JPH05337204A - 長持続時間の波形を発生する細動除去波形発生器 - Google Patents
長持続時間の波形を発生する細動除去波形発生器Info
- Publication number
- JPH05337204A JPH05337204A JP5014832A JP1483293A JPH05337204A JP H05337204 A JPH05337204 A JP H05337204A JP 5014832 A JP5014832 A JP 5014832A JP 1483293 A JP1483293 A JP 1483293A JP H05337204 A JPH05337204 A JP H05337204A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- defibrillation
- capacitor
- waveform
- phase
- electrode
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Pending
Links
- 206010061592 cardiac fibrillation Diseases 0.000 title abstract description 5
- 230000002600 fibrillogenic effect Effects 0.000 title abstract description 5
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 claims abstract description 75
- 230000035939 shock Effects 0.000 claims abstract description 39
- 238000007599 discharging Methods 0.000 claims abstract description 10
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 claims description 33
- 238000007920 subcutaneous administration Methods 0.000 claims description 10
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 9
- 238000001514 detection method Methods 0.000 claims description 5
- 206010003119 arrhythmia Diseases 0.000 claims description 2
- 230000006793 arrhythmia Effects 0.000 claims description 2
- 230000001225 therapeutic effect Effects 0.000 claims 1
- 241001465754 Metazoa Species 0.000 description 7
- 238000000034 method Methods 0.000 description 6
- 230000000747 cardiac effect Effects 0.000 description 3
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 3
- 241000282472 Canis lupus familiaris Species 0.000 description 2
- 241000282414 Homo sapiens Species 0.000 description 2
- 208000001953 Hypotension Diseases 0.000 description 2
- 241000282887 Suidae Species 0.000 description 2
- 230000003247 decreasing effect Effects 0.000 description 2
- 238000013461 design Methods 0.000 description 2
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 2
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 2
- 230000002861 ventricular Effects 0.000 description 2
- 241000282465 Canis Species 0.000 description 1
- 208000010496 Heart Arrest Diseases 0.000 description 1
- 241000282412 Homo Species 0.000 description 1
- 101100400378 Mus musculus Marveld2 gene Proteins 0.000 description 1
- XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N aluminium Chemical compound [Al] XAGFODPZIPBFFR-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 229910052782 aluminium Inorganic materials 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 206010003549 asthenia Diseases 0.000 description 1
- 238000009530 blood pressure measurement Methods 0.000 description 1
- 238000013194 cardioversion Methods 0.000 description 1
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 description 1
- 230000004064 dysfunction Effects 0.000 description 1
- 238000011156 evaluation Methods 0.000 description 1
- 238000002594 fluoroscopy Methods 0.000 description 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 1
- 238000011835 investigation Methods 0.000 description 1
- WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N lead(0) Chemical compound [Pb] WABPQHHGFIMREM-UHFFFAOYSA-N 0.000 description 1
- 230000007935 neutral effect Effects 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 238000011160 research Methods 0.000 description 1
- 230000029058 respiratory gaseous exchange Effects 0.000 description 1
- 230000033764 rhythmic process Effects 0.000 description 1
- 210000005245 right atrium Anatomy 0.000 description 1
- 210000005241 right ventricle Anatomy 0.000 description 1
- 230000000451 tissue damage Effects 0.000 description 1
- 231100000827 tissue damage Toxicity 0.000 description 1
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3956—Implantable devices for applying electric shocks to the heart, e.g. for cardioversion
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3906—Heart defibrillators characterised by the form of the shockwave
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/38—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for producing shock effects
- A61N1/39—Heart defibrillators
- A61N1/3906—Heart defibrillators characterised by the form of the shockwave
- A61N1/3912—Output circuitry therefor, e.g. switches
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Pharmaceuticals Containing Other Organic And Inorganic Compounds (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【構成】 前縁電圧及び後縁電圧間の傾きが小さく少な
くとも１５〜８０ミリ秒の持続時間を有する二相波形を
発生させる植設型細動除去／除細動器。一例としては、
２つのコンデンサが並列接続され有効に大きい容量を生
みゆっくりした減衰波形を発生させる。他の例としては
高容量双極コンデンサを用い、その容量が少なくとも２
００マイクロファラッドである。 【効果】 細動除去波のピーク電圧が低下する。
くとも１５〜８０ミリ秒の持続時間を有する二相波形を
発生させる植設型細動除去／除細動器。一例としては、
２つのコンデンサが並列接続され有効に大きい容量を生
みゆっくりした減衰波形を発生させる。他の例としては
高容量双極コンデンサを用い、その容量が少なくとも２
００マイクロファラッドである。 【効果】 細動除去波のピーク電圧が低下する。
Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は心臓の細動除去に関し、
特に長持続時間細動除去波形を発生するパルス発生器を
有する細動除去システムに関する。以下、「細動除去」
の語は高エネルギー細動除去及び低エネルギー除細動
（cardioversion)を含む意味する。
特に長持続時間細動除去波形を発生するパルス発生器を
有する細動除去システムに関する。以下、「細動除去」
の語は高エネルギー細動除去及び低エネルギー除細動
（cardioversion)を含む意味する。
【０００２】
【従来の技術】本細動除去装置は、１２ミリ秒より小さ
い持続時間又はその変動分をも含む持続時間を有する切
頭エキスポネンシャル波形を発生、供給する。従来の技
術によると、１５〜２０ミリ秒以上の持続時間を有する
細動除去波形の使用は細動除去を示さないであろうとさ
れていた。特に、この分野の専門家による試みにおいて
は、二相波形の強度持続時間関係は単相波形のものと同
一であるとされていた。すなわち、波形持続時間の増加
は要求される必要エネルギーの増加を起すので禁止され
るべきという一般的コンセンサスがある。
い持続時間又はその変動分をも含む持続時間を有する切
頭エキスポネンシャル波形を発生、供給する。従来の技
術によると、１５〜２０ミリ秒以上の持続時間を有する
細動除去波形の使用は細動除去を示さないであろうとさ
れていた。特に、この分野の専門家による試みにおいて
は、二相波形の強度持続時間関係は単相波形のものと同
一であるとされていた。すなわち、波形持続時間の増加
は要求される必要エネルギーの増加を起すので禁止され
るべきという一般的コンセンサスがある。
【０００３】ここ５年の間に、ある二相波形が単相波形
よりも有効であることを示す人間と動物の研究レポート
が出されている。例えば、jones et al.による「Increa
singFibrillation Duration Enhances Relative Asymme
tric Biphasic Versus Monophasic Defibrillator Wave
form Efficacy」（Circulation and Respiration,第376
-384頁, Vol. 67 (1990年)）や、 Bardy et al.による
「A prospective Randomized Evaluation of bipolar V
ersus Monopolar Waveform Pulses on Defibrillation
Efficacy in Humans」（Journal of the American coll
ege of Cardiology, 第728-733頁 Vol. 117, (1989
年)）や、Winkle et al. による「Improved Low Energy
Defibrillation Efficacy in Man With the Use of a
Biphasic Truncated Exponential Waveform」（America
n Heart Journal 第122-127頁 Vol.117 (1989年)）があ
る。
よりも有効であることを示す人間と動物の研究レポート
が出されている。例えば、jones et al.による「Increa
singFibrillation Duration Enhances Relative Asymme
tric Biphasic Versus Monophasic Defibrillator Wave
form Efficacy」（Circulation and Respiration,第376
-384頁, Vol. 67 (1990年)）や、 Bardy et al.による
「A prospective Randomized Evaluation of bipolar V
ersus Monopolar Waveform Pulses on Defibrillation
Efficacy in Humans」（Journal of the American coll
ege of Cardiology, 第728-733頁 Vol. 117, (1989
年)）や、Winkle et al. による「Improved Low Energy
Defibrillation Efficacy in Man With the Use of a
Biphasic Truncated Exponential Waveform」（America
n Heart Journal 第122-127頁 Vol.117 (1989年)）があ
る。
【０００４】この細動除去器の発生は広い範囲に亘って
単相波形で決定された強度持続時間データを用いて設計
されている。単相の切頭エキスポネンシャル波形が用い
られた場合、１０ミリ秒を越える長パルス持続時間の細
動除去波形はより短持続時間の波形を越える効果を示さ
ない。よって、植設型細動除去装置は６０〜150マイク
ロファラッドの容量で１５ミリ秒未満の波形持続時間、
典型的には１０ミリ秒のコンデンサ出力を用いている。
波形持続時間は、製造者がその細動除去器の設計変更を
なし二相細動除去ショックを生ぜしめるのと同様に、維
持される。
単相波形で決定された強度持続時間データを用いて設計
されている。単相の切頭エキスポネンシャル波形が用い
られた場合、１０ミリ秒を越える長パルス持続時間の細
動除去波形はより短持続時間の波形を越える効果を示さ
ない。よって、植設型細動除去装置は６０〜150マイク
ロファラッドの容量で１５ミリ秒未満の波形持続時間、
典型的には１０ミリ秒のコンデンサ出力を用いている。
波形持続時間は、製造者がその細動除去器の設計変更を
なし二相細動除去ショックを生ぜしめるのと同様に、維
持される。
【０００５】近時の特許はこの技術状態の細動除去波形
が１５ミリ秒より小なる持続時間を有していることを示
している。例えば米国特許第4,548,203号（Tacker, Jr.
etal.)、同第4,953,551号（Mehra et al.）及び同第4,
821,723号（Baker et la.）を参照されたい。パルス持
続時間が組織を打撃するのに必要な強度の上に主なる衝
撃を有することは知られている。ほとんどの細動除去の
理論は難治組織の打撃をも巻き込むので、人は規則正し
い細動除去と少なくとも質的に同様となる細動除去との
ための強度持続時間関係を期待するであろう。このこと
は Wassale et al.及び Koniget al.による研究から生
まれ、そのことは彼らの著作 「Bipolar Ctheter Defib
rillation in Dogs Using Trapezoidal Waveforms of V
arious Tilts」（Journal of Electrocardiology 第356
-366頁 Vol. 13 (1980年)(以下、Wassale et alという)
及び「Amplitude-Duration Relationship for Direct
Ventricular Defibrillation with Rectangular Curre
nt Pulses」（ Medical Biological Engineering 第388
-395頁 Vol. 13 (1975年)）に記載されている。単相の
切頭エキスポネンシャル波形及び矩形波形の両者を有す
る細動除去の強度持続時間曲線の全体形状は規則正しい
細動除去と相似である。しかし、必要供給エネルギーを
小さくするパルス持続時間は、Wassale et alに記載さ
れた細動除去（４ミリ秒）よりも、 Irnichによる「The
Chronaxie Time and Its Practical Importance」 PAC
E, 292-301頁、Vol.3 (1980年）（以下、Irnichとい
う）に記載されていた規則正しい細動除去（0.5ミリ
秒）だけ短い。
が１５ミリ秒より小なる持続時間を有していることを示
している。例えば米国特許第4,548,203号（Tacker, Jr.
etal.)、同第4,953,551号（Mehra et al.）及び同第4,
821,723号（Baker et la.）を参照されたい。パルス持
続時間が組織を打撃するのに必要な強度の上に主なる衝
撃を有することは知られている。ほとんどの細動除去の
理論は難治組織の打撃をも巻き込むので、人は規則正し
い細動除去と少なくとも質的に同様となる細動除去との
ための強度持続時間関係を期待するであろう。このこと
は Wassale et al.及び Koniget al.による研究から生
まれ、そのことは彼らの著作 「Bipolar Ctheter Defib
rillation in Dogs Using Trapezoidal Waveforms of V
arious Tilts」（Journal of Electrocardiology 第356
-366頁 Vol. 13 (1980年)(以下、Wassale et alという)
及び「Amplitude-Duration Relationship for Direct
Ventricular Defibrillation with Rectangular Curre
nt Pulses」（ Medical Biological Engineering 第388
-395頁 Vol. 13 (1975年)）に記載されている。単相の
切頭エキスポネンシャル波形及び矩形波形の両者を有す
る細動除去の強度持続時間曲線の全体形状は規則正しい
細動除去と相似である。しかし、必要供給エネルギーを
小さくするパルス持続時間は、Wassale et alに記載さ
れた細動除去（４ミリ秒）よりも、 Irnichによる「The
Chronaxie Time and Its Practical Importance」 PAC
E, 292-301頁、Vol.3 (1980年）（以下、Irnichとい
う）に記載されていた規則正しい細動除去（0.5ミリ
秒）だけ短い。
【０００６】単相波形を有する細動除去は双曲線の強度
持続時間関係に応じて規則正しいものとなる。細動除去
強度の要件は異なる持続時間（１，２，５，１０，２
０，３０及び４０ミリ秒）の矩形波形となる。Konig et
alを参照されたい。正しいものはそれらの電流増幅デ
ータ及び４ミリ秒のクロナキシ（最小エネルギの持続時
間）を有する強度持続時間双曲線に見られる。Wassale
et alの文献にあるように単相の切頭エキスポネンシャ
ル波形の強度持続時間はいくつかの異なる傾きをもって
決定された。
持続時間関係に応じて規則正しいものとなる。細動除去
強度の要件は異なる持続時間（１，２，５，１０，２
０，３０及び４０ミリ秒）の矩形波形となる。Konig et
alを参照されたい。正しいものはそれらの電流増幅デ
ータ及び４ミリ秒のクロナキシ（最小エネルギの持続時
間）を有する強度持続時間双曲線に見られる。Wassale
et alの文献にあるように単相の切頭エキスポネンシャ
ル波形の強度持続時間はいくつかの異なる傾きをもって
決定された。
【０００７】これら台形波形の電流条件はショック持続
時間が減少するほど増加したが、ショックエネルギーは
その傾きに応じて２〜４ミリ秒に縮小された。両研究
は、規則正しい細動除去に見られるのと同様の細動除去
のための強度持続時間関係を示している。しかし、Irni
chによって、矩形波形の正規の細動除去のクロナキシが
約０．５ミリ秒であって、単相波形の細動除去のクロナ
キシが約４ミリ秒であることが見いだされた。
時間が減少するほど増加したが、ショックエネルギーは
その傾きに応じて２〜４ミリ秒に縮小された。両研究
は、規則正しい細動除去に見られるのと同様の細動除去
のための強度持続時間関係を示している。しかし、Irni
chによって、矩形波形の正規の細動除去のクロナキシが
約０．５ミリ秒であって、単相波形の細動除去のクロナ
キシが約４ミリ秒であることが見いだされた。
【０００８】Chapman et al.による「Strength-Duratio
n Curves of Fixed Pulse Width Variable Tilt Trunca
ted Exponential Waveforms for Nonthoracotomy Inter
nalDefibrillation in Dogs」（PACE 第1045-1050頁 Vo
l. 11 (1988年)）において、パルス幅に対する供給エネ
ルギーの条件は単一容量単相波形（固定時定数のエキス
ポネンシャル）として記載されている。持続時間として
５０％だけ短調増加したエネルギー条件は２．５から１
５ミリ秒へ増加され、そして２０ミリ秒のパルス持続時
間へ急峻に増加された。２０ミリ秒パルスのエネルギー
条件は１５ミリ秒パルスのエネルギー条件の１．５倍で
あった。
n Curves of Fixed Pulse Width Variable Tilt Trunca
ted Exponential Waveforms for Nonthoracotomy Inter
nalDefibrillation in Dogs」（PACE 第1045-1050頁 Vo
l. 11 (1988年)）において、パルス幅に対する供給エネ
ルギーの条件は単一容量単相波形（固定時定数のエキス
ポネンシャル）として記載されている。持続時間として
５０％だけ短調増加したエネルギー条件は２．５から１
５ミリ秒へ増加され、そして２０ミリ秒のパルス持続時
間へ急峻に増加された。２０ミリ秒パルスのエネルギー
条件は１５ミリ秒パルスのエネルギー条件の１．５倍で
あった。
【０００９】Feeser. et al.による「Strength-Duratio
n and probability of Success Curves for Defibrilla
tion With Biphasic Waveforms」（Circulation 第2128
-2141頁 Vol. 82 (1990年)）は、少なくともいくつかの
二相波形のために１５ミリ秒を越える波形持続時間の延
長がエネルギー条件を急峻に増加させることを示した。
しかし、下記の我々の実験では、同様ではなく、傾きが
どの実験においても一定に維持されなかった。Feeser e
t alによる研究においては長波形の後縁電圧は時々大変
低くなった。MaCaniel et al.による「Optimal Biphasi
c Duration forCanine Defibrillation with a 'Single
Capacitor' WAveform and a Non-Thoracotomy Electro
de System」（Annual Conference of IEEE EMBS 1990
年, Volume 12, 第636-637頁）は、長持続時間の単相波
形において低後縁電圧(low trailing voltages)が不利
になることを示した。
n and probability of Success Curves for Defibrilla
tion With Biphasic Waveforms」（Circulation 第2128
-2141頁 Vol. 82 (1990年)）は、少なくともいくつかの
二相波形のために１５ミリ秒を越える波形持続時間の延
長がエネルギー条件を急峻に増加させることを示した。
しかし、下記の我々の実験では、同様ではなく、傾きが
どの実験においても一定に維持されなかった。Feeser e
t alによる研究においては長波形の後縁電圧は時々大変
低くなった。MaCaniel et al.による「Optimal Biphasi
c Duration forCanine Defibrillation with a 'Single
Capacitor' WAveform and a Non-Thoracotomy Electro
de System」（Annual Conference of IEEE EMBS 1990
年, Volume 12, 第636-637頁）は、長持続時間の単相波
形において低後縁電圧(low trailing voltages)が不利
になることを示した。
【００１０】固定持続時間ショックにおいて、切頭双曲
線波形の有効性が波形の正確な形状に臨界的に従属して
いることはすでに示されている。MacDaniel et al及び
Feeser et alは、単一容量波形に対して、細動除去ショ
ック効率が第１及び第２相が変化した持続時間の比率に
よって変化することを示している。短持続時間の第１及
び第２相を有する二相波形は単相波形パルスよりも有効
ではなくなる。
線波形の有効性が波形の正確な形状に臨界的に従属して
いることはすでに示されている。MacDaniel et al及び
Feeser et alは、単一容量波形に対して、細動除去ショ
ック効率が第１及び第２相が変化した持続時間の比率に
よって変化することを示している。短持続時間の第１及
び第２相を有する二相波形は単相波形パルスよりも有効
ではなくなる。
【００１１】我々が発見した二相波形タイプの強度持続
時間曲線は先に決定されている切頭単相波形のものとは
大変異っている。切頭エキスポネンシャル二相波形を有
するエネルギー条件に対する強度持続時間関係は比較的
平坦であって、植設型細動除去器の設計を著しく改善す
る。特に、我々は、長二相細動除去パルス（２０ミリ
秒）をもつ細動除去がエネルギー条件をほとんど増加さ
せないで著しく低いピーク電圧を要することを発見し
た。
時間曲線は先に決定されている切頭単相波形のものとは
大変異っている。切頭エキスポネンシャル二相波形を有
するエネルギー条件に対する強度持続時間関係は比較的
平坦であって、植設型細動除去器の設計を著しく改善す
る。特に、我々は、長二相細動除去パルス（２０ミリ
秒）をもつ細動除去がエネルギー条件をほとんど増加さ
せないで著しく低いピーク電圧を要することを発見し
た。
【００１２】本発明を含む動物研究は、６匹のブタにお
いて、切頭二相エキスポネンシャル波形の細動除去上の
波形持続時間の効果を調べたものである。各ブタにおい
て、細動除去連続曲線は３，５，７，１０，１５及び３
０ミリ秒の波形持続時間で決定された。選択された波形
は第１パルスの後縁電圧が第２パルス２のそれと同程度
のものをもつ単一容量型のものであった。第１パルスの
初期電圧に対して第１パルスは４０％で終端され第２パ
ルスは２０％で終端されたもので、各相の時定数は等し
くなされた。
いて、切頭二相エキスポネンシャル波形の細動除去上の
波形持続時間の効果を調べたものである。各ブタにおい
て、細動除去連続曲線は３，５，７，１０，１５及び３
０ミリ秒の波形持続時間で決定された。選択された波形
は第１パルスの後縁電圧が第２パルス２のそれと同程度
のものをもつ単一容量型のものであった。第１パルスの
初期電圧に対して第１パルスは４０％で終端され第２パ
ルスは２０％で終端されたもので、各相の時定数は等し
くなされた。
【００１３】単相の切頭エキスポネンシャル波形の細動
除去効率における波形持続時間の効果は、更なる６匹の
ブタにおいて決定された。波形持続時間は、試験された
最長持続時間のものが３０ミリ秒よりむしろ２４ミリ秒
であったことを除き、二相波形のものと同一であった。
単相波形は初期電圧の４０％で終端された。すべてのシ
ョック電極はエックス線透視法によって配置された。１
つの１１Ｆ３．４ｃｍ長のコイルは右心室に配され、同
寸法の他のコイルは右心房の高所に配された。皮下ワイ
ヤアレイ電極（100cm２)は、右心室ショックコイル及び
皮下電極の像が側面において一致するように配された。
胸部Ｘ線フィルムはカテーテル及び皮下電極の両者の位
置を正確に変動させた。
除去効率における波形持続時間の効果は、更なる６匹の
ブタにおいて決定された。波形持続時間は、試験された
最長持続時間のものが３０ミリ秒よりむしろ２４ミリ秒
であったことを除き、二相波形のものと同一であった。
単相波形は初期電圧の４０％で終端された。すべてのシ
ョック電極はエックス線透視法によって配置された。１
つの１１Ｆ３．４ｃｍ長のコイルは右心室に配され、同
寸法の他のコイルは右心房の高所に配された。皮下ワイ
ヤアレイ電極（100cm２)は、右心室ショックコイル及び
皮下電極の像が側面において一致するように配された。
胸部Ｘ線フィルムはカテーテル及び皮下電極の両者の位
置を正確に変動させた。
【００１４】細動は、心内膜感知リード電極及び中性電
極間の９ボルトＤＣ信号を印加した後１５秒間続くよう
になされた。そこで細動除去は選択波形持続時間のショ
ックを用いた調査用に設計された細動除去器で試行され
た。救急単相経胸廓細動ショックは右胸部上の電極パッ
ド及び左胸部の皮下電極を通して外部細動除去器（約10
0J)で与えられた。各偶発的細動の初期ショックは細動
除去効率を調査するためだけに用いられた。細動除去の
エネルギー条件は下記の差込上下プロトコルに従って供
給されたショックで６個の波形持続時間について測定さ
れた。全１５のショックは全９０ショックで６個の持続
時間の各々に対してこのプロトコルによって供給され
た。これらのショックから得たデータは各波形持続時間
のほとんど確実な連続曲線を決定するために用いられ
た。
極間の９ボルトＤＣ信号を印加した後１５秒間続くよう
になされた。そこで細動除去は選択波形持続時間のショ
ックを用いた調査用に設計された細動除去器で試行され
た。救急単相経胸廓細動ショックは右胸部上の電極パッ
ド及び左胸部の皮下電極を通して外部細動除去器（約10
0J)で与えられた。各偶発的細動の初期ショックは細動
除去効率を調査するためだけに用いられた。細動除去の
エネルギー条件は下記の差込上下プロトコルに従って供
給されたショックで６個の波形持続時間について測定さ
れた。全１５のショックは全９０ショックで６個の持続
時間の各々に対してこのプロトコルによって供給され
た。これらのショックから得たデータは各波形持続時間
のほとんど確実な連続曲線を決定するために用いられ
た。
【００１５】 表１は６個の波形持続時間の各々に対して所定初期ショ
ックのピーク供給電流を示す。第１ショックの電流レベ
ルが単相及び二相の波形において異っていることが解
る。すべての一連のショックにおいて、かかる波形持続
時間をもったピーク電流及び直ぐに続くショックは選択
されたピーク電流を決定した。この波形持続時間の先の
ショックがなくなった場合、ピーク電流は一段階だけ減
少された。初期電流段階の大きさは２０％で、第１の反
転で段階の大きさは１０％に減少した。
ックのピーク供給電流を示す。第１ショックの電流レベ
ルが単相及び二相の波形において異っていることが解
る。すべての一連のショックにおいて、かかる波形持続
時間をもったピーク電流及び直ぐに続くショックは選択
されたピーク電流を決定した。この波形持続時間の先の
ショックがなくなった場合、ピーク電流は一段階だけ減
少された。初期電流段階の大きさは２０％で、第１の反
転で段階の大きさは１０％に減少した。
【００１６】差込プロトコルは次のように実行された。
６個の持続時間はランダムの順序で配置され、各持続時
間の第１テストショックはランダムの順序で供給され
た。順序は再びランダムになされ、各持続時間の第２テ
ストシックは新たな順序で供給された。かかる方法は１
５個に別けてランダムに続けられ、１５のショックの各
々に対して１個だけ、それぞれのショック持続時間を供
給した。この方法は、例えば１つの持続時間で与えられ
た１０個のショックが常に他の１つの持続時間で与えた
１１個のショックを続けたことを保証した。
６個の持続時間はランダムの順序で配置され、各持続時
間の第１テストショックはランダムの順序で供給され
た。順序は再びランダムになされ、各持続時間の第２テ
ストシックは新たな順序で供給された。かかる方法は１
５個に別けてランダムに続けられ、１５のショックの各
々に対して１個だけ、それぞれのショック持続時間を供
給した。この方法は、例えば１つの持続時間で与えられ
た１０個のショックが常に他の１つの持続時間で与えた
１１個のショックを続けたことを保証した。
【００１７】パルス持続時間及び初期電流は上記プロト
コルで選択された。これらの値、測定したエネルギー及
び電圧は核ショック毎に記録された。動物が表面又若し
くは心内膜ＥＣＧ（心電図）測定又は血圧測定によって
示される基礎状態へ戻るのに更に時間が必要でなくなる
場合、各偶発的細動毎に２分間分離され行なわれた。各
パルス持続時間ために、２つのパラメータ連続曲線（中
点及びその持続時間）は供給エネルギー、ピーク電圧及
び電流に対して決定された。Ｓ状細動除去連続曲線を得
るために、変形エラー関数(modified error function)
は最大類似方法を用いた各測定値に対する連続又は欠点
の変換データに適応された。各パルス持続時間に対して
は、細動除去連続の可能性のパーセントが５０％
（Ｅ50，Ｖ50及びＩ50）及び８０％（Ｅ80，Ｖ80及びＩ
80）となる状態におけるエネルギー、電圧及び電流はそ
の連続線から決定された。
コルで選択された。これらの値、測定したエネルギー及
び電圧は核ショック毎に記録された。動物が表面又若し
くは心内膜ＥＣＧ（心電図）測定又は血圧測定によって
示される基礎状態へ戻るのに更に時間が必要でなくなる
場合、各偶発的細動毎に２分間分離され行なわれた。各
パルス持続時間ために、２つのパラメータ連続曲線（中
点及びその持続時間）は供給エネルギー、ピーク電圧及
び電流に対して決定された。Ｓ状細動除去連続曲線を得
るために、変形エラー関数(modified error function)
は最大類似方法を用いた各測定値に対する連続又は欠点
の変換データに適応された。各パルス持続時間に対して
は、細動除去連続の可能性のパーセントが５０％
（Ｅ50，Ｖ50及びＩ50）及び８０％（Ｅ80，Ｖ80及びＩ
80）となる状態におけるエネルギー、電圧及び電流はそ
の連続線から決定された。
【００１８】図１に示すようにして、シック持続時間が
３〜１５ミリ秒の範囲に亘るエネルギー条件上の著しい
統計的効果を有していないことが分った。エネルギー条
件は３０ミリ秒のショック持続時間に対し約２５％増加
した。図１に示す単相波形に対して細動除去エネルギー
条件は、ショック持続時間が３ミリ秒から２４ミリ秒へ
増加するにつれて、短調増加した。３ミリ秒持続時間の
ショックのＥ５０は、２４ミリ秒持続時間の３６．８±
９．７ジュールに比して、１１．６±３．１ジュールで
あった。
３〜１５ミリ秒の範囲に亘るエネルギー条件上の著しい
統計的効果を有していないことが分った。エネルギー条
件は３０ミリ秒のショック持続時間に対し約２５％増加
した。図１に示す単相波形に対して細動除去エネルギー
条件は、ショック持続時間が３ミリ秒から２４ミリ秒へ
増加するにつれて、短調増加した。３ミリ秒持続時間の
ショックのＥ５０は、２４ミリ秒持続時間の３６．８±
９．７ジュールに比して、１１．６±３．１ジュールで
あった。
【００１９】二相波形に対して、電流及び電圧条件が図
２に示す波形持続時間において増加するにつれて短調に
下傾したことが分った。ピーク電流及び電圧条件は、そ
の持続時間３０ミリ秒のものより、３ミリ秒波形持続時
間の２．５倍高いものであった。単相波形に対して電流
及び電圧条件はショック持続時間が図３に示すように３
ミリ秒から１０ミリ秒に増加するにつれて著しく下傾し
たその持続時間を１５ミリ秒及び２４ミリ秒に設定した
ときは更なる著しい減少はなかった。
２に示す波形持続時間において増加するにつれて短調に
下傾したことが分った。ピーク電流及び電圧条件は、そ
の持続時間３０ミリ秒のものより、３ミリ秒波形持続時
間の２．５倍高いものであった。単相波形に対して電流
及び電圧条件はショック持続時間が図３に示すように３
ミリ秒から１０ミリ秒に増加するにつれて著しく下傾し
たその持続時間を１５ミリ秒及び２４ミリ秒に設定した
ときは更なる著しい減少はなかった。
【００２０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は最小の
電気エネルギー供給によって有効な細動除去波形を発生
できる細動除去器を提供することにある。本発明の他の
目的は低ピーク電圧で心臓に対して細動除去をなす細動
除去器を提供することにある。
電気エネルギー供給によって有効な細動除去波形を発生
できる細動除去器を提供することにある。本発明の他の
目的は低ピーク電圧で心臓に対して細動除去をなす細動
除去器を提供することにある。
【００２１】本発明の他の目的は低ピーク電圧の長持続
時間の二相波形でもって心臓に細動除去をなす細動除去
器を提供することにある。本発明の他の目的はショック
前の局所エレクトログラムの抑制及び組織への衝撃を減
少させるように低ピーク電圧で細動除去／除細動をなす
細動除去器を提供することにある。
時間の二相波形でもって心臓に細動除去をなす細動除去
器を提供することにある。本発明の他の目的はショック
前の局所エレクトログラムの抑制及び組織への衝撃を減
少させるように低ピーク電圧で細動除去／除細動をなす
細動除去器を提供することにある。
【００２２】本発明の他の目的は細動除去波形を発生す
る低リーク高値コンデンサを含む細動除去器のためのパ
ルス発生器を提供することにある。本発明はより低い電
圧及び電流条件で細動除去波形を発生する細動除去／除
細動器のためのパルス発生器に関する。第１の実施例に
おいて、パルス発生器は並列接続された２つのコンデン
サからなる。コンデンサは放電され二相波形を発生す
る。第２の実施例においては単一の値で低リークのバイ
ポーラコンデンサが用いられる。
る低リーク高値コンデンサを含む細動除去器のためのパ
ルス発生器を提供することにある。本発明はより低い電
圧及び電流条件で細動除去波形を発生する細動除去／除
細動器のためのパルス発生器に関する。第１の実施例に
おいて、パルス発生器は並列接続された２つのコンデン
サからなる。コンデンサは放電され二相波形を発生す
る。第２の実施例においては単一の値で低リークのバイ
ポーラコンデンサが用いられる。
【００２３】本発明の他の目的は１５ミリ秒から８０ミ
リ秒の全持続時間でもって細動除去ショック波形を提供
することにある。我々の動物研究から、外部又は植設型
の細動除去システムにおいてかかる波形で電流及び電圧
条件を著しく減少できることを知見した。
リ秒の全持続時間でもって細動除去ショック波形を提供
することにある。我々の動物研究から、外部又は植設型
の細動除去システムにおいてかかる波形で電流及び電圧
条件を著しく減少できることを知見した。
【００２４】
【課題を解決するための手段】本発明の電極手段間にて
放電し細動除去波形を発生させる細動除去波形発生器
は、少なくとも２００マイクロファラッドの容量を有す
るコンデンサ手段と、前記コンデンサ手段を充電する手
段と、前記コンデンサ手段を前記電極手段に接続するス
イッチ手段と、前記スイッチ手段を制御して、前記コン
デンサ手段を前記電極手段に接続して前記電極手段を介
して二相波形の第１相を第１極性になし、前記コンデン
サ手段を前記電極手段に接続して前記二相波形の第２相
を前記第１極性の反対の極性となして放電するスイッチ
制御手段とからなることを特徴とする。
放電し細動除去波形を発生させる細動除去波形発生器
は、少なくとも２００マイクロファラッドの容量を有す
るコンデンサ手段と、前記コンデンサ手段を充電する手
段と、前記コンデンサ手段を前記電極手段に接続するス
イッチ手段と、前記スイッチ手段を制御して、前記コン
デンサ手段を前記電極手段に接続して前記電極手段を介
して二相波形の第１相を第１極性になし、前記コンデン
サ手段を前記電極手段に接続して前記二相波形の第２相
を前記第１極性の反対の極性となして放電するスイッチ
制御手段とからなることを特徴とする。
【００２５】
【作用】低ピーク電圧を必要とする細動除去波形に対し
ていくつかの効果がある。第１に組織衝撃、心臓停止、
及ひ心臓機能障害が減少される。第２に、パルス発生器
の出力回路が簡素化され耐久性が向上する。
ていくつかの効果がある。第１に組織衝撃、心臓停止、
及ひ心臓機能障害が減少される。第２に、パルス発生器
の出力回路が簡素化され耐久性が向上する。
【００２６】
【実施例】上記の目的及び効果は、以下の図面に基づく
説明によって明らかとなる。図１は一定傾斜二相波形及
び一定傾斜単相波形の供給されたエネルギーの強度持続
時間関係を示す。必要エネルギーは約５ミリ秒のすべて
の持続時間において二相波形に対して著しく低いもので
あった。この図から、二相波形の相対利得が波形持続時
間に大変よく追従していることが明らかとなった。３又
は５ミリ秒上の持続時間中、二相波形のエネルギー平均
は小さい。しかし、本発明による持続時間においては、
二相波形エネルギー要件は単相波形より数倍低いもので
ある。二相波形エネルギーの強度持続時間曲線は３〜３
０ミリ秒に亘ってまったく平坦である。
説明によって明らかとなる。図１は一定傾斜二相波形及
び一定傾斜単相波形の供給されたエネルギーの強度持続
時間関係を示す。必要エネルギーは約５ミリ秒のすべて
の持続時間において二相波形に対して著しく低いもので
あった。この図から、二相波形の相対利得が波形持続時
間に大変よく追従していることが明らかとなった。３又
は５ミリ秒上の持続時間中、二相波形のエネルギー平均
は小さい。しかし、本発明による持続時間においては、
二相波形エネルギー要件は単相波形より数倍低いもので
ある。二相波形エネルギーの強度持続時間曲線は３〜３
０ミリ秒に亘ってまったく平坦である。
【００２７】図２及び図３はそれぞれ一定傾斜二相波形
及ぴ単相波形のピーク電圧及び必要電流の強度持続時間
関係を示す。このグラフのデータは上述した２回のブタ
実験から得られた。図２は一定傾斜波、ピーク電圧及び
必要電流が３〜３０ミリ秒のパルス持続時間の持続時間
の増加にともなって単調に減少していることを示してい
る。図１及び２を比較すると、ピーク電圧及び電流は、
二相波形が１５ミリ秒より大きい長持続時間を有してい
るとき、必要エネルギーの増加するということもほとん
どなく、実質的に減少させることができることが分る。
一方、単相波形の場合、ピーク電圧が電流における著し
い変化は観測されず、１０ミリ秒から２４ミリ秒へ波形
持続時間は減少した（図３）。
及ぴ単相波形のピーク電圧及び必要電流の強度持続時間
関係を示す。このグラフのデータは上述した２回のブタ
実験から得られた。図２は一定傾斜波、ピーク電圧及び
必要電流が３〜３０ミリ秒のパルス持続時間の持続時間
の増加にともなって単調に減少していることを示してい
る。図１及び２を比較すると、ピーク電圧及び電流は、
二相波形が１５ミリ秒より大きい長持続時間を有してい
るとき、必要エネルギーの増加するということもほとん
どなく、実質的に減少させることができることが分る。
一方、単相波形の場合、ピーク電圧が電流における著し
い変化は観測されず、１０ミリ秒から２４ミリ秒へ波形
持続時間は減少した（図３）。
【００２８】図４は第１実施例による細動除去システム
１０を示す。このシステム１０は検知電極１２及びＥＣ
Ｇ増幅器１４及び心臓分析器１６の形態の心臓リズムを
増幅し分析する回路を含んでいる。心臓分析器１６は心
臓が細動除去又は除細動ショックを要する状態になった
時期を決定し、制御信号を発し、ショックを電極１８及
び２０を介して心臓に与える。システム１０（以下シス
テム１０´ともいう）は植設又は外部細動除去システム
として用いられる。植設型システムにおいては電極１８
及び２０は心臓に接し又はその近傍に植設しても、又は
皮下であってもよく、各々は１以上の電極であってもよ
い。その１つだけが示されている。外部細動除去器にお
いては患者の体の外部に配置されるがこれは植設電極に
接続される。また、外部ユニットは体に配された少なく
とも２つの皮下電極に接続される。
１０を示す。このシステム１０は検知電極１２及びＥＣ
Ｇ増幅器１４及び心臓分析器１６の形態の心臓リズムを
増幅し分析する回路を含んでいる。心臓分析器１６は心
臓が細動除去又は除細動ショックを要する状態になった
時期を決定し、制御信号を発し、ショックを電極１８及
び２０を介して心臓に与える。システム１０（以下シス
テム１０´ともいう）は植設又は外部細動除去システム
として用いられる。植設型システムにおいては電極１８
及び２０は心臓に接し又はその近傍に植設しても、又は
皮下であってもよく、各々は１以上の電極であってもよ
い。その１つだけが示されている。外部細動除去器にお
いては患者の体の外部に配置されるがこれは植設電極に
接続される。また、外部ユニットは体に配された少なく
とも２つの皮下電極に接続される。
【００２９】本発明の特徴はパルス発生回路２２の内部
にある。パルス発生回路は並列接続されたコンデンサＣ
１及びＣ２を含んでいる。コンデンサＣ１及びＣ２はＤ
Ｃ−ＤＣコンバータ２１を介して供給電圧Ｖｃによって
充電され、リード線２４及び２６を介して電極１８及び
２０に接続されている。スイッチＳ１−Ｓ４の複数はコ
ンデンサＣ１及びＣ２並びにリード線２４及び２６の間
に設けられている。コンデンサＣ１及びＣ２は各々２５
０マイクロファラッドであり、１００〜８００マイクロ
ファラッドの範囲にあってもよい。よって、全容量はコ
ンデンサＣ１及びＣ２の容量の合計であって、実施例に
おいては２００〜1600マイクロファラッドで少なくとも
２００マイクロファラッド以上である。
にある。パルス発生回路は並列接続されたコンデンサＣ
１及びＣ２を含んでいる。コンデンサＣ１及びＣ２はＤ
Ｃ−ＤＣコンバータ２１を介して供給電圧Ｖｃによって
充電され、リード線２４及び２６を介して電極１８及び
２０に接続されている。スイッチＳ１−Ｓ４の複数はコ
ンデンサＣ１及びＣ２並びにリード線２４及び２６の間
に設けられている。コンデンサＣ１及びＣ２は各々２５
０マイクロファラッドであり、１００〜８００マイクロ
ファラッドの範囲にあってもよい。よって、全容量はコ
ンデンサＣ１及びＣ２の容量の合計であって、実施例に
おいては２００〜1600マイクロファラッドで少なくとも
２００マイクロファラッド以上である。
【００３０】スイッチコントローラ３０がスイッチＳ１
〜Ｓ５を制御しコンデンサＣ１及びＣ２の充電及び放電
を制御するように設けられている。全体として、スイッ
チコントローラ３０は二相波形がコンデンサＣ１及びＣ
２の放電によって発生するようにスイッチを制御してい
る。図４及び５を参照して、二相波形４０が発生される
ような方法を説明する。コンデンサＣ１及びＣ２はスイ
ッチＳ５の閉成により供給電圧Ｖｃによって充電され
る。これはスイッチコントローラ３０又は心臓分析器１
６によって制御される。一度充電されると、スイッチコ
ントローラは波形の相１をスイッチＳ１及びＳ２の閉成
並びにスイッチＳ２及びＳ３の開放により発生する。こ
れは正極のコンデンサＣ１及びＣ２をリード線２４及び
２６に接続する。相１の放電波形は前縁電圧ＶＬ１から
後縁電圧ＶＴ１へと減衰するＶＬ１からＶＴ１の減衰は
遅い、なぜならばコンデンサＣ１及びＣ２の容量の合計
により回路の時定数が大きいためである。
〜Ｓ５を制御しコンデンサＣ１及びＣ２の充電及び放電
を制御するように設けられている。全体として、スイッ
チコントローラ３０は二相波形がコンデンサＣ１及びＣ
２の放電によって発生するようにスイッチを制御してい
る。図４及び５を参照して、二相波形４０が発生される
ような方法を説明する。コンデンサＣ１及びＣ２はスイ
ッチＳ５の閉成により供給電圧Ｖｃによって充電され
る。これはスイッチコントローラ３０又は心臓分析器１
６によって制御される。一度充電されると、スイッチコ
ントローラは波形の相１をスイッチＳ１及びＳ２の閉成
並びにスイッチＳ２及びＳ３の開放により発生する。こ
れは正極のコンデンサＣ１及びＣ２をリード線２４及び
２６に接続する。相１の放電波形は前縁電圧ＶＬ１から
後縁電圧ＶＴ１へと減衰するＶＬ１からＶＴ１の減衰は
遅い、なぜならばコンデンサＣ１及びＣ２の容量の合計
により回路の時定数が大きいためである。
【００３１】波形の第２相に対して、スイッチコントロ
ーラ３０はスイッチＳ１及びＳ４を開放し、スイッチＳ
２及びＳ３を閉成して、コンデンサＣ１及びＣ２をリー
ド線２４及び２６へ第１相１の反対の極性でもって接続
する。第１相１と同様に、第２相２の放電波形は前縁電
圧ＶＬ２から後縁電圧ＶＴ２へより遅い割合で減衰す
る。相２の前縁電圧ＶＬ２の程度は相２の後縁電圧ＶＴ
１の程度と等しい。
ーラ３０はスイッチＳ１及びＳ４を開放し、スイッチＳ
２及びＳ３を閉成して、コンデンサＣ１及びＣ２をリー
ド線２４及び２６へ第１相１の反対の極性でもって接続
する。第１相１と同様に、第２相２の放電波形は前縁電
圧ＶＬ２から後縁電圧ＶＴ２へより遅い割合で減衰す
る。相２の前縁電圧ＶＬ２の程度は相２の後縁電圧ＶＴ
１の程度と等しい。
【００３２】図５に示した波形持続時間は好ましくは、
２０〜４０ミリ秒で第１相が全持続時間の６０パーセン
トを使うようにする。更に、第１相の後縁電圧ＶＴ１
は、好ましくは波形の低い傾き形状を得るために前縁電
圧ＶＬ１の５０パーセントより大きいものとする。図６
は本発明による第２実施例の細動除去システム１０´を
示す。２つのコンデンサは並列接続され、単一高容量双
極コンデンサＣ３が用いられている。コンデンサＣ３の
容量は約６４０マイクロファラッドで３６０ボルトまで
充電する必要があり、７８０ボルトまで充電されるアル
ミニウム電界コンデンサ１２５マイクロファラッドの従
来装置におけるものとは異っている。
２０〜４０ミリ秒で第１相が全持続時間の６０パーセン
トを使うようにする。更に、第１相の後縁電圧ＶＴ１
は、好ましくは波形の低い傾き形状を得るために前縁電
圧ＶＬ１の５０パーセントより大きいものとする。図６
は本発明による第２実施例の細動除去システム１０´を
示す。２つのコンデンサは並列接続され、単一高容量双
極コンデンサＣ３が用いられている。コンデンサＣ３の
容量は約６４０マイクロファラッドで３６０ボルトまで
充電する必要があり、７８０ボルトまで充電されるアル
ミニウム電界コンデンサ１２５マイクロファラッドの従
来装置におけるものとは異っている。
【００３３】２００〜1600マイクロファラッド範囲のコ
ンデンサは印加条件に応じて適当であるが、好ましく
は、少なくとも２００マイクロファラッドである。コン
デンサＣ３を充電するに必要に電圧が低いことはパルス
発生回路設計を簡素化する。このことは低電圧及び電流
レートのスイッチを用いることを可能とする。低レート
のスイッチは容易に入手し易く、耐久性もピーク電圧及
び電流が減少すれば向上する。
ンデンサは印加条件に応じて適当であるが、好ましく
は、少なくとも２００マイクロファラッドである。コン
デンサＣ３を充電するに必要に電圧が低いことはパルス
発生回路設計を簡素化する。このことは低電圧及び電流
レートのスイッチを用いることを可能とする。低レート
のスイッチは容易に入手し易く、耐久性もピーク電圧及
び電流が減少すれば向上する。
【００３４】コンデンサＣ３をもつシステム１０´の動
作はシステム１０と同様である。しかし、コンデンサＣ
３は機能的利点を生ぜしめる。特に、コンデンサＣ３が
低リーク双極コンデンサであるので、実質的リークなし
で従来の小容量コンデンサより長く充電を維持すること
ができる。よって、コンデンサＣ３は不整頻拍検出に先
だって充電され、その検出中すぐに放電され、植設型細
動除去器又は除細動器の応答時間をスピードアップす
る。例えばコンデンサＣ３は放電前に１日以上充電を維
持することもでき、すなわち、放電は１日に漏出する蓄
積エネルギーの１０パーセントより少なくなる。さら
に、この大容量の利点はコンデンサの再充電をなすこと
なく多重ショックを供給できるようになることである。
作はシステム１０と同様である。しかし、コンデンサＣ
３は機能的利点を生ぜしめる。特に、コンデンサＣ３が
低リーク双極コンデンサであるので、実質的リークなし
で従来の小容量コンデンサより長く充電を維持すること
ができる。よって、コンデンサＣ３は不整頻拍検出に先
だって充電され、その検出中すぐに放電され、植設型細
動除去器又は除細動器の応答時間をスピードアップす
る。例えばコンデンサＣ３は放電前に１日以上充電を維
持することもでき、すなわち、放電は１日に漏出する蓄
積エネルギーの１０パーセントより少なくなる。さら
に、この大容量の利点はコンデンサの再充電をなすこと
なく多重ショックを供給できるようになることである。
【００３５】
【発明の効果】本発明により二相波形は公知の細動除去
波形以上の効果を有する。波形持続時間を延長すること
によって、ピーク電圧及び電流が減少する。よって、第
１相のピーク電圧によって生じる組織損傷が減少でき、
心臓のショック前検出が改善される。ピーク電圧及び電
流が波形持続時間が長くなればなるほど低くなるので出
力回路が簡素化されより容易に作成できる。これらの効
果は必要エネルギーの増加をほとんど招来することはな
く達成できる。
波形以上の効果を有する。波形持続時間を延長すること
によって、ピーク電圧及び電流が減少する。よって、第
１相のピーク電圧によって生じる組織損傷が減少でき、
心臓のショック前検出が改善される。ピーク電圧及び電
流が波形持続時間が長くなればなるほど低くなるので出
力回路が簡素化されより容易に作成できる。これらの効
果は必要エネルギーの増加をほとんど招来することはな
く達成できる。
【００３６】本発明による二相波形は一定傾斜又は定持
続時間方法を用いて発生させることができる。また、第
１相が定持続時間で他相が一定傾斜の方法を用いても二
相波形を発生できる。加えて、システムインピーダンス
は所定のものとしてもよく、さらにその大きさに基づい
て自動的に選択された定持続時間又は一定傾斜でもよ
い。
続時間方法を用いて発生させることができる。また、第
１相が定持続時間で他相が一定傾斜の方法を用いても二
相波形を発生できる。加えて、システムインピーダンス
は所定のものとしてもよく、さらにその大きさに基づい
て自動的に選択された定持続時間又は一定傾斜でもよ
い。
【００３７】上述の実施例は、本発明を例示するための
ものにすぎず、請求項に記載した事項を除き、本発明を
限定するものではない。
ものにすぎず、請求項に記載した事項を除き、本発明を
限定するものではない。
【図１】 動物研究から決定された単相波形及び二相波
形のエネルギー対ショック持続時間の関係を示すグラフ
である。
形のエネルギー対ショック持続時間の関係を示すグラフ
である。
【図２】 動物研究から決定された二相波形の電圧及び
電流対ショック持続時間の関係を示すグラフである。
電流対ショック持続時間の関係を示すグラフである。
【図３】 動物研究から決定された二相波形の電圧及び
電流対ショック持続時間の関係を示すグラフである。
電流対ショック持続時間の関係を示すグラフである。
【図４】 本発明による第１実施例の植設細動除去シス
テムを示す概略図である。
テムを示す概略図である。
【図５】 本発明による植設細動除去／除細動システム
のパルス発生器によって発生した二相波形を示す図であ
る。
のパルス発生器によって発生した二相波形を示す図であ
る。
【図６】 本発明による第２実施例の植設型細動除去シ
ステムを示す概略図である。
ステムを示す概略図である。
１０ 細動除去システム １２ 検知電極 １４ ＥＣＧ増幅器 １６ 心臓分析器 １８，２０ 電極 ２１ ＤＣ−ＤＣコンバータ ２２ パルス発生回路 ２４，２６ リード線 ３０ スイッチコントローラ Ｃ１，Ｃ２，Ｃ３ コンデンサ Ｓ１，Ｓ２，Ｓ３，Ｓ４ スイッチ
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ダグラス ジェイ． ラング アメリカ合衆国 ミネソタ州 55112 ア ーデンヒルズ ジェイムズサークル 4129
Claims (40)
- 【請求項１】 電極手段間にて放電する細動除去器内に
おける細動除去波形を発生させるシステムであって、 少なくとも２００マイクロファラッドの容量を有するコ
ンデンサ手段と、 前記コンデンサ手段を充電する手段と、 前記コンデンサ手段を前記電極手段に接続するスイッチ
手段と、 前記スイッチ手段を制御して、前記コンデンサ手段を前
記電極手段に接続して前記電極手段を介して二相波形の
第１相を第１極性になし、前記コンデンサ手段を前記電
極手段に接続して前記二相波形の第２相を前記第１極性
の反対の極性となして放電するスイッチ制御手段とから
なることを特徴とするシステム。 - 【請求項２】 前記コンデンサ手段は２００〜1600マイ
クロファラッドの容量を有することを特徴とする請求項
１記載のシステム。 - 【請求項３】 前記第１及び第２相の持続時間の合計は
少なくとも１５ミリ秒であることを特徴とする請求項１
記載のシステム。 - 【請求項４】 前記第１及び第２相の持続時間の合計は
１５〜８０ミリ秒であることを特徴とする請求項３記載
のシステム。 - 【請求項５】 前記コンデンサ手段は単一コンデンサか
らなることを特徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項６】 前記コンデンサ手段は、並列接続された
第１及び第２コンデンサであることを特徴とする請求項
１記載のシステム。 - 【請求項７】 前記コンデンサ手段は直列接続された複
数のコンデンサであることを特徴とする請求項１記載の
システム。 - 【請求項８】 前記細動除去器は植設型であることを特
徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項９】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設さ
れた少なくとも２つの電極からなることを特徴とする請
求項８記載のシステム。 - 【請求項１０】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された１以上の電極と皮下に植設された１以上の電極と
からなることを特徴とする請求項８記載のシステム。 - 【請求項１１】 前記細動除去器は外部細動除去器であ
ることを特徴とする請求項１記載のシステム。 - 【請求項１２】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された少なくとも２つの電極であることを特徴とする請
求項１１記載のシステム。 - 【請求項１３】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された１以上の電極と皮下に植設された１以上の電極と
からなることを特徴とする請求項１１記載のシステム。 - 【請求項１４】 前記電極手段は体内に配置された少な
くとも２つの皮下電極からなることを特徴とする請求項
１１記載のシステム。 - 【請求項１５】 電極手段間にて放電する細動除去器内
における細動除去波形を発生させるシステムであって、 コンデンサ手段と、 前記コンデンサ手段を充電する手段と、 前記コンデンサ手段を前記電極手段に接続するスイッチ
手段と、 前記スイッチ手段を制御して、前記コンデンサ手段を前
記電極手段に接続して前記電極手段を介して二相波形の
第１相を第１極性になし、前記コンデンサ手段を前記電
極手段に接続して前記二相波形の第２相を前記第１極性
の反対の極性となして放電し、前記第１及び第２相の全
持続時間が１５ミリ秒とするスイッチ制御手段とからな
ることを特徴とするシステム。 - 【請求項１６】 前記第１及び第２相の持続時間の合計
は１５〜８０ミリ秒であることを特徴とする請求項１５
記載のシステム。 - 【請求項１７】 前記コンデンサ手段は少なくとも２０
０マイクロファラッドの容量を有することを特徴とする
請求項１５記載のシステム。 - 【請求項１８】 前記コンデンサ手段は２００〜1600マ
イクロファラッドの容量を有することを特徴とする請求
項１７記載のシステム。 - 【請求項１９】 前記コンデンサ手段は単一コンデンサ
からなることを特徴とする請求項１５記載のシステム。 - 【請求項２０】 前記コンデンサ手段は、並列接続され
た第１及び第２コンデンサであることを特徴とする請求
項１５記載のシステム。 - 【請求項２１】 前記コンデンサ手段は直列接続された
複数のコンデンサであることを特徴とする請求項１５記
載のシステム。 - 【請求項２２】 前記細動除去器は植設型であることを
特徴とする請求項１５記載のシステム。 - 【請求項２３】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された少なくとも２つの電極からなることを特徴とする
請求項２２記載のシステム。 - 【請求項２４】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された１以上の電極と皮下に植設された１以上の電極と
からなることを特徴とする請求項２２記載のシステム。 - 【請求項２５】 前記細動除去器は外部細動除去器であ
ることを特徴とする請求項１５記載のシステム。 - 【請求項２６】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された少なくとも２つの電極であることを特徴とする請
求項２５記載のシステム。 - 【請求項２７】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された１以上の電極と皮下に植設された１以上の電極と
からなることを特徴とする請求項２５記載のシステム。 - 【請求項２８】 前記電極手段は体内に配置された少な
くとも２つの皮下電極からなることを特徴とする請求項
２５記載のシステム。 - 【請求項２９】 電極手段を介して放電する細動除去器
内における細動除去波形を発生させるシステムであっ
て、１５ミリ秒以上の持続時間を有する二相波形を発生
する手段からなるパルス発生器を含むことを特徴とする
システム。 - 【請求項３０】 前記電極手段は心臓上又は近傍に植設
された少なくとも２つの電極であることを特徴とする請
求項２９記載のシステム。 - 【請求項３１】 前記電極手段は体内に配置された少な
くとも２つの皮下電極からなることを特徴とする請求項
２９記載のシステム。 - 【請求項３２】 細動除去及び除細動をなすシステムで
あって、 細動除去及び除細動電極手段と、 心臓の活動を検出する手段と、 心臓の活動を分析し、心臓に治療ショックを与える制御
信号を発生する手段と、 前記細動除去及び除細動電極を介した放電のための二相
の細動除去及び除細動波形を発生し、前記二相の細動除
去及び除細動波形が第１相及び第２相からなり、前記第
１及び第２相の全持続時間が１５ミリ秒とするパルス発
生器とからなることを特徴とするシステム。 - 【請求項３３】 前記細動除去及び除細動電極手段は心
臓上又は近傍に植設された少なくとも２つの電極である
ことを特徴とする請求項３２記載のシステム。 - 【請求項３４】 前記細動除去及び除細動電極手段は心
臓上又は近傍に植設された１以上の電極と皮下に植設さ
れた１以上の電極とからなることを特徴とする請求項３
２記載のシステム。 - 【請求項３５】 前記細動除去及び除細動電極手段は体
内に配置された少なくとも２つの皮下電極からなること
を特徴とする請求項３２記載のシステム。 - 【請求項３６】 電極手段を介して放電する細動除去器
内における細動除去波形を発生させるパルス発生器であ
って、持続時間が少なくとも１５ミリ秒の持続時間を有
する二相の細動除去波形を発生する手段を有することを
特徴とするパルス発生器。 - 【請求項３７】 電極手段を介して放電する細動除去器
内における細動除去波形を発生させるパルス発生器であ
って、少なくとも２００マイクロファラッドの容量を有
するコンデンサ手段を有することを特徴とするパルス発
生器。 - 【請求項３８】 電極手段を介して放電する細動除去器
内における細動除去波形を発生させるパルス発生器であ
って、 少なくとも１回の放電分を１日以上充電を維持でき、１
日に漏出する量が前記一回の放電分の１０パーセントよ
り少ない低リークで高容量のコンデンサ手段と前記コン
デンサ手段を充電する充電手段と、 前記電極手段を介して前記コンデンサ手段を放電せしめ
第１相及び第２相からなる細動除去波形を発生する放電
手段と、 前記充電手段と前記放電手段とに接続され、前記充電手
段を不整頻拍検出に先だって充電するように制御し、前
記放電手段を前記コンデンサ手段の１回分の充電から多
数回の前記コンデンサ手段の放電をなすように制御する
制御手段とからなることを特徴とするパルス発生器。 - 【請求項３９】 前記第１及び第２相の持続時間の合計
は少なくとも１５ミリ秒であることを特徴とする請求項
３８記載のパルス発生器。 - 【請求項４０】 電極手段間にて放電する細動除去器内
における細動除去波形を発生させるシステムであって、 少なくとも２００マイクロファラッドの容量を有するコ
ンデンサ手段と、 前記コンデンサ手段を充電する手段と、 前記コンデンサ手段を前記電極手段に接続するスイッチ
手段と、 前記スイッチ手段を制御して、前記コンデンサ手段を前
記電極手段に接続して前記電極手段を介して二相波形の
第１相を第１極性になし、前記コンデンサ手段を前記電
極手段に接続して前記二相波形の第２相を前記第１極性
の反対の極性となして放電し、前記第１相の後縁電圧を
第１相の前縁電圧の少なくとも５０パーセントとするス
イッチ制御手段とからなることを特徴とするシステム。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US82721592A | 1992-01-30 | 1992-01-30 | |
| US07/827215 | 1992-01-30 |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH05337204A true JPH05337204A (ja) | 1993-12-21 |
Family
ID=25248605
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP5014832A Pending JPH05337204A (ja) | 1992-01-30 | 1993-02-01 | 長持続時間の波形を発生する細動除去波形発生器 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5634938A (ja) |
| EP (1) | EP0553864B1 (ja) |
| JP (1) | JPH05337204A (ja) |
| AT (1) | ATE185980T1 (ja) |
| AU (1) | AU3209393A (ja) |
| CA (1) | CA2088384C (ja) |
| DE (1) | DE69326850T2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2020174590A1 (ja) * | 2019-02-26 | 2020-09-03 |
Families Citing this family (201)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5468254A (en) * | 1993-07-26 | 1995-11-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for defibrillation using a multiphasic truncated exponential waveform |
| US5601612A (en) * | 1993-08-06 | 1997-02-11 | Heartstream, Inc. | Method for applying a multiphasic waveform |
| FR2710848B1 (fr) * | 1993-10-08 | 1995-12-01 | Ela Medical Sa | Défibrillateur implantable à générateur de chocs isolé optiquement. |
| FR2711064B1 (fr) * | 1993-10-15 | 1995-12-01 | Ela Medical Sa | Défibrillateur/stimulateur cardiaque implantable à générateur de chocs multiphasiques. |
| FR2711065B1 (fr) * | 1993-10-15 | 1995-12-01 | Ela Medical Sa | Circuit pour la reconstitution d'un condensateur de stockage d'énergie de choc dans un défibrillateur implantable. |
| US5507785A (en) * | 1994-12-21 | 1996-04-16 | Intermedics, Inc. | Rate responsive cardiac pacemaker with biphasic impedance sensing and method |
| US5904697A (en) * | 1995-02-24 | 1999-05-18 | Heartport, Inc. | Devices and methods for performing a vascular anastomosis |
| US5813999A (en) * | 1995-12-21 | 1998-09-29 | Incontrol, Inc. | Implantable atrial defibrillator providing reduced cardioversion discomfort |
| US5891172A (en) * | 1996-06-27 | 1999-04-06 | Survivalink Corporation | High voltage phase selector switch for external defibrillators |
| WO1998026841A1 (en) * | 1996-12-18 | 1998-06-25 | Zmd Corporation | Electrotherapy current waveform |
| US5824017A (en) * | 1997-03-05 | 1998-10-20 | Physio-Control Corporation | H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic waveform in an external defibrillator |
| US6175765B1 (en) | 1997-03-05 | 2001-01-16 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic waveform in an external defibrillator |
| US5873893A (en) * | 1997-03-05 | 1999-02-23 | Physio-Control Corporation | Method and apparatus for verifying the integrity of an output circuit before and during application of a defibrillation pulse |
| US6963773B2 (en) | 1997-03-05 | 2005-11-08 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic waveform in an external defibrillator using single SCR and IGBT switches in an integrated package |
| US6556863B1 (en) * | 1998-10-02 | 2003-04-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | High-energy capacitors for implantable defibrillators |
| US6208895B1 (en) | 1998-10-13 | 2001-03-27 | Physio-Control Manufacturing Corporation | Circuit for performing external pacing and biphasic defibrillation |
| US6212429B1 (en) * | 1998-10-13 | 2001-04-03 | Physio-Control Manufacturing Corporation | Method and apparatus for converting a monophasic defibrillator to a biphasic defibrillator |
| US6241751B1 (en) | 1999-04-22 | 2001-06-05 | Agilent Technologies, Inc. | Defibrillator with impedance-compensated energy delivery |
| US6509588B1 (en) * | 2000-11-03 | 2003-01-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for interconnecting anodes and cathodes in a flat capacitor |
| US6699265B1 (en) * | 2000-11-03 | 2004-03-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor for an implantable medical device |
| US7107099B1 (en) | 2000-11-03 | 2006-09-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capacitor having a feedthrough assembly with a coupling member |
| US6687118B1 (en) | 2000-11-03 | 2004-02-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Flat capacitor having staked foils and edge-connected connection members |
| US7355841B1 (en) * | 2000-11-03 | 2008-04-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Configurations and methods for making capacitor connections |
| US6522525B1 (en) * | 2000-11-03 | 2003-02-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable heart monitors having flat capacitors with curved profiles |
| US6684102B1 (en) * | 2000-11-03 | 2004-01-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable heart monitors having capacitors with endcap headers |
| US7456077B2 (en) * | 2000-11-03 | 2008-11-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method for interconnecting anodes and cathodes in a flat capacitor |
| US20030125771A1 (en) * | 2001-08-01 | 2003-07-03 | Medical Research Laboratories, Inc. | Multiphasic defibrillator utilizing controlled energy pulses |
| CA2459049A1 (en) * | 2001-08-31 | 2003-03-13 | Access Cardiosystems, Inc. | Automated external defibrillator (aed) system |
| US7096062B2 (en) | 2002-03-11 | 2006-08-22 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Method for self-test of defibrillation and pacing circuits including a patient isolation switch |
| US6965796B2 (en) | 2002-03-11 | 2005-11-15 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Method and apparatus for self-test of defibrillation and pacing circuits including a patient isolation switch |
| US6968230B2 (en) | 2002-06-26 | 2005-11-22 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp | H-bridge circuit for generating a high-energy biphasic and external pacing waveform in an external defibrillator |
| US7189204B2 (en) | 2002-12-04 | 2007-03-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sleep detection using an adjustable threshold |
| US7392081B2 (en) * | 2003-02-28 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulator employing post-shock transthoracic asystole prevention pacing |
| US20050004615A1 (en) * | 2003-04-11 | 2005-01-06 | Sanders Richard S. | Reconfigurable implantable cardiac monitoring and therapy delivery device |
| US7389138B2 (en) * | 2003-04-11 | 2008-06-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrode placement determination for subcutaneous cardiac monitoring and therapy |
| US20040204734A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-10-14 | Wagner Darrell Orvin | Tunneling tool with subcutaneous transdermal illumination |
| US7218966B2 (en) * | 2003-04-11 | 2007-05-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-parameter arrhythmia discrimination |
| US7349742B2 (en) * | 2003-04-11 | 2008-03-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Expandable fixation elements for subcutaneous electrodes |
| US7865233B2 (en) | 2003-04-11 | 2011-01-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac signal discrimination employing non-electrophysiologic signal |
| US7236819B2 (en) | 2003-04-11 | 2007-06-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Separation of a subcutaneous cardiac signal from a plurality of composite signals |
| US20040230230A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-11-18 | Lindstrom Curtis Charles | Methods and systems involving subcutaneous electrode positioning relative to a heart |
| US7499750B2 (en) | 2003-04-11 | 2009-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Noise canceling cardiac electrodes |
| US7047071B2 (en) | 2003-04-11 | 2006-05-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Patient stratification for implantable subcutaneous cardiac monitoring and therapy |
| US20040230272A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-11-18 | Cates Adam W. | Subcutaneous lead with temporary pharmacological agents |
| US7529592B2 (en) * | 2003-04-11 | 2009-05-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous electrode and lead with temporary pharmacological agents |
| US7499758B2 (en) * | 2003-04-11 | 2009-03-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Helical fixation elements for subcutaneous electrodes |
| US7702399B2 (en) * | 2003-04-11 | 2010-04-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous electrode and lead with phoresis based pharmacological agent delivery |
| US20040220628A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-11-04 | Wagner Darrell Orvin | Subcutaneous defibrillation timing correlated with induced skeletal muscle contraction |
| US7302294B2 (en) * | 2003-04-11 | 2007-11-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac sensing and stimulation system employing blood sensor |
| US7493175B2 (en) * | 2003-04-11 | 2009-02-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous lead with tined fixation |
| US7566318B2 (en) * | 2003-04-11 | 2009-07-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Ultrasonic subcutaneous dissection tool incorporating fluid delivery |
| US8116868B2 (en) | 2003-04-11 | 2012-02-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable device with cardiac event audio playback |
| US20040215240A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-10-28 | Lovett Eric G. | Reconfigurable subcutaneous cardiac device |
| US20040204735A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-10-14 | Shiroff Jason Alan | Subcutaneous dissection tool incorporating pharmacological agent delivery |
| US20040220626A1 (en) * | 2003-04-11 | 2004-11-04 | Wagner Darrell Orvin | Distributed subcutaneous defibrillation system |
| US7117035B2 (en) | 2003-04-11 | 2006-10-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac stimulation system with patient activity sensing |
| US7979122B2 (en) * | 2003-04-11 | 2011-07-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable sudden cardiac death prevention device with reduced programmable feature set |
| US7570997B2 (en) | 2003-04-11 | 2009-08-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Subcutaneous cardiac rhythm management with asystole prevention therapy |
| US7555335B2 (en) | 2003-04-11 | 2009-06-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Biopotential signal source separation using source impedances |
| US8606356B2 (en) | 2003-09-18 | 2013-12-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Autonomic arousal detection system and method |
| EP2008581B1 (en) | 2003-08-18 | 2011-08-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Patient monitoring, diagnosis, and/or therapy systems and methods |
| US7396333B2 (en) | 2003-08-18 | 2008-07-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Prediction of disordered breathing |
| US20050107838A1 (en) * | 2003-09-18 | 2005-05-19 | Lovett Eric G. | Subcutaneous cardiac rhythm management with disordered breathing detection and treatment |
| US7887493B2 (en) | 2003-09-18 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable device employing movement sensing for detecting sleep-related disorders |
| US8002553B2 (en) | 2003-08-18 | 2011-08-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sleep quality data collection and evaluation |
| US20060247693A1 (en) | 2005-04-28 | 2006-11-02 | Yanting Dong | Non-captured intrinsic discrimination in cardiac pacing response classification |
| US8521284B2 (en) | 2003-12-12 | 2013-08-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac response classification using multisite sensing and pacing |
| US7774064B2 (en) | 2003-12-12 | 2010-08-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac response classification using retriggerable classification windows |
| US20050215884A1 (en) * | 2004-02-27 | 2005-09-29 | Greicius Michael D | Evaluation of Alzheimer's disease using an independent component analysis of an individual's resting-state functional MRI |
| US7480531B1 (en) | 2004-05-26 | 2009-01-20 | Pacesetter, Inc. | System and method for reducing pain associated with cardioversion shocks generated by implantable cardiac stimulation devices |
| US7706866B2 (en) | 2004-06-24 | 2010-04-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic orientation determination for ECG measurements using multiple electrodes |
| US7224575B2 (en) * | 2004-07-16 | 2007-05-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for high voltage aluminum capacitor design |
| US7797036B2 (en) | 2004-11-30 | 2010-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac activation sequence monitoring for ischemia detection |
| US7509170B2 (en) | 2005-05-09 | 2009-03-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Automatic capture verification using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes |
| US7917196B2 (en) | 2005-05-09 | 2011-03-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Arrhythmia discrimination using electrocardiograms sensed from multiple implanted electrodes |
| US7805185B2 (en) * | 2005-05-09 | 2010-09-28 | Cardiac Pacemakers, In. | Posture monitoring using cardiac activation sequences |
| US7457664B2 (en) | 2005-05-09 | 2008-11-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Closed loop cardiac resynchronization therapy using cardiac activation sequence information |
| US7890159B2 (en) * | 2004-09-30 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac activation sequence monitoring and tracking |
| US7647108B2 (en) * | 2004-09-30 | 2010-01-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and systems for selection of cardiac pacing electrode configurations |
| US7418293B2 (en) * | 2004-11-09 | 2008-08-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multiple pulse defibrillation for subcutaneous implantable cardiac devices |
| US8818504B2 (en) | 2004-12-16 | 2014-08-26 | Cardiac Pacemakers Inc | Leadless cardiac stimulation device employing distributed logic |
| US7996072B2 (en) * | 2004-12-21 | 2011-08-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Positionally adaptable implantable cardiac device |
| US7680534B2 (en) | 2005-02-28 | 2010-03-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable cardiac device with dyspnea measurement |
| US7392086B2 (en) | 2005-04-26 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable cardiac device and method for reduced phrenic nerve stimulation |
| US20070049975A1 (en) * | 2005-09-01 | 2007-03-01 | Cates Adam W | Active can with dedicated defibrillation and sensing electrodes |
| US7775983B2 (en) * | 2005-09-16 | 2010-08-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Rapid shallow breathing detection for use in congestive heart failure status determination |
| US20070118180A1 (en) * | 2005-11-18 | 2007-05-24 | Quan Ni | Cardiac resynchronization therapy for improved hemodynamics based on disordered breathing detection |
| US7766840B2 (en) | 2005-12-01 | 2010-08-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for heart failure status evaluation based on a disordered breathing index |
| US20070135847A1 (en) * | 2005-12-12 | 2007-06-14 | Kenknight Bruce H | Subcutaneous defibrillation system and method using same |
| US7662105B2 (en) | 2005-12-14 | 2010-02-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for determining respiration metrics |
| US7761158B2 (en) * | 2005-12-20 | 2010-07-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Detection of heart failure decompensation based on cumulative changes in sensor signals |
| US7640065B1 (en) | 2006-03-17 | 2009-12-29 | Pacesetter, Inc. | Cardiac constraint/therapeutic stimulation device |
| US7819816B2 (en) * | 2006-03-29 | 2010-10-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Periodic disordered breathing detection |
| US8527048B2 (en) | 2006-06-29 | 2013-09-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Local and non-local sensing for cardiac pacing |
| US8154853B2 (en) * | 2006-08-03 | 2012-04-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for partitioned capacitor |
| US8170662B2 (en) * | 2006-08-03 | 2012-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for charging partitioned capacitors |
| US8761875B2 (en) * | 2006-08-03 | 2014-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for selectable energy storage partitioned capacitor |
| US8209013B2 (en) | 2006-09-14 | 2012-06-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Therapeutic electrical stimulation that avoids undesirable activation |
| US8948867B2 (en) | 2006-09-14 | 2015-02-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Capture detection with cross chamber backup pacing |
| US7856265B2 (en) * | 2007-02-22 | 2010-12-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | High voltage capacitor route with integrated failure point |
| US8052611B2 (en) | 2007-03-14 | 2011-11-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for management of heart failure hospitalization |
| US8265736B2 (en) | 2007-08-07 | 2012-09-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus to perform electrode combination selection |
| US9037239B2 (en) | 2007-08-07 | 2015-05-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus to perform electrode combination selection |
| US8121678B2 (en) * | 2007-12-12 | 2012-02-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with hall sensor |
| JP5276118B2 (ja) * | 2008-01-22 | 2013-08-28 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 患者の状態を評価するシステム |
| CN101939051B (zh) | 2008-02-14 | 2013-07-10 | 心脏起搏器公司 | 用于膈刺激检测的方法和装置 |
| EP2349467B1 (en) * | 2008-10-06 | 2017-08-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamic cardiac resynchronization therapy by tracking intrinsic conduction |
| US20110009760A1 (en) * | 2009-07-10 | 2011-01-13 | Yi Zhang | Hospital Readmission Alert for Heart Failure Patients |
| WO2011075511A2 (en) | 2009-12-18 | 2011-06-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sintered capacitor electrode including multiple thicknesses |
| US9123470B2 (en) * | 2009-12-18 | 2015-09-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable energy storage device including a connection post to connect multiple electrodes |
| US8873220B2 (en) | 2009-12-18 | 2014-10-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods to connect sintered aluminum electrodes of an energy storage device |
| JP5555331B2 (ja) | 2009-12-18 | 2014-07-23 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 植込み型医療デバイスにエネルギーを貯蔵する焼結電極を備えた装置 |
| US8725252B2 (en) | 2009-12-18 | 2014-05-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electric energy storage device electrode including an overcurrent protector |
| WO2011075508A2 (en) | 2009-12-18 | 2011-06-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Sintered capacitor electrode including a folded connection |
| US8848341B2 (en) | 2010-06-24 | 2014-09-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electronic component mounted on a capacitor electrode |
| CN105451648A (zh) | 2013-08-05 | 2016-03-30 | 心脏起搏器股份公司 | 基于浅快呼吸指数检测心力衰竭的恶化的系统和方法 |
| US20150196769A1 (en) | 2014-01-10 | 2015-07-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and systems for improved communication between medical devices |
| AU2015204701B2 (en) | 2014-01-10 | 2018-03-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for detecting cardiac arrhythmias |
| US9782601B2 (en) | 2014-04-15 | 2017-10-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing device with autonomous anti-tachycardia pacing |
| US9526909B2 (en) | 2014-08-28 | 2016-12-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical device with triggered blanking period |
| EP3827877B1 (en) | 2015-02-06 | 2024-06-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems for treating cardiac arrhythmias |
| ES2713231T3 (es) | 2015-02-06 | 2019-05-20 | Cardiac Pacemakers Inc | Sistemas para el suministro seguro de una terapia de estimulación eléctrica |
| WO2016130477A2 (en) | 2015-02-09 | 2016-08-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with radiopaque id tag |
| EP3265172B1 (en) | 2015-03-04 | 2018-12-19 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems for treating cardiac arrhythmias |
| CN107427222B (zh) | 2015-03-18 | 2021-02-09 | 心脏起搏器股份公司 | 使用链路质量评估的医疗设备系统中的通信 |
| US10050700B2 (en) | 2015-03-18 | 2018-08-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Communications in a medical device system with temporal optimization |
| US9853743B2 (en) | 2015-08-20 | 2017-12-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for communication between medical devices |
| WO2017031347A1 (en) | 2015-08-20 | 2017-02-23 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for communication between medical devices |
| US9956414B2 (en) | 2015-08-27 | 2018-05-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Temporal configuration of a motion sensor in an implantable medical device |
| US9968787B2 (en) | 2015-08-27 | 2018-05-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Spatial configuration of a motion sensor in an implantable medical device |
| US10226631B2 (en) | 2015-08-28 | 2019-03-12 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for infarct detection |
| WO2017040115A1 (en) | 2015-08-28 | 2017-03-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | System for detecting tamponade |
| US10137305B2 (en) | 2015-08-28 | 2018-11-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for behaviorally responsive signal detection and therapy delivery |
| WO2017044389A1 (en) | 2015-09-11 | 2017-03-16 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Arrhythmia detection and confirmation |
| US10065041B2 (en) | 2015-10-08 | 2018-09-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Devices and methods for adjusting pacing rates in an implantable medical device |
| JP6608063B2 (ja) | 2015-12-17 | 2019-11-20 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 植込み型医療装置 |
| US10905886B2 (en) | 2015-12-28 | 2021-02-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device for deployment across the atrioventricular septum |
| WO2017127548A1 (en) | 2016-01-19 | 2017-07-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Devices for wirelessly recharging a rechargeable battery of an implantable medical device |
| WO2017136548A1 (en) | 2016-02-04 | 2017-08-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery system with force sensor for leadless cardiac device |
| US11116988B2 (en) | 2016-03-31 | 2021-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with rechargeable battery |
| US10328272B2 (en) | 2016-05-10 | 2019-06-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Retrievability for implantable medical devices |
| US10668294B2 (en) | 2016-05-10 | 2020-06-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker configured for over the wire delivery |
| JP6764956B2 (ja) | 2016-06-27 | 2020-10-07 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 再同期ペーシング管理に皮下で感知されたｐ波を使用する心臓治療法システム |
| US11207527B2 (en) | 2016-07-06 | 2021-12-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and system for determining an atrial contraction timing fiducial in a leadless cardiac pacemaker system |
| WO2018009392A1 (en) | 2016-07-07 | 2018-01-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless pacemaker using pressure measurements for pacing capture verification |
| CN109475743B (zh) | 2016-07-20 | 2022-09-02 | 心脏起搏器股份公司 | 在无引线心脏起搏器系统中利用心房收缩定时基准的系统 |
| WO2018035343A1 (en) | 2016-08-19 | 2018-02-22 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Trans septal implantable medical device |
| CN109640809B (zh) | 2016-08-24 | 2021-08-17 | 心脏起搏器股份公司 | 使用p波到起搏定时的集成式多装置心脏再同步治疗 |
| EP3503970B1 (en) | 2016-08-24 | 2023-01-04 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac resynchronization using fusion promotion for timing management |
| WO2018057318A1 (en) | 2016-09-21 | 2018-03-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless stimulation device with a housing that houses internal components of the leadless stimulation device and functions as the battery case and a terminal of an internal battery |
| US10758737B2 (en) | 2016-09-21 | 2020-09-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Using sensor data from an intracardially implanted medical device to influence operation of an extracardially implantable cardioverter |
| WO2018057626A1 (en) | 2016-09-21 | 2018-03-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable cardiac monitor |
| WO2018081133A1 (en) | 2016-10-27 | 2018-05-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device having a sense channel with performance adjustment |
| AU2017350759B2 (en) | 2016-10-27 | 2019-10-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with pressure sensor |
| US10413733B2 (en) | 2016-10-27 | 2019-09-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with gyroscope |
| US10758724B2 (en) | 2016-10-27 | 2020-09-01 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device delivery system with integrated sensor |
| WO2018081275A1 (en) | 2016-10-27 | 2018-05-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Multi-device cardiac resynchronization therapy with timing enhancements |
| WO2018081237A1 (en) | 2016-10-27 | 2018-05-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Use of a separate device in managing the pace pulse energy of a cardiac pacemaker |
| EP3532157B1 (en) | 2016-10-31 | 2020-08-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems for activity level pacing |
| US10434317B2 (en) | 2016-10-31 | 2019-10-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems and methods for activity level pacing |
| WO2018089311A1 (en) | 2016-11-08 | 2018-05-17 | Cardiac Pacemakers, Inc | Implantable medical device for atrial deployment |
| WO2018089308A1 (en) | 2016-11-09 | 2018-05-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems, devices, and methods for setting cardiac pacing pulse parameters for a cardiac pacing device |
| US10881869B2 (en) | 2016-11-21 | 2021-01-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Wireless re-charge of an implantable medical device |
| EP3541473B1 (en) | 2016-11-21 | 2020-11-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with multimode communication |
| EP3541472B1 (en) | 2016-11-21 | 2023-06-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with a magnetically permeable housing and an inductive coil disposed about the housing |
| US10639486B2 (en) | 2016-11-21 | 2020-05-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with recharge coil |
| CN109982746B (zh) | 2016-11-21 | 2023-04-04 | 心脏起搏器股份公司 | 提供心脏再同步治疗的无引线心脏起搏器 |
| US11207532B2 (en) | 2017-01-04 | 2021-12-28 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dynamic sensing updates using postural input in a multiple device cardiac rhythm management system |
| CN110234392B (zh) | 2017-01-26 | 2023-08-11 | 心脏起搏器股份公司 | 具有被包覆模制的组件的无引线装置 |
| CN110198759B (zh) | 2017-01-26 | 2023-08-11 | 心脏起搏器股份公司 | 具有可拆卸固定件的无引线可植入装置 |
| JP7000438B2 (ja) | 2017-01-26 | 2022-01-19 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 冗長メッセージ送信を伴う人体デバイス通信 |
| US10905872B2 (en) | 2017-04-03 | 2021-02-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with a movable electrode biased toward an extended position |
| US10821288B2 (en) | 2017-04-03 | 2020-11-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac pacemaker with pacing pulse energy adjustment based on sensed heart rate |
| US10946207B2 (en) | 2017-05-27 | 2021-03-16 | West Affum Holdings Corp. | Defibrillation waveforms for a wearable cardiac defibrillator |
| EP3668592B1 (en) | 2017-08-18 | 2021-11-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable medical device with pressure sensor |
| WO2019036568A1 (en) | 2017-08-18 | 2019-02-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | IMPLANTABLE MEDICAL DEVICE COMPRISING A FLOW CONCENTRATOR AND A RECEPTION COIL PROVIDED AROUND THE FLOW CONCENTRATOR |
| JP6938778B2 (ja) | 2017-09-20 | 2021-09-22 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 複数の作動モードを備えた移植式医療用装置 |
| US11185703B2 (en) | 2017-11-07 | 2021-11-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker for bundle of his pacing |
| EP3717059B1 (en) | 2017-12-01 | 2024-11-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems for detecting atrial contraction timing fiducials within a search window from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker |
| WO2019108545A1 (en) | 2017-12-01 | 2019-06-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Methods and systems for detecting atrial contraction timing fiducials during ventricular filling from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker |
| EP3717060B1 (en) | 2017-12-01 | 2022-10-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Leadless cardiac pacemaker with reversionary behavior |
| EP3717063B1 (en) | 2017-12-01 | 2023-12-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Systems for detecting atrial contraction timing fiducials and determining a cardiac interval from a ventricularly implanted leadless cardiac pacemaker |
| EP3735293B1 (en) | 2018-01-04 | 2022-03-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dual chamber pacing without beat-to-beat communication |
| US11529523B2 (en) | 2018-01-04 | 2022-12-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Handheld bridge device for providing a communication bridge between an implanted medical device and a smartphone |
| EP3768369A1 (en) | 2018-03-23 | 2021-01-27 | Medtronic, Inc. | Av synchronous vfa cardiac therapy |
| JP2021518192A (ja) | 2018-03-23 | 2021-08-02 | メドトロニック，インコーポレイテッド | ＶｆＡ心臓再同期治療 |
| US11058880B2 (en) | 2018-03-23 | 2021-07-13 | Medtronic, Inc. | VFA cardiac therapy for tachycardia |
| EP3856331A1 (en) | 2018-09-26 | 2021-08-04 | Medtronic, Inc. | Capture in ventricle-from-atrium cardiac therapy |
| US11951313B2 (en) | 2018-11-17 | 2024-04-09 | Medtronic, Inc. | VFA delivery systems and methods |
| EP3897816B1 (en) | 2018-12-21 | 2024-03-27 | Medtronic, Inc. | Delivery systems for left ventricular pacing |
| US11679265B2 (en) | 2019-02-14 | 2023-06-20 | Medtronic, Inc. | Lead-in-lead systems and methods for cardiac therapy |
| US11697025B2 (en) | 2019-03-29 | 2023-07-11 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system capture |
| US11213676B2 (en) | 2019-04-01 | 2022-01-04 | Medtronic, Inc. | Delivery systems for VfA cardiac therapy |
| US11712188B2 (en) | 2019-05-07 | 2023-08-01 | Medtronic, Inc. | Posterior left bundle branch engagement |
| US11305127B2 (en) | 2019-08-26 | 2022-04-19 | Medtronic Inc. | VfA delivery and implant region detection |
| US11813466B2 (en) | 2020-01-27 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Atrioventricular nodal stimulation |
| US12543992B2 (en) | 2020-03-30 | 2026-02-10 | Medtronic, Inc. | Pacing efficacy determination using a representative morphology of external cardiac signals |
| US11911168B2 (en) | 2020-04-03 | 2024-02-27 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system therapy benefit determination |
| US12605103B2 (en) | 2020-05-21 | 2026-04-21 | Medtronic, Inc. | QRS detection and bracketing |
| US12465770B2 (en) | 2020-07-31 | 2025-11-11 | Medtronic, Inc. | Coronary sinus conduction system pacing and delivery |
| US11813464B2 (en) | 2020-07-31 | 2023-11-14 | Medtronic, Inc. | Cardiac conduction system evaluation |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4637797A (en) * | 1985-01-11 | 1987-01-20 | Access Learning Technology Corporation | Software training system |
| JPS63229069A (ja) * | 1987-02-27 | 1988-09-22 | インターメディクス インコーポレーテッド | 埋込み可能な除細動器 |
| US4800883A (en) * | 1986-04-02 | 1989-01-31 | Intermedics, Inc. | Apparatus for generating multiphasic defibrillation pulse waveform |
| EP0326290A1 (en) * | 1988-01-19 | 1989-08-02 | Telectronics N.V. | Method and apparatus for applying asymmetric biphasic truncated exponential countershocks |
| JPH027971A (ja) * | 1988-01-12 | 1990-01-11 | Mirowski Mieczyslaw | 植え込み式除細動器用の二相パルス発生器 |
Family Cites Families (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| FR85383E (fr) * | 1961-12-30 | 1965-07-30 | Serdal Electron Med | Groupement de condensateurs allégé, notamment pour défibrillation cardiaque |
| FR1317369A (fr) * | 1961-12-30 | 1963-02-08 | Electronique Medicale Serdal L | Groupement de condensateurs allégé, notamment pour défibrillation cardiaque |
| US4375817A (en) * | 1979-07-19 | 1983-03-08 | Medtronic, Inc. | Implantable cardioverter |
| US4548203A (en) * | 1982-06-01 | 1985-10-22 | Purdue Research Foundation | Sequential-pulse, multiple pathway defibrillation method |
| JPS6283625A (ja) * | 1985-10-08 | 1987-04-17 | Shimadzu Corp | 光パワ−メ−タ |
| US4953551A (en) * | 1987-01-14 | 1990-09-04 | Medtronic, Inc. | Method of defibrillating a heart |
| US4810742A (en) * | 1988-02-01 | 1989-03-07 | Occidental Chemical Corporation | UV stable, impact resistant, flame retarded ABS composition containing aliphatic resin |
| US5199429A (en) * | 1991-05-23 | 1993-04-06 | Angemed, Inc. | Implantable defibrillator system employing capacitor switching networks |
| US5411525A (en) * | 1992-01-30 | 1995-05-02 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase |
-
1993
- 1993-01-29 CA CA002088384A patent/CA2088384C/en not_active Expired - Fee Related
- 1993-01-29 AT AT93101426T patent/ATE185980T1/de not_active IP Right Cessation
- 1993-01-29 DE DE69326850T patent/DE69326850T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1993-01-29 EP EP93101426A patent/EP0553864B1/en not_active Revoked
- 1993-01-29 AU AU32093/93A patent/AU3209393A/en not_active Abandoned
- 1993-02-01 JP JP5014832A patent/JPH05337204A/ja active Pending
-
1995
- 1995-10-25 US US08/547,845 patent/US5634938A/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4637797A (en) * | 1985-01-11 | 1987-01-20 | Access Learning Technology Corporation | Software training system |
| US4800883A (en) * | 1986-04-02 | 1989-01-31 | Intermedics, Inc. | Apparatus for generating multiphasic defibrillation pulse waveform |
| JPS63229069A (ja) * | 1987-02-27 | 1988-09-22 | インターメディクス インコーポレーテッド | 埋込み可能な除細動器 |
| JPH027971A (ja) * | 1988-01-12 | 1990-01-11 | Mirowski Mieczyslaw | 植え込み式除細動器用の二相パルス発生器 |
| EP0326290A1 (en) * | 1988-01-19 | 1989-08-02 | Telectronics N.V. | Method and apparatus for applying asymmetric biphasic truncated exponential countershocks |
Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPWO2020174590A1 (ja) * | 2019-02-26 | 2020-09-03 | ||
| WO2020174590A1 (ja) * | 2019-02-26 | 2020-09-03 | 株式会社ｉＣｏｒＮｅｔ研究所 | 心臓サポートネット及び植込み型除細動器 |
| US11229802B2 (en) | 2019-02-26 | 2022-01-25 | Ut-Heart Inc. | Heart support net and implantable cardioverter defibrillator |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| EP0553864A2 (en) | 1993-08-04 |
| AU3209393A (en) | 1993-08-05 |
| EP0553864A3 (en) | 1995-01-18 |
| CA2088384C (en) | 1998-09-01 |
| CA2088384A1 (en) | 1993-07-31 |
| DE69326850D1 (de) | 1999-12-02 |
| DE69326850T2 (de) | 2000-04-20 |
| US5634938A (en) | 1997-06-03 |
| EP0553864B1 (en) | 1999-10-27 |
| ATE185980T1 (de) | 1999-11-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH05337204A (ja) | 長持続時間の波形を発生する細動除去波形発生器 | |
| US5411525A (en) | Dual capacitor biphasic defibrillator waveform generator employing selective connection of capacitors for each phase | |
| US5489293A (en) | Method and apparatus for treating cardiac tachyarrhythmia | |
| US5230336A (en) | Method and apparatus for impedance based automatic pulse duration adjustment for defibrillation shock delivery | |
| US4384585A (en) | Synchronous intracardiac cardioverter | |
| US4953551A (en) | Method of defibrillating a heart | |
| US5425749A (en) | Preemptive cardioversion therapy in an implantable cardioverter defibrillator | |
| US5447518A (en) | Method and apparatus for phase related cardiac defibrillation | |
| US5540723A (en) | Method and apparatus for delivering an optimum shock duration in treating cardiac arrhythmias | |
| US5292338A (en) | Atrial defibrillator employing transvenous and subcutaneous electrodes and method of use | |
| EP0281219B1 (en) | Cardiac defibrillator | |
| US5431687A (en) | Impedance timed defibrillation system | |
| Winkle et al. | Effect of duration of ventricular fibrillation on defibrillation efficacy in humans. | |
| US6873874B2 (en) | Method and apparatus for cardiac shock therapy | |
| US6484056B2 (en) | System and method of generating a high efficiency biphasic defibrillation waveform for use in an implantable cardioverter/defibrillator (ICD) | |
| EP0576109A2 (en) | Pulse generator for use in an implantable atrial defibrillator | |
| US5718718A (en) | Method and apparatus for polarity reversal of consecutive defibrillation countershocks having back biasing precharge pulses | |
| JPH0412148B2 (ja) | ||
| US5360435A (en) | Multiple pulse cardioversion or defibrillation | |
| US5741303A (en) | Electrode back-charging pre-treatment system for an implantable cardioverter defibrillator | |
| EP0547878B1 (en) | Defibrillation system with a small capacitor | |
| US5813999A (en) | Implantable atrial defibrillator providing reduced cardioversion discomfort | |
| US20030163166A1 (en) | Implantable defibrillator design with optimized multipulse waveform delivery and method for using | |
| Block et al. | Biphasic defibrillation using a single capacitor with large capacitance: reduction of peak voltages and ICD device size | |
| US5342399A (en) | Implantable defibrillator system having a small capacitance valve |