｔ１の直後の時間ｔ２において、デバイスＩＧＢＴ２にゲート駆動パルス６４'が加えられて、このデバイスを低インピーダンス状態にする。すると、デバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）が、これらのデバイス間に加えられる電圧が電圧上限と電圧下限の間にあるためにオンになり、放電電流が、負荷を反対方向に、すなわち電極Ｂから電極Ａに流れる。さらなる所定時間が経過すると、ｔ３においてデバイスＩＧＢＴ２に対するゲート駆動が取り除かれて、回路内を流れる電流はほぼゼロに低減される。これにより、ここでもまた、ＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ４（ｂｕ）は高インピーダンス状態に戻る。結果として得られる出力は、図８に示すとおりである。
【００４５】
特に注目すべきは、この配置には、回路内のデバイスのいずれに対しても絶縁接続ゲート制御接続がないことである。また、２つのデバイス（ＩＧＢＴ１およびＩＧＢＴ２）しか制御信号を必要とせず、これらはともに、回路接地を基準とする直接的な電気接続である。これは、サイズおよび構成要素のコストを有意に節約する。さらに、回路全体を制御するために、他の場合には５つ必要となる制御信号が２つしか必要でない。この場合、制御回路は単に、第１の位相の出力波形を生成するために１つのＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ１をパルス化し、第２の位相の出力を生成するために第２のＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ２をパルス化するだけでよい。
【００４６】
図１０は、パルス発生器の第４の実施を示す。これは、２つのＩＧＢＴ、すなわちＩＧＢＴ１およびＩＧＢＴ２を、ブレークオーバーＵＳＤであるＵＳＤ５（ｂｏ）およびブレークアンダーＵＳＤであるＵＳＤ６（ｂｕ）にそれぞれ置き換えたという点で図９の実施と異なる。また、ＩＧＢＴ（ＩＧＢＴ３）が第２および第４の電流経路に共通して加えられている。単純化のために、当該回路は、第１および第３の電流経路において単一ＵＳＤ（それぞれＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ３（ｂｕ））を用いるが、上述のように、２つ以上のかかるデバイスを各経路においてトーテムポール接続して、より高い電圧に耐える回路の能力を増大することもできる。この構成では別の回路素子ＩＧＢＴ３を加えたが、出力回路は完全に自動的であり、ＡおよびＢ間で負荷に接続されるデバイスはすべて制御されない。必要とされる唯一の制御信号は、共通の大地帰路におけるＩＧＢＴ３のゲートへの信号である。
【００４７】
動作時に、ブレークオーバーデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも大きさが大きく、かつＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）を低インピーダンス状態にする閾値範囲に入らないほど十分に高い電圧までエネルギー蓄積装置１６０を充電してしまうと、ＩＧＢＴ３に加えられるゲート駆動パルス６４がＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）をオンにして、負荷に電流をＡからＢの方向に流す。所定の時間後にＩＧＢＴ３へのゲート駆動を取り除くことで、上述のように、回路内の電流がほぼゼロまで低減され、すべてのデバイスが高インピーダンス状態に戻ることになる。この場合にエネルギー蓄積装置全体の電圧がＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも低く、さらにこの電圧は、ブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）が低インピーダンス状態に入るのに必要とされる閾値内であるという条件で、第２のゲートパルス１６４をＩＧＢＴ３に加えると、負荷を電流が反対方向にＢからＡへ流れるようになる。これにより、ここでもまた、図８の二相波形が生成される。
【００４８】
回路全体を完全に動作させるために、デバイスのいずれにも絶縁接続が必要ないだけでなく、ゲート駆動信号を加えられる必要があるのは１つの単一デバイスのみであることに留意されたい。この配置は、ＵＳＤ１（ｂｏ）、ＵＳＤ５（ｂｏ）、ＵＳＤ３（ｂｕ）、ＵＳＤ６（ｂｕ）およびＩＧＢＴ３を含む出力回路全体が単一集積固体構成要素として容易に実施され得ることを意味することが理解されるであろう。これは、出力段全体が、５つの接続しか必要としない単一封止集積モジュールとなることをさらに意味する。これらの接続は、共通接地接続と、エネルギー源からの入力と、電極ＡおよびＢへの２つの出力接続と、当該モジュールを制御する共通接地を基準とする単一入力制御接続とであるだろう。図１１は、このような集積回路６６を含む回路のブロック図を示す。ＩＧＢＴのゲート駆動回路でさえも、当該回路への制御端子が標準のＴＴＬタイプの信号を必要とするままで、モジュールに含むことができることに留意されたい。これは、コスト、サイズおよび複雑性について膨大な節約を意味する。
【００４９】
図１０に示す実施の変形であり、単一集積回路部品としての出力回路とともに同様に形成され得るパルス発生器の第５の実施において、エネルギー源は、受動コンデンサではなく、プログラマブルな能動電源１６８である。図１２ａを参照すると、この場合にエネルギー源は、プログラムド定ＤＣ電圧を供給するように設計される。この電圧が、ブレークオーバーデバイスＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の伝導閾値Ｖｔｈより高く、かつブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）の低インピーダンス閾値範囲より高いレベルに設定されることにより、電流が負荷をＡからＢへ再び流れる。次に、ゼロボルトの電圧を所定時間にわたって供給するようにプログラマブル電源を設定することにより、すべてのデバイスが高インピーダンス状態に戻る。ＵＳＤ１（ｂｏ）およびＵＳＤ５（ｂｏ）の閾値よりも低く、かつブレークアンダーデバイスＵＳＤ３（ｂｕ）およびＵＳＤ６（ｂｕ）が低インピーダンス状態に入るために必要な閾値範囲内である電圧を供給するようにプログラム電源をさらに設定することにより、電流が反対方向にＢからＡへ流れることになる。結果として得られる波形が、一例として図１２ｂに見られる。回路配置内に追加のＵＳＤを配置することによって、いくつかのエネルギー源を選択可能とすることも可能である。この場合、どのエネルギー源を用いて出力回路に供給を行うかは、必要なパルス波形を達成するのに望ましいときにいつでも選択することができる。
【００５０】
ＵＳＤまたは他の固体デバイスを含むさらなる電流経路を、上述の回路のいずれにおいてもエネルギー源と電極ＡおよびＢとの間に追加することが可能であり、よって、第３、第４またはそれ以降の位相を所定の極性に加えることが可能であることが理解されるべきである。
【００５１】
実際には回路の確かな動作のために、さらなる保護構成要素が必要となり得ることも理解されるべきである。一例として、インダクタをエネルギー源の出力と直列に設けて、回路内の電流の変化率を制限することができる。このような追加は、当業者には周知である。
【００５２】
図１ないし図３において、コネクタ４８において終端するケーブル３６は、数本の電線（wires）を有し得る。図３には、このような電線が３本示される（４８Ａ、４８Ｂおよび４８Ｃ）。電線４８Ａおよび４８Ｂは２つの目的を兼ねる。これらは、内因性心臓活動（intrinsic cardiac activity）すなわちＥＣＧを感知するために用いられる。感知された信号はカスタムＩＣ７０に送られて、このカスタムＩＣ７０が、これらの信号に対して信号処理を行ってマイクロプロセッサ６６に送る。マイクロプロセッサはＥＣＧを用いて、患者の現在の状態を判断する。
【００５３】
電線４８Ａ、４８Ｂの第２の機能は、パルス発生器８０からの除細動パルスを供給することである。
【００５４】
インピーダンス検出回路８２も設けられ得る。この回路は、電線４８Ａ、４８Ｂ間に接続されて、除細動パルスを加えるために用いられるパッド（図示せず）のインピーダンスを検出するために用いられ得る。このインピーダンスは、カスタムＩＣ７０に供給されて、電線４８Ａ、４８Ｂが開いておらず、パッドが患者に適切に取り付けられていることを確認するために用いられ得る。
【００５５】
ケーブル３６とその終端ブロック３４Ａは、メモリ８４に格納されるＩＤコードによって一意に識別されることが好ましい。終端ブロック３４は、患者（図示せず）に取り付けられる電極またはパッドに接続される。メモリ８４に格納されるコードは、カスタムＩＣ７０が第３の電線４８Ｃを用いて得ることができる。このコードは、あらゆるパルスが加えられる前にチェックされて、適切なケーブルがＡＤＭ３２とともに用いられていることを確実にする。
【００５６】
ＡＤＭ３２は以下のように動作する。まず、ＡＤＭ３２は機械的および電気的に監視装置１２に取り付けられて、この２つが単一集積複合システム１０を形成できるようにする。機械的接続は、当業界で周知のブラケットまたは他の結合素子を用いて実施できるため、ここでは説明しない。電気的接続は、電源（用いられる場合）用のケーブル４０と、シリアルケーブル３８とを含む。
【００５７】
ＡＤＭ３２は、いったん取り付けられると、患者に関して構成され得る。この目的のために、臨床医は、正面５２上のキーを操作して、あるいは患者監視装置を介して構成モードに入る。このモードにおいて、臨床医は、患者に施す除細動治療に関連するパラメータを選択することができる。臨床医はまた、ＡＤＭ３２が全自動モード、助言モード、手動モード、またはペーサモードのいずれで動作するのかを設定することができる。典型的に、自動モードにおいてＡＤＭ３２は、患者の状態を監視し、細動が検出された場合には、二相パルス発生器からのパルスが自動的に患者に送出される。助言モードにおいて、ＡＤＭ３２は患者を監視して、患者の状態の音声および／または視覚表示（細動発作の表示を含む）を生成し、デバイスが除細動パルスを送出する準備をするが、除細動パルスは、臨床医が送出しない限り加えられない。手動モードにおいて、ＡＤＭ３２の動作は完全に臨床医の管理下にある。ペーサモードでは、臨床医が、ペーシングプロトコルを選択し、ペーシングパルスを患者に送出する。臨床医は、これらすべての動作に必要なパラメータを、ノブ５６およびスイッチ５８を介して、ディスプレイ５４に表示されるプロンプトに応答して入力する。図面では、患者の内因性心臓活動の感知と、高電圧二相除細動パルスの送出との両方について同一の電線を示す。当然、適切な電極および／またはパッドで終端する別個の電線も同様に用いることができる。このように、ＡＤＭ３２は、当業界で周知のプロトコルのいずれかを用いて除細動（または他の種類の）治療を患者へ送出することができる。用いられ得るいくつかのプロトコルを説明する体外式除細動器が、同一出願人による、AUTOMATIC EXTERNAL CARDIOVERTER/ DEFIBRILLATOR WITH TACHYARRHYTHMIA DETECTOR USING A MODULATION (AMPLITUDE AND FREQUENCY) DOMAIN FUNCTIONと題する同時係属出願第０９／４５２，５０７号（１９９９年１２月１日提出、参照により本明細書中に援用される）に記載される。当然、他のプロトコルおよび動作モードも同様に用いることができる。
【００５８】
重要なことには、ＡＤＭ３２は動作時に、シリアルケーブル３８を介して監視装置１２とデータを連続して交換する。たとえば、ＡＤＭ３２は、患者の状態を判断するためにＥＣＧのデジタル表現を生成する必要がある。このデジタルＥＣＧは、監視装置のディスプレイ１８に伝送される。マイクロプロセッサ６６の指示の下で、ＡＤＭ３２は、たとえば現在の動作モード（手動、助言、自動）を含む様々な他の情報を監視装置１２へ送ることができる。ＡＤＭ３２はまた、動作の様々な段階を記述するデータ（患者の状態、二相パルス発生器のコンデンサの電圧、コンデンサを公称電圧まで充電するために必要な時間、次のパルスが加えられるまでの時間、最後のパルスから経過した時間、患者に加えられたパルス数、ＡＤＭがパルスを加える準備状況などを示すデータを含む）を送ることができる。ＡＤＭ３２はセルフテスト機能も含み得る。このセルフテストの結果も同様に監視装置へ送ることができる。監視装置１０に送られる情報は、直ちにディスプレイ１８に表示されても、ハードコピーのためにプリンタ２８へ送られても、また、監視装置のメモリ（図示せず）に格納されてもよい。さらに、監視装置がネットワークに接続される場合、ＡＤＭ３２からのデータは他の位置に伝送されてもよい。
【００５９】
監視装置１０は、受信したデータの確認を含むデータをＡＤＭ３２に送ることもできる。典型的に監視装置１２は、患者の、血圧、脈波型動脈血中酸素飽和度（ＳｐＯ）2、二酸化炭素（ＣＯ2）、換気量、および心拍出量などの１つまたは複数の生理機能を監視することが可能であり得る。監視装置には、デジタルＥＣＧ信号を生成できるものもあり得る。ＡＤＭ３２が電極により検出するＥＣＧ信号はより確かであろうと思われるが、監視装置からの外部ＥＣＧ信号を、ＥＣＧ信号が局所的に検出できない場合のバックアップとして、またはＡＤＭによる局所ＥＣＧ信号の妥当性を確認する手段として用いることができる。さらにＡＤＭ３２は、患者の状態および他の情報を患者の他の生理的パラメータに基づき同様に判断するように適合されてもよい。たとえば、ＡＤＭ３２は、監視装置１２が導出する生理的パラメータのいずれかを用いて、ＡＤＭ３２が施すべき治療を要する心臓の状態を患者が有するかどうかを判断してもよい。これらの他の生理的パラメータもまた、監視装置１２によってＡＤＭ３２に提供され得る。
【００６０】
さらに、メモリ６８は、データ記録目的に不十分である場合がある。したがって、ＡＤＭ３２は一部のデータを、監視装置１２のメモリ３０に格納するために送る場合がある。この場合、監視装置１２はこのデータを、要求に応じてＡＤＭ３２に戻すことができる。
【００６１】
上述のように、ＡＤＭ３２は、セルフテストを行うように、また患者の状態を監視するように適合される。ＡＤＭ３２が誤動作している可能性があることをセルフテストが示す場合、または臨床医の注意を喚起すべき患者の状態が検出された場合には、ＡＤＭ３２は、アラーム信号を生成するように適合される。このアラーム信号は、ＡＤＭ３２および／または監視装置１２の可聴信号および視覚信号を作動させるために用いられ得る。さらに、これらの信号は、インターフェース２２に接続される通信ネットワークを介してリモート位置へ伝送され得る。この通信ネットワークには、有線または無線ネットワークを用いることができる。したがって、本明細書中において「ネットワーク」という用語は、情報をシステム１０から別の位置へ伝送可能なあらゆるアナログまたはデジタル通信ネットワーク（数例を挙げれば、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワーク、インターネット接続、ページング携帯電話、テレメトリ、および衛星通信を含む）を網羅すべく非常に広範に用いられる。
【００６２】
現在利用可能な監視装置には、Ｓｐａｃｅｌａｂｓ Ｕｎｉｖｅｒｓａｌ Ｆｌｅｘｐｏｒｔ Ｐｒｏｔｏｃｏｌなどの標準プロトコルを用いて、ＡＤＭ１２などの他の装置とインターフェースできるように設計されるものがある。このようなプロトコルが特定の監視装置に利用可能でない場合、ＡＤＭ３２は、監視装置１２に特有の固有のプロトコルを用いて当該監視装置１２と通信できるようにプログラムされ得る。
【００６３】
要約すれば、様々な機能を共有できるように患者監視装置と統合できる自動除細動モジュールが記載される。より具体的には、ＡＤＭ３２は、患者の状態を分析し、必要であれば治療パルスを生成するために必要な構成要素を含む。デジタルＥＣＧおよびＡＤＭ３２の動作を示す他の信号を含むＡＤＭ３２からのデータは、表示、印刷、および／または格納のために監視装置１２へ送られる。したがってＡＤＭ３２は、ＡＤＭ自体のＥＣＧディスプレイ、プリンタまたはデータ記録メモリを有しても有さなくてもよい。監視装置とＡＤＭの組み合わせ全体は、空間をあまり要さず、費用効率がよく、同じＡＤＭを多くの異なる患者監視装置とともに用いることができることから非常にフレキシブルであることが期待される。
【００６４】
上述の実施形態において、ＡＤＭ３２のプログラミング情報は、患者に特有の情報が監視装置１２に表示または他の方法で提供されている間に、ＡＤＭの正面上の制御部を用いて入力される。当然ながら、他の配置も同様に行うことができる。たとえば、プログラミング情報を監視装置１２から入力し、かつ／または、患者に特有の情報の一部をＡＤＭ３２により表示することができる。さらにＡＤＭ３２は、ＡＤＭ３２からの情報専用である、または監視装置１２により共有され得るプリンタを組み込むこともできる。さらにＡＤＭ３２は、ＥＣＧのほかに他の生理的パラメータも感知し、これを監視装置１２に伝送するようにも配置され得る。
【００６５】
明らかに、本発明に対して、併記の請求項に定義される発明の範囲を逸脱することなく多数の変更を行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【００６６】
【図１】患者監視装置と自動除細動器を組み合わせたシステムのブロック図である。
【図２】図１のシステムのための自動除細動モジュールのいくぶん概略的な等角投影図である。
【図３】図１のシステムに組み込まれる自動除細動モジュールの制御アセンブリのブロック図である。
【図４ａ】２つのＳＣＲを「トーテムポール接続」し、この２つのデバイスの組み合わせが単一デバイスよりも高い電圧に耐え得るようにした回路を示す図である。
【図４ｂ】Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｃ】Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｄ】Ｓｈｏｃｋｌｅｙダイオードの基板構成、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｅ】ブレークオーバーＵＳＤの回路図である。
【図４ｆ】ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｇ】ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図４ｈ】ブレークアンダーＵＳＤの回路図、回路記号、およびＩ＝Ｖ特性をそれぞれ示す図である。
【図５ａ】ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号および回路図をそれぞれ示す図である。
【図５ｂ】ヒステリシス付きブレークアンダーＵＳＤの回路記号および回路図をそれぞれ示す図である。
【図６】パルス発生器の第１の実施を用いる除細動器の回路図である。
【図７】パルス発生器の第２の実施を用いる除細動器の回路図である。
【図８】図７の実施により生成することができる波形の一例を示す図である。
【図９】パルス発生器の第３の実施を示す除細動器の回路図である。
【図１０】パルス発生器の第４の実施の回路図である。
【図１１】出力回路を単一封止集積回路部品として実施するパルス発生器を示す図である。
【図１２ａ】パルス発生器の第５の実施の回路図である。
【図１２ｂ】図１２ａの実施形態により生成することができる波形の一例を示す図である。
【符号の説明】
【００６７】
１２ 監視装置（患者監視装置）、１４ センサ（患者監視センサ）、１６ データプロセッサ（信号プロセッサ）、２８ プリンタ、３２ 除細動モジュール、８０ パルス発生器。
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の体外の複合監視システムであって、
前記患者の生理的特性を感知するように配置される患者監視センサ、該患者監視センサに結合されて、該患者監視センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む、外部患者監視装置と、
前記外部患者監視装置に選択的に、前記患者の体外の電気的手段または無線手段によって結合されるように適合される体外式除細動モジュールであって、コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するパルス発生器、および該体外式除細動モジュールの動作を示す表示信号を生成するように配置されるデータ発生器を含む体外式除細動モジュールと
を備え、
前記外部患者監視装置および前記除細動モジュールは、結合されると協働して、前記表示信号を前記出力部材へ伝送し、それによって前記出力部材が、前記患者特性のうちの１つおよび前記表示信号に対応する出力信号を生成し、
前記出力部材は、ハードコピーを印刷するように適合されるプリンタを含み、
前記除細動器および患者監視装置は単一のユニットに収容される
患者の体外の複合監視システム。
【請求項２】
前記患者監視センサは、外部ＥＣＧを生成するように適合される心臓センサを含み、前記外部患者監視装置は、前記外部ＥＣＧを前記体外式除細動モジュールへ伝送するように適合される請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記患者監視センサは、血圧、脈波型動脈血中酸素飽和度（ＳｐＯ）２、二酸化炭素（ＣＯ２）、換気量、および心拍出量からなる群から選択される生理的パラメータのうちの少なくとも１つを感知するように適合される請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記体外式除細動モジュールは、除細動器ディスプレイを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記体外式除細動モジュールは、該体外式除細動モジュールの動作モードを規定する、該体外式除細動モジュールに関する動作パラメータを操作者が生成できるように配置および構成されるセレクタを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記体外式除細動モジュールは、前記動作パラメータの選択に関連する情報を提供するように配置される除細動器ディスプレイを含む請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
患者の生理的特性を感知するように配置される患者監視センサ、該患者監視センサに結合されて、該患者監視センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む、外部患者監視装置とともに用いられる、体外式除細動モジュールであって、
患者の内因性心臓活動を感知して、該内因性心臓活動を示す除細動センサ信号を生成する除細動生理センサと、
前記除細動センサ信号を受信して、対応するコマンドを生成するように配置されるコントローラと、
前記コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するように配置されるパルス発生器と、
除細動器の動作を示す、表示のために前記外部患者監視装置へ伝送されるように選択される出力信号を生成するように適合される、前記コントローラに関連付けられる出力部材と
を備え、
前記除細動器および患者監視装置は単一のユニットに収容される
体外式除細動モジュール。
【請求項８】
前記コントローラは、前記除細動センサ信号を受信して、治療を要する患者の心臓の状態を判断するように配置される不整脈検出器を含む請求項７に記載のモジュール。
【請求項９】
前記出力部材は、前記外部患者監視装置が検出した生理的パラメータを受信するように適合され、前記不整脈検出器は、前記生理的パラメータを受信して、該生理的パラメータに基づいて患者に治療を送出するための判断を下すように適合される請求項８に記載のモジュール。
【請求項１０】
前記出力部材は、前記パルス発生器に結合され、該パルス発生器によるパルスの生成を指示する前記出力信号を前記外部患者監視装置に対して生成するように適合される請求項７に記載のモジュール。
【請求項１１】
前記コントローラは、全自動モード、助言モード、手動モード、およびペーシングモードを含む複数の動作モードを規定するように配置される請求項７に記載のモジュール。
【請求項１２】
患者状態およびモジュール状態のうちの少なくとも１つを示すアラーム信号を生成するように配置されるアラーム回路をさらに備える請求項７に記載のモジュール。
【請求項１３】
前記モジュールは、有線ネットワーク、無線ネットワーク、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワーク、インターネット、ページングシステム、携帯電話システム、テレメトリシステム、および衛星システムからなる群から選択される通信ネットワークを介してリモート位置へアラーム信号を送るように適合される請求項１２に記載のモジュール。
【請求項１４】
前記除細動センサ信号を表示するように適合されるディスプレイをさらに備える請求項７に記載のモジュール。
【請求項１５】
前記コントローラは、前記外部患者監視装置から患者の生理的情報を受信するとともに、これに応答して、対応するコマンドを生成するように適合される、請求項７に記載のモジュール。
【請求項１６】
患者の生理的特性を感知するように配置される患者監視センサ、該患者監視センサに結合されて、該患者監視センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む、外部患者監視装置とともに用いられる、体外式除細動モジュールであって、
患者の内因性心臓活動を示すセンサ信号を受信して、対応するコマンドを生成するように配置されるコントローラと、
前記コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するように配置されるパルス発生器と、
除細動器の動作を示す、前記外部患者監視装置へ伝送されるように選択される出力信号を生成するように適合される、前記コントローラに関連付けられる出力部材と
を備え、
前記除細動器および患者監視装置は単一のユニットに収容される
体外式除細動モジュール。
【請求項１７】
前記センサ信号を感知するように適合される除細動センサをさらに備える請求項１６に記載のモジュール。
【請求項１８】
前記コントローラは、前記外部患者監視装置から前記センサ信号を受信するように適合される請求項１６に記載のモジュール。
【請求項１９】
生理的パラメータを検出する生理的パラメータ検出器をさらに備え、前記コントローラは、前記生理的パラメータを表示および処理のために前記外部患者監視装置へ伝送するように適合される請求項１６に記載のモジュール。
【請求項１】
患者の体外の複合監視システムであって、
前記患者の生理的特性を感知するように配置される患者監視センサ、該患者監視センサに結合されて、該患者監視センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む、外部患者監視装置と、
前記外部患者監視装置に選択的に、前記患者の体外の電気的手段または無線手段によって結合されるように適合される体外式除細動モジュールであって、コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するパルス発生器、および該体外式除細動モジュールの動作を示す表示信号を生成するように配置されるデータ発生器を含む体外式除細動モジュールと
を備え、
前記外部患者監視装置および前記除細動モジュールは、結合されると協働して、前記表示信号を前記出力部材へ伝送し、それによって前記出力部材が、前記患者特性のうちの１つおよび前記表示信号に対応する出力信号を生成し、
前記出力部材は、ハードコピーを印刷するように適合されるプリンタを含み、
前記除細動器および患者監視装置は単一のユニットに収容される
患者の体外の複合監視システム。
【請求項２】
前記患者監視センサは、外部ＥＣＧを生成するように適合される心臓センサを含み、前記外部患者監視装置は、前記外部ＥＣＧを前記体外式除細動モジュールへ伝送するように適合される請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記患者監視センサは、血圧、脈波型動脈血中酸素飽和度（ＳｐＯ）２、二酸化炭素（ＣＯ２）、換気量、および心拍出量からなる群から選択される生理的パラメータのうちの少なくとも１つを感知するように適合される請求項１に記載のシステム。
【請求項４】
前記体外式除細動モジュールは、除細動器ディスプレイを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項５】
前記体外式除細動モジュールは、該体外式除細動モジュールの動作モードを規定する、該体外式除細動モジュールに関する動作パラメータを操作者が生成できるように配置および構成されるセレクタを含む請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記体外式除細動モジュールは、前記動作パラメータの選択に関連する情報を提供するように配置される除細動器ディスプレイを含む請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
患者の生理的特性を感知するように配置される患者監視センサ、該患者監視センサに結合されて、該患者監視センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む、外部患者監視装置とともに用いられる、体外式除細動モジュールであって、
患者の内因性心臓活動を感知して、該内因性心臓活動を示す除細動センサ信号を生成する除細動生理センサと、
前記除細動センサ信号を受信して、対応するコマンドを生成するように配置されるコントローラと、
前記コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するように配置されるパルス発生器と、
除細動器の動作を示す、表示のために前記外部患者監視装置へ伝送されるように選択される出力信号を生成するように適合される、前記コントローラに関連付けられる出力部材と
を備え、
前記除細動器および患者監視装置は単一のユニットに収容される
体外式除細動モジュール。
【請求項８】
前記コントローラは、前記除細動センサ信号を受信して、治療を要する患者の心臓の状態を判断するように配置される不整脈検出器を含む請求項７に記載のモジュール。
【請求項９】
前記出力部材は、前記外部患者監視装置が検出した生理的パラメータを受信するように適合され、前記不整脈検出器は、前記生理的パラメータを受信して、該生理的パラメータに基づいて患者に治療を送出するための判断を下すように適合される請求項８に記載のモジュール。
【請求項１０】
前記出力部材は、前記パルス発生器に結合され、該パルス発生器によるパルスの生成を指示する前記出力信号を前記外部患者監視装置に対して生成するように適合される請求項７に記載のモジュール。
【請求項１１】
前記コントローラは、全自動モード、助言モード、手動モード、およびペーシングモードを含む複数の動作モードを規定するように配置される請求項７に記載のモジュール。
【請求項１２】
患者状態およびモジュール状態のうちの少なくとも１つを示すアラーム信号を生成するように配置されるアラーム回路をさらに備える請求項７に記載のモジュール。
【請求項１３】
前記モジュールは、有線ネットワーク、無線ネットワーク、ローカルエリアネットワーク、ワイドエリアネットワーク、インターネット、ページングシステム、携帯電話システム、テレメトリシステム、および衛星システムからなる群から選択される通信ネットワークを介してリモート位置へアラーム信号を送るように適合される請求項１２に記載のモジュール。
【請求項１４】
前記除細動センサ信号を表示するように適合されるディスプレイをさらに備える請求項７に記載のモジュール。
【請求項１５】
前記コントローラは、前記外部患者監視装置から患者の生理的情報を受信するとともに、これに応答して、対応するコマンドを生成するように適合される、請求項７に記載のモジュール。
【請求項１６】
患者の生理的特性を感知するように配置される患者監視センサ、該患者監視センサに結合されて、該患者監視センサからの信号を処理するように適合される信号プロセッサ、および出力部材を含む、外部患者監視装置とともに用いられる、体外式除細動モジュールであって、
患者の内因性心臓活動を示すセンサ信号を受信して、対応するコマンドを生成するように配置されるコントローラと、
前記コマンドに応答して患者に対して治療パルスを生成するように配置されるパルス発生器と、
除細動器の動作を示す、前記外部患者監視装置へ伝送されるように選択される出力信号を生成するように適合される、前記コントローラに関連付けられる出力部材と
を備え、
前記除細動器および患者監視装置は単一のユニットに収容される
体外式除細動モジュール。
【請求項１７】
前記センサ信号を感知するように適合される除細動センサをさらに備える請求項１６に記載のモジュール。
【請求項１８】
前記コントローラは、前記外部患者監視装置から前記センサ信号を受信するように適合される請求項１６に記載のモジュール。
【請求項１９】
生理的パラメータを検出する生理的パラメータ検出器をさらに備え、前記コントローラは、前記生理的パラメータを表示および処理のために前記外部患者監視装置へ伝送するように適合される請求項１６に記載のモジュール。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４ａ】
【図４ｂ】
【図４ｃ】
【図４ｅ】
【図４ｆ】
【図４ｇ】
【図４ｈ】
【図５ａ】
【図５ｂ】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２ａ】
【図１２ｂ】
【図２】
【図３】
【図４ａ】
【図４ｂ】
【図４ｃ】
【図４ｅ】
【図４ｆ】
【図４ｇ】
【図４ｈ】
【図５ａ】
【図５ｂ】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２ａ】
【図１２ｂ】
【公開番号】特開２００７−２０９７４４（Ｐ２００７−２０９７４４Ａ）
【公開日】平成１９年８月２３日（２００７．８．２３）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００６−３４０２８８（Ｐ２００６−３４０２８８）
【出願日】平成１８年１２月１８日（２００６．１２．１８）
【分割の表示】特願２００１−５６４８３２（Ｐ２００１−５６４８３２）の分割
【原出願日】平成１２年１２月１２日（２０００．１２．１２）
【出願人】（５０７０５５０８４）カーディアック・サイエンス・コーポレイション (3)
【氏名又は名称原語表記】Ｃａｒｄｉａｃ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ
【住所又は居所原語表記】３３０３ Ｍｏｎｔｅ Ｖｉｌｌａ Ｐａｒｋｗａｙ， Ｂｏｔｈｅｌｌ， Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ ９８０２１， Ｕ．Ｓ．Ａ．
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成１９年８月２３日（２００７．８．２３）
【国際特許分類】
【出願日】平成１８年１２月１８日（２００６．１２．１８）
【分割の表示】特願２００１−５６４８３２（Ｐ２００１−５６４８３２）の分割
【原出願日】平成１２年１２月１２日（２０００．１２．１２）
【出願人】（５０７０５５０８４）カーディアック・サイエンス・コーポレイション (3)
【氏名又は名称原語表記】Ｃａｒｄｉａｃ Ｓｃｉｅｎｃｅ Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ
【住所又は居所原語表記】３３０３ Ｍｏｎｔｅ Ｖｉｌｌａ Ｐａｒｋｗａｙ， Ｂｏｔｈｅｌｌ， Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎ ９８０２１， Ｕ．Ｓ．Ａ．
【Ｆターム（参考）】
[ Back to top ]