JPH06315540A - 細動除去方法及び装置 - Google Patents
細動除去方法及び装置Info
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Abstract
(57)【要約】
【目的】除細動の成功率を高め心筋損傷を最小にする。
【構成】除細動を行うためのエネルギＥd を患者の胸廓
インピーダンスＺp で正規化して決定するようにした。
Ｅd ／Ｚp が３〜４．５Ｊ／Ωのとき成功率が高く損傷
の危険が少ない。Ｚp は放電前に測定される。
インピーダンスＺp で正規化して決定するようにした。
Ｅd ／Ｚp が３〜４．５Ｊ／Ωのとき成功率が高く損傷
の危険が少ない。Ｚp は放電前に測定される。
Description
【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は一般に心臓の細動除去法
に関し、特に最初の試みで成功と安全性の確率を最適化
するための細動除去法と装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】除細動装置は一対の電極、すなわち「パ
ドル」を利用して心臓停止状態の患者の胸に強烈な電気
ショックを加えるために使用される装置である。選択さ
れた、離散量（ディスクリート）の電気エネルギが一般
にコンデンサに蓄積され、パドル回路を経て患者に放電
される。 【０００３】除細動は確実に成功する結果をもたらす処
置とは言えない。むしろ除細動が成功する確率は患者の
状態及び除細動の放電パラメタによって左右される。除
細動を成功裏にかつ安全に実施するには、除細動の放電
強度レベルの最適な選択を迅速に行うことが重要であ
る。選択された放電強度レベルが低すぎると、除細動は
成功せず、患者の細動が除去されるまで強度を高めて繰
り返さなけさばならない。しかし、強度レベルを高めて
の反復的な除細動放電は心臓にダメージを与えやすくな
る。更に、反復的な放電によって患者は長期間にわたっ
て心室細動を残すことがある。それによって患者の容体
は新陳代謝不全や酸素欠乏により悪化し、ひいては患者
の除細動がなされることが困難となり、回復に成功する
見込みが減少する。従って、除細動はできるだけ迅速に
行うことが肝要であり、かつ、最初に低すぎる放電強度
で除細動を行ってはならない。 【０００４】一方、放電強度を一様に高めるにつれて除
細動が成功する確率は増大し、最高になり、次第に低下
することが公知である（Ｊ．Ｃ．Ｓｃｈｕｄｅｒ他著
「胸廓心室除細動術（Ｔｒａｎｓｔｈｏｒａｃｉｃ Ｖ
ｅｎｔｒｉｃｎｌａｒ Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏ
ｎ」ＩＥＥＥ生医学技術会報（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａ
ｃｔｉｏｎ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎ
ｅｅｒｉｎｇ）ＢＭＥ−２７巻３７−４３ぺーじ、１９
８０年）を参照されたい）。従って、過度に高い強度レ
ベルも避けなければならない。過度な強度レベルは除細
動が成功する確率を低下させるだけではなく、心臓を流
れる過度な放電電流によって心臓（心筋と神経系）を損
傷する危険が高まる。 【０００５】この様な対立する配慮のために、除細動術
のオペレータが除細動の最適な強度レベルを選択するこ
とを補助するため、除細動術の有効性と安全性に関する
種々の放電パラメタの影響を決定する試みがこれまで数
多くなされてきた。 【０００６】（一般的な用語である“強度”はここでは
放電のレベルを表すために意図的に用いられていること
に留意されたい。強度は例えば除細動装置内に蓄積され
たエネルギ、患者に加えられるエネルギ、患者の体内を
流れるピーク又は平均電流、患者の体内を流れる電荷又
は積算電子等の幾つかの放電パラメタの任意の一つで測
定できる。 【０００７】以下の説明では、従来一般に用いられてき
た除細動法のパラメタを、それらに対応する制約及び不
的確さを含めて検討することにする。次に、従来利用さ
れておらず、文献に記載されていないが、最初の試みで
除細動が成功し、安全である確率を最高にするためオペ
レータが選択できる最も基本的で正確であると考えられ
る新しいパラメタを特定する。 【０００８】伝統的に除細動装置は除細動装置のコンデ
ンサに累積されたエネルギＥs の制御と選択ができるよ
うに設計されてきた。このことは５０オームの負荷に加
えられるエネルギＥd （５０）、すなわち患者の胸廓イ
ンピーダンス（Ｚp ）を５０オームであると想定した場
合に加えられるエネルギの選択についても同様である。
現在市販されている除細動装置は全て実際にはオペレー
タがＥd （５０）だけしか選択できないように設計され
ている。その理由の一部はアメリカ医学協会のアメリカ
心臓学会が刊行しているような一般に受け入れられてい
る基準（「心肺蘇生及びエネルギによる心治療のための
規格とガイドライン（Ｓｔａｎｄａｒｄｓ ａｎｄ Ｇ
ｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ｆｏｒ Ｃａｒｄｉｏｐｕｌｍｏ
ｎａｒｙＲｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｅｎｅ
ｒｇｙ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃａｒｅ）」ＪＡＭＡ ２５
５巻 ２１号２８４１−３０４４ページ、１９８６年６
月刊）が最初の２度の試みでは２００ジュールのＥd
（５０）で除細動を行い、必要ならば次の試みでは３０
０又は３６０ジュールで除細動を行うことを推奨してい
ることである。 【０００９】残念ながらＥd （５０）を選択する能力に
よっては除細動術が安全に成功する確率は最高のものに
はならない。その理由の大半は患者のＺp は放電前には
一般に未知であり、かつ、Ｚp が患者によって大幅に異
なるというは公知の事実に因るものである（Ｋｅｒｂｅ
ｒ）他の「人体除細動術における胸廓抵抗、体重、胸部
サイズ、連続ショック、パドルのサイズ及びパドルの接
触圧の影響（Ｔｒａｎｓｔｈｏｒａｃｉｃ Ｒｅｓｉｓ
ｔａｎｃｅ ｉｎ Ｈｕｍａｎ Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａ
ｔｉｏｎ，Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ Ｂｏｄｙ Ｗｅ
ｉｇｈｔ，Ｃｈｅｓｔ Ｓｉｚｅ，Ｓｅｒｉａｌ Ｓｈ
ｏｃｋｓ Ｐａｄｄｌｅ Ｓｉｚｅ ａｎｄ Ｐａｄｄ
ｌｅｃｏｎｔａｃｔ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）」（循環器
（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）６３巻 ３号 １９８１年
３月刊）の報告では、１５乃至１４０オーム、平均約６
５オームである）。患者に実際に加えられるエネルギは
Ｚpの値に左右され、患者のＺp が大幅に５０オーム以
上、又は以下である場合は意図したエネルギＥd （５
０）と著しく異なることになる。 【００１０】加えられるエネルギは除細動装置を成功裏
にかつ安全に制御するに充分なパラメタではない。何故
ならば、除細動が成功するのに必要なエネルギと心臓に
ダメージを与えるエネルギの臨界値は患者のＺp によっ
て大きく左右されるからである。すなわち、Ｚp が極め
て低い患者（例えば２５オーム）の場合はわずか５０ジ
ュールのエネルギで除細動が成功し、２００ジュール程
度の低いエネルギでも心臓にダメージを受けることがあ
り、一方、Ｚp が高い患者（例えば１００オーム）では
除細動が成功するには３００ジュールのエネルギが必要
であり、例えば５００ジュール又はそれ以上のずっと高
いエネルギによってはじめてダメージを受ける。 【００１１】エネルギ量選択のアプローチの欠点が認識
されてきたため、より優れた制御パラメータが研究され
てきた。 【００１２】一般に認められている研究によれば、除細
動と心筋損傷の基本プロセスは放電エネルギよりも心臓
を流れる電子の方がより密接に関連すると報告されてい
る。例えば、Ｋｅｒｂｅｒ博士は１９８４年に患者母集
団をＺp に従って２グループに分けて、除細動が成功す
る臨界値を調査した（Ｋｅｒｂｅｒ他、「人体の除細動
及び電気除細動における胸廓インピーダンスの予測：低
エネルギ・ショックの成功を決定づけるインピーダンス
の重要性」循環器（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）、７０巻
２号 １９８４年８月刊）。Ｚp 値が低レベルから平
均レベルまでのグループの平均除細動臨界値は１３５ジ
ュール（印加エネルギ）、及び２９アンペア（ピーク電
流）であり、一方Ｚp 値が高いグループの平均臨界値は
２１１ジュール及び２８アンペアであった。このように
ピーク電流で測定された除細動法の臨界値はＺp 値にか
かわりなく全ての患者とも同一であったが、印加エネル
ギによって測定された除細動法の臨界値はＺp 値と共に
増大した。このような発見は後の２つの研究によって確
認されている。（Ｋｅｒｂｅｒ他「除細動術及び電気除
細動におけるエネルギ、電流及び成功：インピーダンス
準拠の自動エネルギ調整法を使用した臨床的研究」循環
器（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）、７７巻 ５号 １９８
８年５月）及びＬｅｒｍａｎ他「電流準拠とエネルギ準
拠の心筋除細動術：その概観的研究」アメリカ心臓学大
学（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒ
ｄｉｏｌｏｇｙ）１２巻 ５号 １２５９−６４ページ
１９８８年刊）これらの研究によって除細動法において
選択される制御パラメタとしてエネルギＥd ではなくピ
ーク電流Ｉm を採用することが提唱されるに至った。 【００１３】ピーク電流Ｉm はエネルギＥd よりも優れ
た選択ではあるが、除細動術の成功確率が高いＩm の適
切な値（同時に心臓へのダメージの危険が最小限になる
値）は除細動装置の放電波形に大きく左右されるため、
それでも尚重大な制約が残る。 【００１４】例えば、低斜度又は高斜度の台形波形を用
いた除細動法の研究においてＢｏｕｒｌａｎｄ他は、所
定のパルス持続時間ｄの場合、除細動法が成功するため
には高斜度の波形の方が低斜度の波形よりも大幅に高い
ピーク電流Ｉm を必要とし、一方、平均電流Ｉa は０な
いし９０％までの全ての傾斜値について基本的に同一で
あったことを指摘した（Ｂｏｕｒｌａｎｄ他「動物の胸
廓除細動術における種々の斜度の台形波形の強度−持続
時間曲線」医療機器（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍ
ｅｎｔａｔｉｏｎ）１２巻 １号 ３８−４１ページ、
１９７８年）。その後ボーランドは別の種類の除細動放
電波形、すなわち現在市販されている除細動装置の殆ど
全てで使用されている減衰正弦波形（ＤＳＷ）に研究を
拡大した。彼はこの場合もピーク電流は著しく変化した
が、放電の所定の持続時間では、除細動術が成功するた
めに必要な平均電流Ｉa は対象となった全ての波形、す
なわち、斜度が異なるＤＳＷと台形波形において基本的
に同一であることを発見した（Ｂｏｕｒｌａｎｄ他「動
物での胸廓心筋除細動法における減衰正弦波と方形波電
流の効果の比較研究」医療機器（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎ
ｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ）１２巻 １号 ４２−４
５ヘージ、１９７８年）。所定のパルス持続時間ｄの場
合、除細動法が成功するのに必要なピーク電流は波形に
応じて大幅に変化するが、平均電流Ｉa 、もしくはより
正確には積算電子の流れ、すなわち電荷は除細動法の成
功をコントロールする、より基本的なパラメタであると
考えられる。 【００１５】しかし、普遍的妥当性をもつパラメタ、す
なわちパルス持続時間とは真に独立したパラメタを特定
するにはもう一つ帰納の作業が必要である。何故なら
ば、現在市販されている種々の除細動装置は異なる放電
期間（一般に減衰正弦波形の場合は２ないし８ミリ秒で
あるが、ある種の台形波形の除細動法では１５または２
０ミリ秒にも及ぶ）を伴う回路部品（コンデンサ及び誘
導子）を使用していることが分かっているからである。 【００１６】除細動法が成功するために必要な放電パラ
メタ（ピーク又は平均電流、電荷、エネルギ）がパルス
持続時間と共に変化することは公知である。組織刺激の
法則が今世紀中庸に発見され、次の方程式で表すことが
できる。 Ｉa ＝ｂ＋（ｋ／ｄ） Ｑ＝Ｉa ×ｄ＝ｂｄ＋ｋ Ｅd ≒ＲＩa2d ＝ＲＩa Ｑ ＝Ｒ（ｋ2 ／ｄ＋２ｂｋ＋ｂ2d） ここにｄはパルス持続時間、ｂとｋは組織の定数特性で
ある。これらの関係は周知の強度−持続時間曲線によっ
て図形的に表すことができる（Ｇｅｄｄｅｓ他「除細動
の電流波形の効果と安全性の基本的判断基準」医学・生
物学技術と計算（Ｍｅｄｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏ
ｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍ
ｐｕｔｉｎｇ）、２３巻 １２２−１３０ページ・１９
８５年）。 【００１７】多様な波形を利用した内部及び外部除細動
法の多くの研究によって、除細動法の臨界パラメタはｄ
とｋに関する前述の関係と正確に関連し、最小エネルギ
の除細動法はパルス持続期間が３ないし５ミリ秒の場合
に発生することが判明している。臨床的な除細動術に最
も広く（かつ正当であると認知されて）使用されるパル
ス持続期間、すなわち２ないし８ミリ秒の範囲にわたっ
て、平均電流Ｉa はｄが増大すると減少し、Ｑはｄと共
に増大するが、積Ｉa ×Ｑ、すなわち患者の胸廓インピ
ーダンスに対する放電エネルギの比率は基本的に一定で
ある。 【００１８】これまでの説明は、除細動法が成功する予
測要因として利用できるパラメタがあり、このパラメタ
の特定の選択値を、除細動法が成功する所定の所望の確
率と関連付けることができるという結論のための前置き
である。このパラメタ値は患者の胸廓インピーダンス及
び放電パルスの形態及び持続時間とは基本的に無関係で
あるという点で普遍的なものである（これに対して、Ｉ
a 又はＱの最適値はパルスの持続時間に左右され、Ｉm
の最適値は波形の形態とパス持続時間の両方に左右さ
れ、供給されるエネルギの最適値は患者のＺp に左右さ
れる）。この普遍的パラメタとはインピーダンス修正さ
れた供給エネルギＥd ／Ｚp （単位はオーム当たりのジ
ュール）である。 【００１９】人体除細動法の最近の経験的な研究（Ｋｅ
ｒｂｅｒ他「循環器（Ｃｉｒｃｎｌａｔｉｏｎ）７７巻
５号 １９８８年５月）及びＫｅｒｂｅｒによってコ
ーディネートされ、その後に続けられている末刊行の多
面的研究で集められたデータを利用して、除細動法が成
功する確率はいずれも除細動法又は同期化された電気除
細動によって処置される種々の悪性不整脈（心室細動、
心房細動、心房粗動、単形態又は多形態心室性頻脈）に
おいてＥd ／Ｚp と密接に相関することを確信すること
ができる。最も重要なケース、すなわち心室細動の場合
には、現在の多面的研究から図５にＥd ／Ｚp の関数と
して観察された除細動法の１５５試行における成功率を
示したものである。除細動法の高い成功確率（７０％）
を達成するためにはオーム当たり約３ジュールのＥd ／
Ｚp の最低値が必要である。最高の成功確率（８７％）
はＥd ／Ｚp 値が３．７５ないし４．５０の範囲の場合
に達成される。 【００２０】アメリカ心臓学会及びアメリカ医学協会に
より刊行されている標準的（エネルギ準拠の）除細動法
基準は次の手順を推奨している。第１回目の試みを２０
０ジュールで行う。第２回め試みを２００ジュールで行
う。それで成功しない場合はそれ以降の試みではエネル
ギを３００又は３６０ジュールに増加する。 【００２１】最初に説明した理由によって、患者のＺp
は極めて変動的であり、推奨された２００ジュールの初
期レベルはＺp が高い（例えば１００オーム）患者の場
合は低すぎ、Ｚp が低い（例えば２５オーム）患者の場
合は高すぎるので（すなわち不必要に心臓にダメージを
与える危険があるので）、この基準の有効性は限定され
たものである。 【００２２】 【発明が解決しようとする課題】本発明は、上記した従
来技術の欠点を解消するためになされたもので、成功率
が高くかつ心臓へのダメージの少ない除細動を実現する
ものである。 【００２３】 【課題を解決するための手段】本発明に従って、パラメ
タＥd ／Ｚp に基づく除細動法の基準が提案される。方
法論の一例は次のとおりである。除細動法の第１回目の
試みはオーム当たり３ジュールで行う。除細動法の第２
回目の試みはオーム当たり３ジュールで行う。それで成
功しない場合はそれ以降の試みでは除細動装置の出力を
オーム当たり４．５ジュールに増加する。別の、より積
極的な基準は最初の除細動法の試みでＥd ／Ｚp の値を
４に選択することであろう。 【００２４】 【実施例】前述のように、本発明は改良された除細動の
方法を与える。本発明を実施するために使用される装置
はインピーダンス準拠の電流による除細動法のような従
来の除細動技術で使用される装置と同類である。このよ
うな装置は特に、本明細書に引例として引用されている
米国特許明細書第４，８４０，１７７号、４，７７１，
７８１号及び４，５７４，８１０号に開示されている。
説明の便宜上、本発明は以下の説明で指摘する幾つかの
相違点を除いて米国特許明細書第４，７７１，７８１号
に開示されているものと同類の装置を使用して説明す
る。 【００２５】図１を参照すると、除細動装置１０はコン
デンサなどのエネルギ蓄積装置１２と、コンデンサから
患者１６に電気ショックを加えるためのパオル１４と、
コンデンサを充電するための電源１８とを備えている。
検出器２０がコンデンサにより蓄積された電荷を検出
し、このデータを比較器／電荷制御回路２２へと伝送
し、それに従って前記回路２２がコンデンサの充電を制
御する。コンデンサの充電はコンテンサでの電圧が後述
の目標値に達するまでつづけられる。 【００２６】除細動装置１０は更にパドル１４を介して
患者１６を低電流の交流励振信号で刺激し、患者の胸廓
インヒヒダンスと反比例する、対応するアナログ出力信
号を発生するインピーダンス計測システム２４を備えて
いる。好ましい実施例では、励振信号の周波数は、その
周波数で患者の胸廓インピーダンスが患者の除細動パル
スと近似していることが発見されている３１ＫＨｚであ
る。しかし別の実施例では他の励振周波数を用いてもよ
い。 【００２７】インピーダンス計測システム２４からの出
力信号は米国Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃ
ｔｏｒ社製ＡＤＣＯ８４４型などのアナログ信号を周期
的に標本抽出し、各標本をディジタル形式に変換する８
ビット・アナログ／ディジタル変換器２６に送られる。
Ａ／Ｄ変換器２６が標本抽出する周波数は連結された単
一ボード・コンピータ２８によって指定され、図示した
実施例では約２４０ヘルツである（コンピータ２８はＲ
ＯＭを連結したインテル８０５２型マイクロプロセッサ
を中心に組み上げることができ、図１に示した後続の処
理機能の多くを実行するために使用される）。Ａ／Ｄ標
本抽出はここでは患者接触期間（ＰＣＩ）と言われる所
定の測定期間だけ継続され、その長さはコンピュータ２
８内のソフトウェアで実行される逆算タイマー３０によ
ってセットされる。この期間は約１秒であり、これは約
２４０のインピーダンス標本を生成するのに充分な期間
である。 【００２８】Ａ／Ｄ変換器２６からの標本出力は更に処
理されるために単一ボード・コンピュータ２８へと送ら
れる。最初の処理段階はソフトウェアで実行されるフィ
ルタ３２を用いてディジタル化された電圧を低域フィル
タにかけ、この信号のノイズを除去する段階である。フ
ィルタをかけられたディジタル化された電圧信号は次に
Ａ／Ｄ変換器２６からの出力を患者の胸廓インピーダン
スの値と相関させる第１早見表３４を探索するために利
用される。第１早見表３４は図１に示した第２早見表４
０と共に単一ボード・コンピュータ２８と連結されたＲ
ＯＭ記憶装置を用いてインプリメントされる。 【００２９】第１早見表３４から検索された各々の胸廓
インピーダンスは最低インピーダンス検出器３６によっ
てマイクロプロセッサ内のレジスタ３８に記憶された最
低インピーダンス値Ｚmin と比較される。このレジスタ
には最初に２５５オーム（ＦＦ ｈｅｘ）の値が装填さ
れる。その後、各インピーダンス値が早見表３４から検
索されると、それらの値がレジスタの値と比較される。
標本抽出されたインピーダンス値が以前に記憶された最
低値よりも小さい場合は、レジスタには新たな最低値が
装填される。１秒間のＰＣＩ期間の終わりには、このＺ
min レジスタはこの期間中に標本抽出された最低インピ
ーダンス値を含んでいる。ここではＺpと言われるこの
値が患者の胸廓インピーダンスである。 【００３０】１秒間の標本抽出期間の終わりではＺp 値
は第２早見表記憶装置への最初の指標として利用され
る。所望のインピーダンス正規化による供給エネルギ
（Ｅd ／Ｚp ）はテーブルへの第２の指標として利用さ
れる。この後者の数値は一般に予め規定された規約に従
ってコンピュータ２８によって付与される（図示した実
施例ではこの規約は第１と第２の連続する除細動の試み
には３ジュール／オームの数値を指定し、第３回以降の
連続する試みでは５ジュール／オームの数値を指定す
る）。或いは、インピーダンス正規化による供給エネル
ギは除細動装置の正面パネルのスイッチ３９を用いてオ
ペレータが選択することもできる。これらの２つの入力
に応答する第２早見表４０からの出力は所望のＥd ／Ｚ
p 値を供給するためにコンデンサが充電されるべき電圧
Ｖである。この目標電圧値Ｖはコンピュータ２８と連結
されたレジスタ４４内に記憶される。 【００３１】図２は第２早見表４０の動作をより明解に
理解できる簡略化された患者／除細動装置の等価回路で
ある。除細動装置のコンデンサ１２は患者の胸廓インピ
ーダンスＺp と除細動装置の内部抵抗Ｒj （この抵抗は
直列誘導子（図示せず）と連結されている）とから構成
された直列回路へと放電することが理解されよう。放電
されると、コンデンサに蓄積されたエネルギＥc はこれ
らの抵抗素子の間で抵抗素子の相対値に比例して配分さ
れる。患者に加えられるエネルギは従って次のように表
される。 Ｅd ＝Ｅs Ｚp ／（Ｚp ＋Ｒj ） （１） ３ジュールのインピーダンス正規化による供給エネルギ
（Ｅd ／Ｚp ）が所望である場合は、全供給エネルギＥ
d は単に３Ｚp ジュールである。このエネルギを供給す
るのに必要なコンデンサ電荷のために方程式（１）を解
くと次のようになる。 Ｅs ＝３Ｚp （Ｚp ＋Ｒj ）Ｚp ＝３（Ｚp ＋Ｒj ） （２） コンデンサ電荷Ｅs は次の公式に基づきコンデンサ電圧
Ｖと相関している。 Ｅs ＝1 ／2 ＣＶ2 （３） 所望のインピーダンス正規化による供給エネルギを患者
のために必要なコンデンサ１２の電圧のために方程式
（３）を解くと次になる。 Ｖ＝（２＊３（Ｚp ＋Ｒj ）／Ｃ）1/2 （４） この方程式で値Ｒj とＣは不変量であり、除細動装置の
特定の設計に左右される。Ｒj は一般にほとんどの除細
動装置の場合９ないし１３オームの範囲内にある。Ｃは
一般に３０ないし６０マイクロファラッドの範囲であ
る。２つの変数は患者のインピーダンスＺp と所望のイ
ンピーダンス正規化による供給エネルギ（この例では３
ジュール／オーム）である。第２早見表４０はこれらの
２つの変数を指標とする二次元配列として構成され、図
１のＶcircuit で表される方程式（４）の対応する結果
を含んでいる。 【００３２】図１に戻ると、コンデンサ１２は電源１８
によって第２早見表４０から得られた電圧Ｖcircuit
（ここでは“制限”または“目標”電圧とも呼ばれる）
に充電される。電源１８には従来型のフライバック充電
器を用いることができ、この充電器では１４ボルトの直
流バッテリが変圧器巻線の一端に供給され、この巻線の
他端はアースとオン・オフ開始する。適切な充電器の例
は米国特許明細書第４，２３３，６５９号及び４，１１
９，９０３号に開示されている。 【００３３】コンデンサ１２の電圧は１０００対１分圧
器回路網２０を介して標本抽出され、第２アナログ／デ
ィジタル変換器４２によってディジタル形式に変換され
る（第２Ａ／Ｄ変換器４２は実際には第１Ａ／Ｄ変換器
２６として用いられるＡＤＣＯ８４４型である）。２Ａ
／Ｄ変換器４２からの出力はコンピュータによってレジ
スタ４４に記憶された目標電圧ＶLTMIT と比較される。
コンピュータ２８によって電源１８はこの目標電圧に達
するまでコンデンサを充電し続けることができる。所望
のレベルまで充電されると、除細動装置の充電器は公知
の技術によって患者に放電される。 【００３４】蓄積コンデンサ１２の充電を促進するた
め、患者の胸廓インピーダンス及びひいては最終制限電
圧を決定する前に充電動作を開始することが望ましい。
これを達成するため、患者は任意の胸廓インピーダンス
Ｚo を有するものと想定され、充電は方程式（４）に従
って選択されたＥd ／Ｚo に対応する初期電圧制限値Ｖ
I へと初期値設定される。この値Ｖ1 は早見表４０から
送られ、比較器２２へと入力するためにレジスタ４４内
に記憶される。この目的のため任意の適宜のＺo値とし
て、例えば５０又は７０オームが想定できる。実際の患
者インピーダンスＺp が決定されている場合は、所望の
電圧Ｖf を達成するため対応するコンデンサ電圧が上昇
又は低下される。 【００３５】このプロセスは充電を開始し、充電が完了
するか、ほぼ完了するまで患者にパドルを固定すること
を遅らせ、その後極めて迅速に放電することを期待する
場合が多い除細動装置のオペレータの一般的な実施条件
に適応するように修正することができる。患者インピー
ダンスはパドルが患者と接触している場合だけ測定可能
であるので、所望のコンデンサ電圧はパドルを患者に取
り付けた後で始めて判明し、パドルを患者に取り付けた
後はできるだけ迅速に（１秒以内に）この電圧に達する
ことが望ましい。電源には固有の制限があるので、コン
デンサ電圧はゆっくりとしか上昇させることができず、
これに対して内部抵抗負荷に部分的に放電することによ
って極めて迅速に低下させることがてきる。従って、充
電を開始する際に患者インピーダンスを極めて高いもの
と想定することによって（ひいては初期電圧制限値を高
く想定することによって）しか所望のコンデンサ電圧へ
の迅速な調整は達成できないので、所望電圧への迅速な
調整は常にコンデンサ電圧の低下を意味する。好ましい
実施例では特定のＺo 値を１５０オームと想定すること
が提案され、この値がレジスタ４５に記憶される。従っ
て、選択されたＥd／Ｚo 値と１５０オームのインピー
ダンスに対応する電圧Ｖo と、最大供給エネルギＥmax
＝３６０ジュールを生成する電圧Ｖ1 のうちの小さい方
の初期電圧制限値Ｖ1 へと充電が開始される。この方法
が採用される場合、除細動手順は次のように要約するこ
とができる。 １）コンデンサを３６０ジュールと、Ｚp ＝１５０オー
ムとして所望のＥd ／ＺO に対応する値のうちの小さい
方の値に充電する。 ２）パドルを患者に固定する。 ３）放電の直前に、実際の患者インピーダンスＺp （１
５０オーム未満）を測定し、部分的内部放電によってコ
ンデンサの電荷を正しい値まで引き下げる。 ４）患者に放電する。 この特徴は所望の放電レベルを設定するためにＺp を決
定することが必要な全ての除細動手順に利用できる。こ
のような手順の例には（例えば米国特許明細書第４，８
４０，１７７号及び第４，７７１，１８１号に開示され
ているような）電流準拠の除細動法及び本明細書で開示
しているインピーダンス準拠の除細動法がある。 【００３６】本明細書の方法が準拠するインピーダンス
正規化による供給エネルギのパラメタによって従来の技
術によるアプローチと比較して大きな利点が得られる。
これらの利点は選択されたエネルギと、選択された電流
と、選択されたインピーダンス正規化による供給エネル
ギのそれぞれの関数としての、除細動が成功する確率と
心筋へのダメージとの曲線を作図した図３Ａ−３Ｃに示
されている。エネルギの選択に関する曲線（図３Ａ）は
多くの公開されたデータによって確証され、広範に知ら
れており、基本的な曲線として認知されている。電流の
選択に関する曲線（図３Ｂ）はそれよりも少ない数の公
開されたデータによってしか確認されていないが、公知
であり、除細動法の医療実践の専門化によって認知され
ている。インピーダンス正規化による供給エネルギに関
する曲線（図３Ｃ）はこのパラメータがこれまで論議さ
れず、又は採用されてこなかったため一般には知られて
おらず、正に本発明の目的の一つである。これらの３つ
のケースの全てにおいて精密な曲線は正確には知られて
おらず、実際に種々の研究によって多少は異なってい
る。しかし、曲線の基本形は認知されており、インピー
ダンス正規化による供給エネルギの選択モードの利点を
示すのに充分である。 【００３７】図３Ａに示した曲線はエネルギの選択によ
るアプローチを示している。この技術はアメリカ心臓学
会により推奨されている記述であり、先ず２００ジュー
ルのエネルギで除細動を試み、次に２００ジュールで第
２回目の試みを行い、更に、３００−３６０ジュールで
試みることを規定している。こさらのエネルギ値の概略
位置は図３Ａに示されている。曲線１の広がりの大き
さ、及びそれに対応した最大値での成功確率の低さの大
部分は患者によって胸廓インピーダンスが変動すること
に起因するものである。この変化は選択エネルギのアプ
ローチでは考慮に入れておらず、所定の任意の患者に対
するこのアプローチの効果が危うくなる。更に、図３Ａ
の２つの曲線の前記の広がりの大きさ（成功とダメー
ジ）によって両者に重複が生ずる。従って、除細動の高
い成功率（Ａ点）に必要なエネルギ値はダメージの開始
（Ｃ点）又は明らかなダメージの危険（Ｂ点）を招くエ
ネルギ値よりも高い。従って、成功率が高く、かつ全て
の患者に完全に安全であるエネルギ値を選択することは
不可能であると考えられる。 【００３８】図３Ｂに示した曲線は電流の選択によるア
プローチを示している。これは米国特許明細書第４，８
４０，１７７号に従ったシステムで採用され、患者の胸
廓インピーダンスの測定及び放電中に患者に所望の電流
が流れるために必要なレベルに除細動装置のコンデンサ
を充電する手順を含んでいる。この曲線１の広がりの大
きさ、及びそれに対応した最大値での成功確率の低さは
除細動装置の設計によって除細動のパルスの波形及び持
続時間が異なることに起因する。例えば、両方が患者に
３０アンペアの電流を供給したとしても、持続時間が２
ミリ秒の除細動パルスは持続時間が８ミリ秒の除細動パ
ルスと比較して著しく異なる効果を示すと思われる。こ
の変動は電流選択によるアプローチでは考慮されておら
ず、全ての除細動値打ちの設計に適用できる普遍的基準
にするには適さない。この変動による不都合な結果は、
この場合も相当の重複が存在する２つの曲線（成功とダ
メージ）の広がりが大きくなることである。（すなわち
Ａ点はＢ点及びＣ点よりも大きい電流に対応する。）従
って、選択された電流の単一の値で使用する全ての除細
動装置において成功率が高く、しかも完全に安全である
という値はない。特定の除細動装置にはその除細動装置
特有の選択された電流の適宜の値の成功率が高く、しか
も完全に安全である場合がある。しかし、その値は除細
動装置の形式が異なると変わってくる。 【００３９】図３Ｃに示した曲線は本発明で採用された
アプローチを示したものである。すなわちインピーダン
ス正規化により供給されるエネルギのアプローチであ
る。後述するように、除細動法の成功率曲線は図３Ａ及
び図３Ｂの場合よりも急上昇であり、最大値が高い。こ
の最適なレスポンス曲線の理由は胸廓インピーダンスと
放電波形が変数として残されていないからである。患者
の胸廓インピーダンスが測定され、それに従ってコンデ
ンサの電荷が設定される。エネルギは電流の代わりに適
切なパラメタとして利用されるので、同様に波形及び持
続時間も因数とはならない。すなわち、所定の患者にと
って供給されるエネルギは同一であるので、除細動装置
が２ミリ秒の放電パルスを有しているか、８ミリ秒であ
るかは問題ではない。（この同一の供給エネルギは放電
の持続時間とほぼ反比例する異なる大きさの電流として
表明される。）図３Ｃから更に、ダメージ曲線が前述と
同様の理由から図３Ａ及び図３Ｂの場合よりも急上昇し
ていることが明らかである。そのことの最も重要な結果
は成功率曲線とダメージ曲線との重複が図３Ｃでは最小
限であることである。すなわち、除細動の成功確率が高
い（Ａ点の）最低Ｅd ／Ｚo はダメージ開始（Ｃ点）及
びダメージの最大な危険（Ｂ点）に対応する値よりも小
さい。従って、この場合は成功率が高く、しかも完全に
安全なインピーダンス正規化によるエネルギの普遍的な
値を選択することが可能である。 【００４０】図４Ａと図４Ｂは本発明の前述の実施例に
よって実行される種々の手順の詳細を示した１つの流れ
図である。装置を起動させると、コンデンサ充電制御２
２と電圧制限レジスタ４４がリセットされ、電圧制限レ
ジスタ４４内に記憶されたコンデンサ制限電圧が０にリ
セットされる。選択スイッチ３９を操作して回路動作を
開始すると、２５５オームの初期Ｚpmin値が最低インピ
ーダンス・レジスタ３８に装填され、ＰＣＩ接触期間タ
イマー３０が１秒の期間に初期値設定される。スイッチ
３９で選択された所望のＥd ／Ｚo 値がディスプレーの
ためにストリップ・チャート・レコーダ４６に送られ
る。選択されたＥd ／Ｚo （Ｚo ＝１５０オーム）に対
応する初期電圧制限値Ｖ1 が第２早見表４０から検索さ
れ、電圧制限レジスタ４４に記憶される。コンデンサ電
圧Ｖcap がこの制限Ｖ1 よりも小さい場合は（判定ブロ
ックＡ）、段階はブロックＢに進行し、最終電圧制限値
が既に決定されたかどうかが判定される。未だ決定され
ていない場合は、段階はブロックＣに進行して、１秒間
のＰＣＩ期間が終了したかどうかが吟味される。未だ終
了していない場合は、ＰＣＩ期間タイマ−３０が減分さ
れ、新たな胸廓インピーダンス標本が抽出される。第１
早見表３４によって提供されるインピーダンスの結果値
はブロックＤで以前に記憶されている最低インーピダン
ス値Ｚpminと比較される。その値が以前に記憶されてい
る最低インビーダンス値より小さい場合は、古い最低値
は新りな値に入れ換えられ、比較段階のループが反復さ
れてコンデンサの電圧が制限電圧と比較される。前記の
ループは１秒のＰＣＩタイマ３０がタイムアウトになる
まで約２４０ヘルツの速度で反復される。１秒間の期間
中に抽出された最低インピーダンス値Ｚpminはブロック
ＥにてＺo ＝１５０オームと比較され、そこで基本的な
分岐が生ずる。Ｚpmin＜１５０オームである場合は、患
者の最低インピーダンスＺp が適正に測定されたものと
みなされる。Ｚpminは第２早見表４０に入力され、それ
によって最終制限電圧Ｖf が決定される。この最終制限
電圧は以前に初期制限電圧を記憶しいる電圧制限レジス
タ４４内で入れ換えられる。 【００４１】次に段階はブロックＦでコンデンサ１２の
電圧が決定されたばかりの最終制限電圧よりも大きいか
どうかを吟味する。大きい場合は、コンデンサは継電器
接点４８を介して放電負荷５０に接続され、迅速に過剰
電荷が放電される。電荷が所望の最終電圧まで放電され
ると、段階はブロックＡに戻る。ブロックＡでコンデン
サの電圧が再度吟味される。今度はループを通して最終
電圧制限値が決定され、そこでブロックＢによって段階
は無限に循環さ、制限電圧値に達するまでコンデンサの
電圧が最終限界電圧と比較される。この時点で、コンデ
ンサ１２の充電は中断される。 【００４２】最終電圧制限値が決定される前に電圧制限
レジスタ４４に最初に記憶されている電圧制限値に達す
ることがあり得る。この場合は、充電が停止され、最終
電圧制限値が決定されるまで、段階はブロックＧを経由
してループする。最終電圧制限値が決定された後に、そ
の値がブロックＡで既に到達している初期の電圧制限値
よりも大きいことが判明すると、新たな最終電圧制限値
に達するまで充電が再開される。ブロックＥでＺpminが
１５０オームよりも大きい場合は、恐らくパドルが患者
に取り付けられていないことにより、患者インピーダン
スが適正に測定されていないもと見なされる。ＰＣＩ期
間タイマーは再度初期値設定され、ブロックＡからＧま
での動作手順が再開される。 【００４３】コンデンサの電荷が最終電圧制限値に達し
た後は、段階はブロックＧでの充電を抜ける。そこで除
細動装置は動作準備完了表示器をセットし、放電要求を
待機する。放電要求を待機中にコンデンサの内部漏れ抵
抗によりコンデンサから電荷が損失されると、トリクル
充電回路（図示せず）が損失電荷を復元する。放電要求
を受けると、ＺpminはＺo ＝１５０オームと比較され
る。（ブロックＨ）Ｚpmin＜１５０オームである場合
は、継電器接点５２が開き、継電器接点５４が閉じて患
者を通してコンデンサ１２を放電する。患者に実際に供
給されたピーク瞬間電圧が電流抽出ループ（図示せず）
によって検出され、関連するエネルギが供給され、患者
のインピーダンス及びＥｄ／Ｚｐが公知の技術を用いて
計算される。次にこれらのパラメータがディスプレーの
ためにストリップ・チャート・レコーダに送られる。 【００４４】Ｚpmin＞１５０オームである場合は、この
場合も恐らく充電サイクル中にパドルが患者に取り付け
られていないことにより、患者インピーダンスが適正に
測定されなかったものと見なされる。ＰＣＩ回路が再起
動され、Ｚpmin値の瞬間的な（例えば１０ミリ秒）測定
が行われ、対応するＶf が決定され、Ｖcap が内部放電
によって迅速にＶf に低下され、患者への放電が以前の
ように進行する。 【００４５】 【発明の効果】前述の説明から、インピーダンス正規化
による供給エネルギ（オーム当たりのジュール単位）を
除細動法が成功する予測要因として有利に利用できるこ
とが理解されよう。このパラメータ値は基本的に患者の
胸廓インピーダンス及び放電パルス波形とは無関係であ
る。（すなわち、全ての患者及び全ての除細動装置で同
じ値である。）この特性は従来利用され、提案された他
のどの制御パラメタにもないものである。このようにイ
ンピーダンス正規化による供給エネルギは汎用の除細動
規約が準拠できる基準として適している。本発明の原理
をこれまで好ましい方法論と関連装置とを参考に説明
し、図示してきたが、本発明はこのような原理から離れ
ることなく構成と細部を修正できることは明白であろ
う。例えば、本発明はエネルギがコンデンサに蓄積され
た除細動装置を参照してきたが、別の実施例では誘導子
のような他のエネルギ蓄積装置を使用できることが理解
されよう。このような場合は、説明してきた容量性の蓄
積装置に関連して説明した電荷及び電圧パラメタの代わ
りに誘導子に敵するパラメタ（電束と電流）が利用され
る。
に関し、特に最初の試みで成功と安全性の確率を最適化
するための細動除去法と装置に関する。 【０００２】 【従来の技術】除細動装置は一対の電極、すなわち「パ
ドル」を利用して心臓停止状態の患者の胸に強烈な電気
ショックを加えるために使用される装置である。選択さ
れた、離散量（ディスクリート）の電気エネルギが一般
にコンデンサに蓄積され、パドル回路を経て患者に放電
される。 【０００３】除細動は確実に成功する結果をもたらす処
置とは言えない。むしろ除細動が成功する確率は患者の
状態及び除細動の放電パラメタによって左右される。除
細動を成功裏にかつ安全に実施するには、除細動の放電
強度レベルの最適な選択を迅速に行うことが重要であ
る。選択された放電強度レベルが低すぎると、除細動は
成功せず、患者の細動が除去されるまで強度を高めて繰
り返さなけさばならない。しかし、強度レベルを高めて
の反復的な除細動放電は心臓にダメージを与えやすくな
る。更に、反復的な放電によって患者は長期間にわたっ
て心室細動を残すことがある。それによって患者の容体
は新陳代謝不全や酸素欠乏により悪化し、ひいては患者
の除細動がなされることが困難となり、回復に成功する
見込みが減少する。従って、除細動はできるだけ迅速に
行うことが肝要であり、かつ、最初に低すぎる放電強度
で除細動を行ってはならない。 【０００４】一方、放電強度を一様に高めるにつれて除
細動が成功する確率は増大し、最高になり、次第に低下
することが公知である（Ｊ．Ｃ．Ｓｃｈｕｄｅｒ他著
「胸廓心室除細動術（Ｔｒａｎｓｔｈｏｒａｃｉｃ Ｖ
ｅｎｔｒｉｃｎｌａｒ Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｉｏ
ｎ」ＩＥＥＥ生医学技術会報（ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａ
ｃｔｉｏｎ ｏｎ Ｂｉｏｍｅｄｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎ
ｅｅｒｉｎｇ）ＢＭＥ−２７巻３７−４３ぺーじ、１９
８０年）を参照されたい）。従って、過度に高い強度レ
ベルも避けなければならない。過度な強度レベルは除細
動が成功する確率を低下させるだけではなく、心臓を流
れる過度な放電電流によって心臓（心筋と神経系）を損
傷する危険が高まる。 【０００５】この様な対立する配慮のために、除細動術
のオペレータが除細動の最適な強度レベルを選択するこ
とを補助するため、除細動術の有効性と安全性に関する
種々の放電パラメタの影響を決定する試みがこれまで数
多くなされてきた。 【０００６】（一般的な用語である“強度”はここでは
放電のレベルを表すために意図的に用いられていること
に留意されたい。強度は例えば除細動装置内に蓄積され
たエネルギ、患者に加えられるエネルギ、患者の体内を
流れるピーク又は平均電流、患者の体内を流れる電荷又
は積算電子等の幾つかの放電パラメタの任意の一つで測
定できる。 【０００７】以下の説明では、従来一般に用いられてき
た除細動法のパラメタを、それらに対応する制約及び不
的確さを含めて検討することにする。次に、従来利用さ
れておらず、文献に記載されていないが、最初の試みで
除細動が成功し、安全である確率を最高にするためオペ
レータが選択できる最も基本的で正確であると考えられ
る新しいパラメタを特定する。 【０００８】伝統的に除細動装置は除細動装置のコンデ
ンサに累積されたエネルギＥs の制御と選択ができるよ
うに設計されてきた。このことは５０オームの負荷に加
えられるエネルギＥd （５０）、すなわち患者の胸廓イ
ンピーダンス（Ｚp ）を５０オームであると想定した場
合に加えられるエネルギの選択についても同様である。
現在市販されている除細動装置は全て実際にはオペレー
タがＥd （５０）だけしか選択できないように設計され
ている。その理由の一部はアメリカ医学協会のアメリカ
心臓学会が刊行しているような一般に受け入れられてい
る基準（「心肺蘇生及びエネルギによる心治療のための
規格とガイドライン（Ｓｔａｎｄａｒｄｓ ａｎｄ Ｇ
ｕｉｄｅｌｉｎｅｓ ｆｏｒ Ｃａｒｄｉｏｐｕｌｍｏ
ｎａｒｙＲｅｓｕｓｃｉｔａｔｉｏｎ ａｎｄ Ｅｎｅ
ｒｇｙ Ｃａｒｄｉａｃ Ｃａｒｅ）」ＪＡＭＡ ２５
５巻 ２１号２８４１−３０４４ページ、１９８６年６
月刊）が最初の２度の試みでは２００ジュールのＥd
（５０）で除細動を行い、必要ならば次の試みでは３０
０又は３６０ジュールで除細動を行うことを推奨してい
ることである。 【０００９】残念ながらＥd （５０）を選択する能力に
よっては除細動術が安全に成功する確率は最高のものに
はならない。その理由の大半は患者のＺp は放電前には
一般に未知であり、かつ、Ｚp が患者によって大幅に異
なるというは公知の事実に因るものである（Ｋｅｒｂｅ
ｒ）他の「人体除細動術における胸廓抵抗、体重、胸部
サイズ、連続ショック、パドルのサイズ及びパドルの接
触圧の影響（Ｔｒａｎｓｔｈｏｒａｃｉｃ Ｒｅｓｉｓ
ｔａｎｃｅ ｉｎ Ｈｕｍａｎ Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａ
ｔｉｏｎ，Ｉｎｆｌｕｅｎｃｅ ｏｆ Ｂｏｄｙ Ｗｅ
ｉｇｈｔ，Ｃｈｅｓｔ Ｓｉｚｅ，Ｓｅｒｉａｌ Ｓｈ
ｏｃｋｓ Ｐａｄｄｌｅ Ｓｉｚｅ ａｎｄ Ｐａｄｄ
ｌｅｃｏｎｔａｃｔ Ｐｒｅｓｓｕｒｅ）」（循環器
（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）６３巻 ３号 １９８１年
３月刊）の報告では、１５乃至１４０オーム、平均約６
５オームである）。患者に実際に加えられるエネルギは
Ｚpの値に左右され、患者のＺp が大幅に５０オーム以
上、又は以下である場合は意図したエネルギＥd （５
０）と著しく異なることになる。 【００１０】加えられるエネルギは除細動装置を成功裏
にかつ安全に制御するに充分なパラメタではない。何故
ならば、除細動が成功するのに必要なエネルギと心臓に
ダメージを与えるエネルギの臨界値は患者のＺp によっ
て大きく左右されるからである。すなわち、Ｚp が極め
て低い患者（例えば２５オーム）の場合はわずか５０ジ
ュールのエネルギで除細動が成功し、２００ジュール程
度の低いエネルギでも心臓にダメージを受けることがあ
り、一方、Ｚp が高い患者（例えば１００オーム）では
除細動が成功するには３００ジュールのエネルギが必要
であり、例えば５００ジュール又はそれ以上のずっと高
いエネルギによってはじめてダメージを受ける。 【００１１】エネルギ量選択のアプローチの欠点が認識
されてきたため、より優れた制御パラメータが研究され
てきた。 【００１２】一般に認められている研究によれば、除細
動と心筋損傷の基本プロセスは放電エネルギよりも心臓
を流れる電子の方がより密接に関連すると報告されてい
る。例えば、Ｋｅｒｂｅｒ博士は１９８４年に患者母集
団をＺp に従って２グループに分けて、除細動が成功す
る臨界値を調査した（Ｋｅｒｂｅｒ他、「人体の除細動
及び電気除細動における胸廓インピーダンスの予測：低
エネルギ・ショックの成功を決定づけるインピーダンス
の重要性」循環器（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）、７０巻
２号 １９８４年８月刊）。Ｚp 値が低レベルから平
均レベルまでのグループの平均除細動臨界値は１３５ジ
ュール（印加エネルギ）、及び２９アンペア（ピーク電
流）であり、一方Ｚp 値が高いグループの平均臨界値は
２１１ジュール及び２８アンペアであった。このように
ピーク電流で測定された除細動法の臨界値はＺp 値にか
かわりなく全ての患者とも同一であったが、印加エネル
ギによって測定された除細動法の臨界値はＺp 値と共に
増大した。このような発見は後の２つの研究によって確
認されている。（Ｋｅｒｂｅｒ他「除細動術及び電気除
細動におけるエネルギ、電流及び成功：インピーダンス
準拠の自動エネルギ調整法を使用した臨床的研究」循環
器（Ｃｉｒｃｕｌａｔｉｏｎ）、７７巻 ５号 １９８
８年５月）及びＬｅｒｍａｎ他「電流準拠とエネルギ準
拠の心筋除細動術：その概観的研究」アメリカ心臓学大
学（Ａｍｅｒｉｃａｎ Ｃｏｌｌｅｇｅ ｏｆ Ｃａｒ
ｄｉｏｌｏｇｙ）１２巻 ５号 １２５９−６４ページ
１９８８年刊）これらの研究によって除細動法において
選択される制御パラメタとしてエネルギＥd ではなくピ
ーク電流Ｉm を採用することが提唱されるに至った。 【００１３】ピーク電流Ｉm はエネルギＥd よりも優れ
た選択ではあるが、除細動術の成功確率が高いＩm の適
切な値（同時に心臓へのダメージの危険が最小限になる
値）は除細動装置の放電波形に大きく左右されるため、
それでも尚重大な制約が残る。 【００１４】例えば、低斜度又は高斜度の台形波形を用
いた除細動法の研究においてＢｏｕｒｌａｎｄ他は、所
定のパルス持続時間ｄの場合、除細動法が成功するため
には高斜度の波形の方が低斜度の波形よりも大幅に高い
ピーク電流Ｉm を必要とし、一方、平均電流Ｉa は０な
いし９０％までの全ての傾斜値について基本的に同一で
あったことを指摘した（Ｂｏｕｒｌａｎｄ他「動物の胸
廓除細動術における種々の斜度の台形波形の強度−持続
時間曲線」医療機器（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎｓｔｒｕｍ
ｅｎｔａｔｉｏｎ）１２巻 １号 ３８−４１ページ、
１９７８年）。その後ボーランドは別の種類の除細動放
電波形、すなわち現在市販されている除細動装置の殆ど
全てで使用されている減衰正弦波形（ＤＳＷ）に研究を
拡大した。彼はこの場合もピーク電流は著しく変化した
が、放電の所定の持続時間では、除細動術が成功するた
めに必要な平均電流Ｉa は対象となった全ての波形、す
なわち、斜度が異なるＤＳＷと台形波形において基本的
に同一であることを発見した（Ｂｏｕｒｌａｎｄ他「動
物での胸廓心筋除細動法における減衰正弦波と方形波電
流の効果の比較研究」医療機器（Ｍｅｄｉｃａｌ Ｉｎ
ｓｔｒｕｍｅｎｔａｔｉｏｎ）１２巻 １号 ４２−４
５ヘージ、１９７８年）。所定のパルス持続時間ｄの場
合、除細動法が成功するのに必要なピーク電流は波形に
応じて大幅に変化するが、平均電流Ｉa 、もしくはより
正確には積算電子の流れ、すなわち電荷は除細動法の成
功をコントロールする、より基本的なパラメタであると
考えられる。 【００１５】しかし、普遍的妥当性をもつパラメタ、す
なわちパルス持続時間とは真に独立したパラメタを特定
するにはもう一つ帰納の作業が必要である。何故なら
ば、現在市販されている種々の除細動装置は異なる放電
期間（一般に減衰正弦波形の場合は２ないし８ミリ秒で
あるが、ある種の台形波形の除細動法では１５または２
０ミリ秒にも及ぶ）を伴う回路部品（コンデンサ及び誘
導子）を使用していることが分かっているからである。 【００１６】除細動法が成功するために必要な放電パラ
メタ（ピーク又は平均電流、電荷、エネルギ）がパルス
持続時間と共に変化することは公知である。組織刺激の
法則が今世紀中庸に発見され、次の方程式で表すことが
できる。 Ｉa ＝ｂ＋（ｋ／ｄ） Ｑ＝Ｉa ×ｄ＝ｂｄ＋ｋ Ｅd ≒ＲＩa2d ＝ＲＩa Ｑ ＝Ｒ（ｋ2 ／ｄ＋２ｂｋ＋ｂ2d） ここにｄはパルス持続時間、ｂとｋは組織の定数特性で
ある。これらの関係は周知の強度−持続時間曲線によっ
て図形的に表すことができる（Ｇｅｄｄｅｓ他「除細動
の電流波形の効果と安全性の基本的判断基準」医学・生
物学技術と計算（Ｍｅｄｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏ
ｇｉｃａｌ Ｅｎｇｉｎｅｅｒｉｎｇ ａｎｄ Ｃｏｍ
ｐｕｔｉｎｇ）、２３巻 １２２−１３０ページ・１９
８５年）。 【００１７】多様な波形を利用した内部及び外部除細動
法の多くの研究によって、除細動法の臨界パラメタはｄ
とｋに関する前述の関係と正確に関連し、最小エネルギ
の除細動法はパルス持続期間が３ないし５ミリ秒の場合
に発生することが判明している。臨床的な除細動術に最
も広く（かつ正当であると認知されて）使用されるパル
ス持続期間、すなわち２ないし８ミリ秒の範囲にわたっ
て、平均電流Ｉa はｄが増大すると減少し、Ｑはｄと共
に増大するが、積Ｉa ×Ｑ、すなわち患者の胸廓インピ
ーダンスに対する放電エネルギの比率は基本的に一定で
ある。 【００１８】これまでの説明は、除細動法が成功する予
測要因として利用できるパラメタがあり、このパラメタ
の特定の選択値を、除細動法が成功する所定の所望の確
率と関連付けることができるという結論のための前置き
である。このパラメタ値は患者の胸廓インピーダンス及
び放電パルスの形態及び持続時間とは基本的に無関係で
あるという点で普遍的なものである（これに対して、Ｉ
a 又はＱの最適値はパルスの持続時間に左右され、Ｉm
の最適値は波形の形態とパス持続時間の両方に左右さ
れ、供給されるエネルギの最適値は患者のＺp に左右さ
れる）。この普遍的パラメタとはインピーダンス修正さ
れた供給エネルギＥd ／Ｚp （単位はオーム当たりのジ
ュール）である。 【００１９】人体除細動法の最近の経験的な研究（Ｋｅ
ｒｂｅｒ他「循環器（Ｃｉｒｃｎｌａｔｉｏｎ）７７巻
５号 １９８８年５月）及びＫｅｒｂｅｒによってコ
ーディネートされ、その後に続けられている末刊行の多
面的研究で集められたデータを利用して、除細動法が成
功する確率はいずれも除細動法又は同期化された電気除
細動によって処置される種々の悪性不整脈（心室細動、
心房細動、心房粗動、単形態又は多形態心室性頻脈）に
おいてＥd ／Ｚp と密接に相関することを確信すること
ができる。最も重要なケース、すなわち心室細動の場合
には、現在の多面的研究から図５にＥd ／Ｚp の関数と
して観察された除細動法の１５５試行における成功率を
示したものである。除細動法の高い成功確率（７０％）
を達成するためにはオーム当たり約３ジュールのＥd ／
Ｚp の最低値が必要である。最高の成功確率（８７％）
はＥd ／Ｚp 値が３．７５ないし４．５０の範囲の場合
に達成される。 【００２０】アメリカ心臓学会及びアメリカ医学協会に
より刊行されている標準的（エネルギ準拠の）除細動法
基準は次の手順を推奨している。第１回目の試みを２０
０ジュールで行う。第２回め試みを２００ジュールで行
う。それで成功しない場合はそれ以降の試みではエネル
ギを３００又は３６０ジュールに増加する。 【００２１】最初に説明した理由によって、患者のＺp
は極めて変動的であり、推奨された２００ジュールの初
期レベルはＺp が高い（例えば１００オーム）患者の場
合は低すぎ、Ｚp が低い（例えば２５オーム）患者の場
合は高すぎるので（すなわち不必要に心臓にダメージを
与える危険があるので）、この基準の有効性は限定され
たものである。 【００２２】 【発明が解決しようとする課題】本発明は、上記した従
来技術の欠点を解消するためになされたもので、成功率
が高くかつ心臓へのダメージの少ない除細動を実現する
ものである。 【００２３】 【課題を解決するための手段】本発明に従って、パラメ
タＥd ／Ｚp に基づく除細動法の基準が提案される。方
法論の一例は次のとおりである。除細動法の第１回目の
試みはオーム当たり３ジュールで行う。除細動法の第２
回目の試みはオーム当たり３ジュールで行う。それで成
功しない場合はそれ以降の試みでは除細動装置の出力を
オーム当たり４．５ジュールに増加する。別の、より積
極的な基準は最初の除細動法の試みでＥd ／Ｚp の値を
４に選択することであろう。 【００２４】 【実施例】前述のように、本発明は改良された除細動の
方法を与える。本発明を実施するために使用される装置
はインピーダンス準拠の電流による除細動法のような従
来の除細動技術で使用される装置と同類である。このよ
うな装置は特に、本明細書に引例として引用されている
米国特許明細書第４，８４０，１７７号、４，７７１，
７８１号及び４，５７４，８１０号に開示されている。
説明の便宜上、本発明は以下の説明で指摘する幾つかの
相違点を除いて米国特許明細書第４，７７１，７８１号
に開示されているものと同類の装置を使用して説明す
る。 【００２５】図１を参照すると、除細動装置１０はコン
デンサなどのエネルギ蓄積装置１２と、コンデンサから
患者１６に電気ショックを加えるためのパオル１４と、
コンデンサを充電するための電源１８とを備えている。
検出器２０がコンデンサにより蓄積された電荷を検出
し、このデータを比較器／電荷制御回路２２へと伝送
し、それに従って前記回路２２がコンデンサの充電を制
御する。コンデンサの充電はコンテンサでの電圧が後述
の目標値に達するまでつづけられる。 【００２６】除細動装置１０は更にパドル１４を介して
患者１６を低電流の交流励振信号で刺激し、患者の胸廓
インヒヒダンスと反比例する、対応するアナログ出力信
号を発生するインピーダンス計測システム２４を備えて
いる。好ましい実施例では、励振信号の周波数は、その
周波数で患者の胸廓インピーダンスが患者の除細動パル
スと近似していることが発見されている３１ＫＨｚであ
る。しかし別の実施例では他の励振周波数を用いてもよ
い。 【００２７】インピーダンス計測システム２４からの出
力信号は米国Ｎａｔｉｏｎａｌ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃ
ｔｏｒ社製ＡＤＣＯ８４４型などのアナログ信号を周期
的に標本抽出し、各標本をディジタル形式に変換する８
ビット・アナログ／ディジタル変換器２６に送られる。
Ａ／Ｄ変換器２６が標本抽出する周波数は連結された単
一ボード・コンピータ２８によって指定され、図示した
実施例では約２４０ヘルツである（コンピータ２８はＲ
ＯＭを連結したインテル８０５２型マイクロプロセッサ
を中心に組み上げることができ、図１に示した後続の処
理機能の多くを実行するために使用される）。Ａ／Ｄ標
本抽出はここでは患者接触期間（ＰＣＩ）と言われる所
定の測定期間だけ継続され、その長さはコンピュータ２
８内のソフトウェアで実行される逆算タイマー３０によ
ってセットされる。この期間は約１秒であり、これは約
２４０のインピーダンス標本を生成するのに充分な期間
である。 【００２８】Ａ／Ｄ変換器２６からの標本出力は更に処
理されるために単一ボード・コンピュータ２８へと送ら
れる。最初の処理段階はソフトウェアで実行されるフィ
ルタ３２を用いてディジタル化された電圧を低域フィル
タにかけ、この信号のノイズを除去する段階である。フ
ィルタをかけられたディジタル化された電圧信号は次に
Ａ／Ｄ変換器２６からの出力を患者の胸廓インピーダン
スの値と相関させる第１早見表３４を探索するために利
用される。第１早見表３４は図１に示した第２早見表４
０と共に単一ボード・コンピュータ２８と連結されたＲ
ＯＭ記憶装置を用いてインプリメントされる。 【００２９】第１早見表３４から検索された各々の胸廓
インピーダンスは最低インピーダンス検出器３６によっ
てマイクロプロセッサ内のレジスタ３８に記憶された最
低インピーダンス値Ｚmin と比較される。このレジスタ
には最初に２５５オーム（ＦＦ ｈｅｘ）の値が装填さ
れる。その後、各インピーダンス値が早見表３４から検
索されると、それらの値がレジスタの値と比較される。
標本抽出されたインピーダンス値が以前に記憶された最
低値よりも小さい場合は、レジスタには新たな最低値が
装填される。１秒間のＰＣＩ期間の終わりには、このＺ
min レジスタはこの期間中に標本抽出された最低インピ
ーダンス値を含んでいる。ここではＺpと言われるこの
値が患者の胸廓インピーダンスである。 【００３０】１秒間の標本抽出期間の終わりではＺp 値
は第２早見表記憶装置への最初の指標として利用され
る。所望のインピーダンス正規化による供給エネルギ
（Ｅd ／Ｚp ）はテーブルへの第２の指標として利用さ
れる。この後者の数値は一般に予め規定された規約に従
ってコンピュータ２８によって付与される（図示した実
施例ではこの規約は第１と第２の連続する除細動の試み
には３ジュール／オームの数値を指定し、第３回以降の
連続する試みでは５ジュール／オームの数値を指定す
る）。或いは、インピーダンス正規化による供給エネル
ギは除細動装置の正面パネルのスイッチ３９を用いてオ
ペレータが選択することもできる。これらの２つの入力
に応答する第２早見表４０からの出力は所望のＥd ／Ｚ
p 値を供給するためにコンデンサが充電されるべき電圧
Ｖである。この目標電圧値Ｖはコンピュータ２８と連結
されたレジスタ４４内に記憶される。 【００３１】図２は第２早見表４０の動作をより明解に
理解できる簡略化された患者／除細動装置の等価回路で
ある。除細動装置のコンデンサ１２は患者の胸廓インピ
ーダンスＺp と除細動装置の内部抵抗Ｒj （この抵抗は
直列誘導子（図示せず）と連結されている）とから構成
された直列回路へと放電することが理解されよう。放電
されると、コンデンサに蓄積されたエネルギＥc はこれ
らの抵抗素子の間で抵抗素子の相対値に比例して配分さ
れる。患者に加えられるエネルギは従って次のように表
される。 Ｅd ＝Ｅs Ｚp ／（Ｚp ＋Ｒj ） （１） ３ジュールのインピーダンス正規化による供給エネルギ
（Ｅd ／Ｚp ）が所望である場合は、全供給エネルギＥ
d は単に３Ｚp ジュールである。このエネルギを供給す
るのに必要なコンデンサ電荷のために方程式（１）を解
くと次のようになる。 Ｅs ＝３Ｚp （Ｚp ＋Ｒj ）Ｚp ＝３（Ｚp ＋Ｒj ） （２） コンデンサ電荷Ｅs は次の公式に基づきコンデンサ電圧
Ｖと相関している。 Ｅs ＝1 ／2 ＣＶ2 （３） 所望のインピーダンス正規化による供給エネルギを患者
のために必要なコンデンサ１２の電圧のために方程式
（３）を解くと次になる。 Ｖ＝（２＊３（Ｚp ＋Ｒj ）／Ｃ）1/2 （４） この方程式で値Ｒj とＣは不変量であり、除細動装置の
特定の設計に左右される。Ｒj は一般にほとんどの除細
動装置の場合９ないし１３オームの範囲内にある。Ｃは
一般に３０ないし６０マイクロファラッドの範囲であ
る。２つの変数は患者のインピーダンスＺp と所望のイ
ンピーダンス正規化による供給エネルギ（この例では３
ジュール／オーム）である。第２早見表４０はこれらの
２つの変数を指標とする二次元配列として構成され、図
１のＶcircuit で表される方程式（４）の対応する結果
を含んでいる。 【００３２】図１に戻ると、コンデンサ１２は電源１８
によって第２早見表４０から得られた電圧Ｖcircuit
（ここでは“制限”または“目標”電圧とも呼ばれる）
に充電される。電源１８には従来型のフライバック充電
器を用いることができ、この充電器では１４ボルトの直
流バッテリが変圧器巻線の一端に供給され、この巻線の
他端はアースとオン・オフ開始する。適切な充電器の例
は米国特許明細書第４，２３３，６５９号及び４，１１
９，９０３号に開示されている。 【００３３】コンデンサ１２の電圧は１０００対１分圧
器回路網２０を介して標本抽出され、第２アナログ／デ
ィジタル変換器４２によってディジタル形式に変換され
る（第２Ａ／Ｄ変換器４２は実際には第１Ａ／Ｄ変換器
２６として用いられるＡＤＣＯ８４４型である）。２Ａ
／Ｄ変換器４２からの出力はコンピュータによってレジ
スタ４４に記憶された目標電圧ＶLTMIT と比較される。
コンピュータ２８によって電源１８はこの目標電圧に達
するまでコンデンサを充電し続けることができる。所望
のレベルまで充電されると、除細動装置の充電器は公知
の技術によって患者に放電される。 【００３４】蓄積コンデンサ１２の充電を促進するた
め、患者の胸廓インピーダンス及びひいては最終制限電
圧を決定する前に充電動作を開始することが望ましい。
これを達成するため、患者は任意の胸廓インピーダンス
Ｚo を有するものと想定され、充電は方程式（４）に従
って選択されたＥd ／Ｚo に対応する初期電圧制限値Ｖ
I へと初期値設定される。この値Ｖ1 は早見表４０から
送られ、比較器２２へと入力するためにレジスタ４４内
に記憶される。この目的のため任意の適宜のＺo値とし
て、例えば５０又は７０オームが想定できる。実際の患
者インピーダンスＺp が決定されている場合は、所望の
電圧Ｖf を達成するため対応するコンデンサ電圧が上昇
又は低下される。 【００３５】このプロセスは充電を開始し、充電が完了
するか、ほぼ完了するまで患者にパドルを固定すること
を遅らせ、その後極めて迅速に放電することを期待する
場合が多い除細動装置のオペレータの一般的な実施条件
に適応するように修正することができる。患者インピー
ダンスはパドルが患者と接触している場合だけ測定可能
であるので、所望のコンデンサ電圧はパドルを患者に取
り付けた後で始めて判明し、パドルを患者に取り付けた
後はできるだけ迅速に（１秒以内に）この電圧に達する
ことが望ましい。電源には固有の制限があるので、コン
デンサ電圧はゆっくりとしか上昇させることができず、
これに対して内部抵抗負荷に部分的に放電することによ
って極めて迅速に低下させることがてきる。従って、充
電を開始する際に患者インピーダンスを極めて高いもの
と想定することによって（ひいては初期電圧制限値を高
く想定することによって）しか所望のコンデンサ電圧へ
の迅速な調整は達成できないので、所望電圧への迅速な
調整は常にコンデンサ電圧の低下を意味する。好ましい
実施例では特定のＺo 値を１５０オームと想定すること
が提案され、この値がレジスタ４５に記憶される。従っ
て、選択されたＥd／Ｚo 値と１５０オームのインピー
ダンスに対応する電圧Ｖo と、最大供給エネルギＥmax
＝３６０ジュールを生成する電圧Ｖ1 のうちの小さい方
の初期電圧制限値Ｖ1 へと充電が開始される。この方法
が採用される場合、除細動手順は次のように要約するこ
とができる。 １）コンデンサを３６０ジュールと、Ｚp ＝１５０オー
ムとして所望のＥd ／ＺO に対応する値のうちの小さい
方の値に充電する。 ２）パドルを患者に固定する。 ３）放電の直前に、実際の患者インピーダンスＺp （１
５０オーム未満）を測定し、部分的内部放電によってコ
ンデンサの電荷を正しい値まで引き下げる。 ４）患者に放電する。 この特徴は所望の放電レベルを設定するためにＺp を決
定することが必要な全ての除細動手順に利用できる。こ
のような手順の例には（例えば米国特許明細書第４，８
４０，１７７号及び第４，７７１，１８１号に開示され
ているような）電流準拠の除細動法及び本明細書で開示
しているインピーダンス準拠の除細動法がある。 【００３６】本明細書の方法が準拠するインピーダンス
正規化による供給エネルギのパラメタによって従来の技
術によるアプローチと比較して大きな利点が得られる。
これらの利点は選択されたエネルギと、選択された電流
と、選択されたインピーダンス正規化による供給エネル
ギのそれぞれの関数としての、除細動が成功する確率と
心筋へのダメージとの曲線を作図した図３Ａ−３Ｃに示
されている。エネルギの選択に関する曲線（図３Ａ）は
多くの公開されたデータによって確証され、広範に知ら
れており、基本的な曲線として認知されている。電流の
選択に関する曲線（図３Ｂ）はそれよりも少ない数の公
開されたデータによってしか確認されていないが、公知
であり、除細動法の医療実践の専門化によって認知され
ている。インピーダンス正規化による供給エネルギに関
する曲線（図３Ｃ）はこのパラメータがこれまで論議さ
れず、又は採用されてこなかったため一般には知られて
おらず、正に本発明の目的の一つである。これらの３つ
のケースの全てにおいて精密な曲線は正確には知られて
おらず、実際に種々の研究によって多少は異なってい
る。しかし、曲線の基本形は認知されており、インピー
ダンス正規化による供給エネルギの選択モードの利点を
示すのに充分である。 【００３７】図３Ａに示した曲線はエネルギの選択によ
るアプローチを示している。この技術はアメリカ心臓学
会により推奨されている記述であり、先ず２００ジュー
ルのエネルギで除細動を試み、次に２００ジュールで第
２回目の試みを行い、更に、３００−３６０ジュールで
試みることを規定している。こさらのエネルギ値の概略
位置は図３Ａに示されている。曲線１の広がりの大き
さ、及びそれに対応した最大値での成功確率の低さの大
部分は患者によって胸廓インピーダンスが変動すること
に起因するものである。この変化は選択エネルギのアプ
ローチでは考慮に入れておらず、所定の任意の患者に対
するこのアプローチの効果が危うくなる。更に、図３Ａ
の２つの曲線の前記の広がりの大きさ（成功とダメー
ジ）によって両者に重複が生ずる。従って、除細動の高
い成功率（Ａ点）に必要なエネルギ値はダメージの開始
（Ｃ点）又は明らかなダメージの危険（Ｂ点）を招くエ
ネルギ値よりも高い。従って、成功率が高く、かつ全て
の患者に完全に安全であるエネルギ値を選択することは
不可能であると考えられる。 【００３８】図３Ｂに示した曲線は電流の選択によるア
プローチを示している。これは米国特許明細書第４，８
４０，１７７号に従ったシステムで採用され、患者の胸
廓インピーダンスの測定及び放電中に患者に所望の電流
が流れるために必要なレベルに除細動装置のコンデンサ
を充電する手順を含んでいる。この曲線１の広がりの大
きさ、及びそれに対応した最大値での成功確率の低さは
除細動装置の設計によって除細動のパルスの波形及び持
続時間が異なることに起因する。例えば、両方が患者に
３０アンペアの電流を供給したとしても、持続時間が２
ミリ秒の除細動パルスは持続時間が８ミリ秒の除細動パ
ルスと比較して著しく異なる効果を示すと思われる。こ
の変動は電流選択によるアプローチでは考慮されておら
ず、全ての除細動値打ちの設計に適用できる普遍的基準
にするには適さない。この変動による不都合な結果は、
この場合も相当の重複が存在する２つの曲線（成功とダ
メージ）の広がりが大きくなることである。（すなわち
Ａ点はＢ点及びＣ点よりも大きい電流に対応する。）従
って、選択された電流の単一の値で使用する全ての除細
動装置において成功率が高く、しかも完全に安全である
という値はない。特定の除細動装置にはその除細動装置
特有の選択された電流の適宜の値の成功率が高く、しか
も完全に安全である場合がある。しかし、その値は除細
動装置の形式が異なると変わってくる。 【００３９】図３Ｃに示した曲線は本発明で採用された
アプローチを示したものである。すなわちインピーダン
ス正規化により供給されるエネルギのアプローチであ
る。後述するように、除細動法の成功率曲線は図３Ａ及
び図３Ｂの場合よりも急上昇であり、最大値が高い。こ
の最適なレスポンス曲線の理由は胸廓インピーダンスと
放電波形が変数として残されていないからである。患者
の胸廓インピーダンスが測定され、それに従ってコンデ
ンサの電荷が設定される。エネルギは電流の代わりに適
切なパラメタとして利用されるので、同様に波形及び持
続時間も因数とはならない。すなわち、所定の患者にと
って供給されるエネルギは同一であるので、除細動装置
が２ミリ秒の放電パルスを有しているか、８ミリ秒であ
るかは問題ではない。（この同一の供給エネルギは放電
の持続時間とほぼ反比例する異なる大きさの電流として
表明される。）図３Ｃから更に、ダメージ曲線が前述と
同様の理由から図３Ａ及び図３Ｂの場合よりも急上昇し
ていることが明らかである。そのことの最も重要な結果
は成功率曲線とダメージ曲線との重複が図３Ｃでは最小
限であることである。すなわち、除細動の成功確率が高
い（Ａ点の）最低Ｅd ／Ｚo はダメージ開始（Ｃ点）及
びダメージの最大な危険（Ｂ点）に対応する値よりも小
さい。従って、この場合は成功率が高く、しかも完全に
安全なインピーダンス正規化によるエネルギの普遍的な
値を選択することが可能である。 【００４０】図４Ａと図４Ｂは本発明の前述の実施例に
よって実行される種々の手順の詳細を示した１つの流れ
図である。装置を起動させると、コンデンサ充電制御２
２と電圧制限レジスタ４４がリセットされ、電圧制限レ
ジスタ４４内に記憶されたコンデンサ制限電圧が０にリ
セットされる。選択スイッチ３９を操作して回路動作を
開始すると、２５５オームの初期Ｚpmin値が最低インピ
ーダンス・レジスタ３８に装填され、ＰＣＩ接触期間タ
イマー３０が１秒の期間に初期値設定される。スイッチ
３９で選択された所望のＥd ／Ｚo 値がディスプレーの
ためにストリップ・チャート・レコーダ４６に送られ
る。選択されたＥd ／Ｚo （Ｚo ＝１５０オーム）に対
応する初期電圧制限値Ｖ1 が第２早見表４０から検索さ
れ、電圧制限レジスタ４４に記憶される。コンデンサ電
圧Ｖcap がこの制限Ｖ1 よりも小さい場合は（判定ブロ
ックＡ）、段階はブロックＢに進行し、最終電圧制限値
が既に決定されたかどうかが判定される。未だ決定され
ていない場合は、段階はブロックＣに進行して、１秒間
のＰＣＩ期間が終了したかどうかが吟味される。未だ終
了していない場合は、ＰＣＩ期間タイマ−３０が減分さ
れ、新たな胸廓インピーダンス標本が抽出される。第１
早見表３４によって提供されるインピーダンスの結果値
はブロックＤで以前に記憶されている最低インーピダン
ス値Ｚpminと比較される。その値が以前に記憶されてい
る最低インビーダンス値より小さい場合は、古い最低値
は新りな値に入れ換えられ、比較段階のループが反復さ
れてコンデンサの電圧が制限電圧と比較される。前記の
ループは１秒のＰＣＩタイマ３０がタイムアウトになる
まで約２４０ヘルツの速度で反復される。１秒間の期間
中に抽出された最低インピーダンス値Ｚpminはブロック
ＥにてＺo ＝１５０オームと比較され、そこで基本的な
分岐が生ずる。Ｚpmin＜１５０オームである場合は、患
者の最低インピーダンスＺp が適正に測定されたものと
みなされる。Ｚpminは第２早見表４０に入力され、それ
によって最終制限電圧Ｖf が決定される。この最終制限
電圧は以前に初期制限電圧を記憶しいる電圧制限レジス
タ４４内で入れ換えられる。 【００４１】次に段階はブロックＦでコンデンサ１２の
電圧が決定されたばかりの最終制限電圧よりも大きいか
どうかを吟味する。大きい場合は、コンデンサは継電器
接点４８を介して放電負荷５０に接続され、迅速に過剰
電荷が放電される。電荷が所望の最終電圧まで放電され
ると、段階はブロックＡに戻る。ブロックＡでコンデン
サの電圧が再度吟味される。今度はループを通して最終
電圧制限値が決定され、そこでブロックＢによって段階
は無限に循環さ、制限電圧値に達するまでコンデンサの
電圧が最終限界電圧と比較される。この時点で、コンデ
ンサ１２の充電は中断される。 【００４２】最終電圧制限値が決定される前に電圧制限
レジスタ４４に最初に記憶されている電圧制限値に達す
ることがあり得る。この場合は、充電が停止され、最終
電圧制限値が決定されるまで、段階はブロックＧを経由
してループする。最終電圧制限値が決定された後に、そ
の値がブロックＡで既に到達している初期の電圧制限値
よりも大きいことが判明すると、新たな最終電圧制限値
に達するまで充電が再開される。ブロックＥでＺpminが
１５０オームよりも大きい場合は、恐らくパドルが患者
に取り付けられていないことにより、患者インピーダン
スが適正に測定されていないもと見なされる。ＰＣＩ期
間タイマーは再度初期値設定され、ブロックＡからＧま
での動作手順が再開される。 【００４３】コンデンサの電荷が最終電圧制限値に達し
た後は、段階はブロックＧでの充電を抜ける。そこで除
細動装置は動作準備完了表示器をセットし、放電要求を
待機する。放電要求を待機中にコンデンサの内部漏れ抵
抗によりコンデンサから電荷が損失されると、トリクル
充電回路（図示せず）が損失電荷を復元する。放電要求
を受けると、ＺpminはＺo ＝１５０オームと比較され
る。（ブロックＨ）Ｚpmin＜１５０オームである場合
は、継電器接点５２が開き、継電器接点５４が閉じて患
者を通してコンデンサ１２を放電する。患者に実際に供
給されたピーク瞬間電圧が電流抽出ループ（図示せず）
によって検出され、関連するエネルギが供給され、患者
のインピーダンス及びＥｄ／Ｚｐが公知の技術を用いて
計算される。次にこれらのパラメータがディスプレーの
ためにストリップ・チャート・レコーダに送られる。 【００４４】Ｚpmin＞１５０オームである場合は、この
場合も恐らく充電サイクル中にパドルが患者に取り付け
られていないことにより、患者インピーダンスが適正に
測定されなかったものと見なされる。ＰＣＩ回路が再起
動され、Ｚpmin値の瞬間的な（例えば１０ミリ秒）測定
が行われ、対応するＶf が決定され、Ｖcap が内部放電
によって迅速にＶf に低下され、患者への放電が以前の
ように進行する。 【００４５】 【発明の効果】前述の説明から、インピーダンス正規化
による供給エネルギ（オーム当たりのジュール単位）を
除細動法が成功する予測要因として有利に利用できるこ
とが理解されよう。このパラメータ値は基本的に患者の
胸廓インピーダンス及び放電パルス波形とは無関係であ
る。（すなわち、全ての患者及び全ての除細動装置で同
じ値である。）この特性は従来利用され、提案された他
のどの制御パラメタにもないものである。このようにイ
ンピーダンス正規化による供給エネルギは汎用の除細動
規約が準拠できる基準として適している。本発明の原理
をこれまで好ましい方法論と関連装置とを参考に説明
し、図示してきたが、本発明はこのような原理から離れ
ることなく構成と細部を修正できることは明白であろ
う。例えば、本発明はエネルギがコンデンサに蓄積され
た除細動装置を参照してきたが、別の実施例では誘導子
のような他のエネルギ蓄積装置を使用できることが理解
されよう。このような場合は、説明してきた容量性の蓄
積装置に関連して説明した電荷及び電圧パラメタの代わ
りに誘導子に敵するパラメタ（電束と電流）が利用され
る。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の方法を実施できる除細動装置の概略ブ
ロック図である。 【図２】除細動装置のコンデンサが放電する負荷の等価
回路図である。 【図３Ａ】エネルギ印加方式における印加エネルギに対
する除細動成功確率と心筋損傷（ダメージ）確率を示す
グラフである。 【図３Ｂ】電流印加方式における印加電流に対する除細
動成功確率と心筋損傷確率を示すグラフである。 【図３Ｃ】インピーダンス正規化エネルギ印加方式にお
ける印加インピーダンス正規化エネルギに対する除細動
成功確率と心筋損傷確率を示すグラフである。 【図４Ａ】図４Ｂと組み合わせて除細動装置の動作を表
わすフローチャートである。 【図４Ｂ】図４Ａと組み合わせて除細動装置の動作を表
わすフスーチャートである。 【図５】インピーダンス正規化エネルギに対する除細動
成功確率のグラフである。 【符号の説明】 １２：エネルギ蓄積装置（コンデンサ） １４：パドル １６：患者 １８：電源 ２４：インピーダンス計測システム ２８：コンピュータ・システム ５０：放電抵抗
ロック図である。 【図２】除細動装置のコンデンサが放電する負荷の等価
回路図である。 【図３Ａ】エネルギ印加方式における印加エネルギに対
する除細動成功確率と心筋損傷（ダメージ）確率を示す
グラフである。 【図３Ｂ】電流印加方式における印加電流に対する除細
動成功確率と心筋損傷確率を示すグラフである。 【図３Ｃ】インピーダンス正規化エネルギ印加方式にお
ける印加インピーダンス正規化エネルギに対する除細動
成功確率と心筋損傷確率を示すグラフである。 【図４Ａ】図４Ｂと組み合わせて除細動装置の動作を表
わすフローチャートである。 【図４Ｂ】図４Ａと組み合わせて除細動装置の動作を表
わすフスーチャートである。 【図５】インピーダンス正規化エネルギに対する除細動
成功確率のグラフである。 【符号の説明】 １２：エネルギ蓄積装置（コンデンサ） １４：パドル １６：患者 １８：電源 ２４：インピーダンス計測システム ２８：コンピュータ・システム ５０：放電抵抗
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 【請求項の１】正常心拍を再起させるために患者（１
６）へ除細動パルスを印加するための後記（イ）乃至
（ホ）より成る細動除去方法。 （イ）インピーダンス補正した供給エネルギ（Ｅｄ／
Ｒ）の所望値を決定する。 （ロ）前記患者の胸廓インピーダンス（Ｒ）を測定す
る。 （ハ）前記胸廓インピーダンスを有する前記患者に前記
所望の値の前記インピーダンス補正した供給エネルギを
与えるためコンデンサ（１２）に与えるべき電圧を決定
する。 （ニ）前記電圧を前記コンデンサに与えるまで前記コン
デンサを充放電する。 （ホ）前記患者を介して充電された前記コンデンサを放
電する。 【請求項２】患者の胸廓インピーダンスを測定し、既定
の関係を用いて該胸廓インピーダンスに対応する電荷を
算出し、該算出された前記電荷をコンデンサ（１２）に
蓄積し、前記電荷を前記患者を介して放電する除細動方
法において、 前記コンデンサの前記電荷が依拠する前記既定の関係が
患者胸廓インピーダンス当たり供給エネルギの所望の値
で与えられ、該所望の値は患者の個別特性や前記コンデ
ンサの放電で生じる波形に無関係に前もって決定される
ものであることを特徴とする細動除去方法。 【請求項３】正常心拍を再起させるため患者へ除細動パ
ルスを供給するための後記（イ）乃至（ヘ）より成る細
動除去装置。 （イ）コンデンサ（１２） （ロ）インピーダンス補正した供給エネルギ（Ｅd ／
Ｒ）の所望の値を確立するための手段（３９）。 （ハ）前記患者の胸廓インピーダンス（Ｒ）を測定する
手段（２４）。 （ニ）前記胸廓インピーダンスを有する前記患者に前記
所望の値の前記インピーダンス補正した供給エネルギを
与えるために前記コンデンサに与えるべき電圧を決定す
る手段（４０）。 （ホ）前記コンデンサが前記電圧に達するまで前記コン
デンサを充放電する手段（１８、２０、２２、４２、４
８、５０）。 （ヘ）前記患者を介して前記充電されたコンデンサを放
電する手段（５４）。 【請求項４】後記（イ）乃至（ヘ）のステップから成る
患者へ除細動パルスを印加して正常心拍を再起させるた
めの細動除去方法。 （イ）物理的に測定不能なパラメータと数式で関連づけ
られる蓄積エネルギを蓄積するエネルギ蓄積装置（１
２）を備えるステップ。 （ロ）インピーダンス補正した供給エネルギ（Ｅd ／
Ｒ）の所望値を確立するステップ。 （ハ）前記患者の胸廓インピーダンス（Ｒ）を測定する
ステップ。 （ニ）前記所望の値と前記胸廓インピーダンスの測定値
の積として第１量のエネルギを決定するステップ。 （ホ）前記第１のエネルギ量を患者に供給するために必
要な第２量のエネルギを前記エネルギ蓄積装置に蓄積す
るステップ。 （ヘ）前記患者へ前記エネルギ蓄積装置に蓄積されたエ
ネルギを移行するステップ。 【請求項５】後記（イ）乃至（ロ）のステップを含む細
動除去方法。 （イ）患者の胸廓インピーダンスを検出するステップ。 （ロ）前記検出された胸廓インピーダンスに応答して所
望のインピーダンス補正した供給エネルギをエネルギ蓄
積装置から前記患者を介して放電する為の前記エネルギ
蓄積装置に蓄積すべきエネルギの目標値を与えるステッ
プ。 本ステップは、前記目標値より大きい第２レベルのエネ
ルギを前記エネルギ蓄積装置に与え、次いで前記目標値
のエネルギに達するまで前記エネルギ蓄積装置からエネ
ルギを除去することを含む。
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US526412 | 1990-05-18 | ||
| US07/526,412 US5111813A (en) | 1990-05-18 | 1990-05-18 | Defibrillation employing an impedance-corrected delivered energy |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH06315540A true JPH06315540A (ja) | 1994-11-15 |
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Cited By (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06510688A (ja) * | 1991-11-20 | 1994-12-01 | メドトロニック インコーポレーテッド | 心室性頻脈と心室性細動を終了させる方法と装置 |
| JP2009154008A (ja) * | 2000-01-18 | 2009-07-16 | Koninkl Philips Electronics Nv | 電荷に基づく除細動方法及び装置 |
| WO2021191988A1 (ja) * | 2020-03-23 | 2021-09-30 | 日本ライフライン株式会社 | 心腔内除細動カテーテルシステム |
Families Citing this family (39)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP0574609B1 (de) * | 1992-06-17 | 1998-12-02 | Pacesetter AB | Defibrillator/Kardiovertierer |
| US5474574A (en) * | 1992-06-24 | 1995-12-12 | Cardiac Science, Inc. | Automatic external cardioverter/defibrillator |
| SE9202665D0 (sv) * | 1992-09-16 | 1992-09-16 | Siemens Elema Ab | Hjaertdefibrillator |
| SE9202663D0 (sv) * | 1992-09-16 | 1992-09-16 | Siemens Elema Ab | Implanterbar hjaertdefibrillator |
| US5431687A (en) * | 1993-04-09 | 1995-07-11 | Angeion Corporation | Impedance timed defibrillation system |
| US5601612A (en) * | 1993-08-06 | 1997-02-11 | Heartstream, Inc. | Method for applying a multiphasic waveform |
| US5607454A (en) * | 1993-08-06 | 1997-03-04 | Heartstream, Inc. | Electrotherapy method and apparatus |
| US5540724A (en) * | 1995-02-03 | 1996-07-30 | Intermedics, Inc. | Cardiac cardioverter/defibrillator with in vivo impedance estimation |
| WO1997031680A1 (en) * | 1996-03-01 | 1997-09-04 | Heartstream, Inc. | Electrotherapy method and apparatus |
| US5716381A (en) * | 1996-08-06 | 1998-02-10 | Pacesetter, Inc. | Electrophysiology diagnostic device including variable capacitance emulation and voltage threshold determination circuits |
| US5720767A (en) * | 1996-10-02 | 1998-02-24 | Pacesetter, Inc. | Impedance dependent implantable cardioverter-defibrillator |
| US6148233A (en) * | 1997-03-07 | 2000-11-14 | Cardiac Science, Inc. | Defibrillation system having segmented electrodes |
| CN1230227C (zh) | 1997-04-18 | 2005-12-07 | 菲塞奥-康特尔制造公司 | 去纤维性颤动器 |
| US6208896B1 (en) | 1998-11-13 | 2001-03-27 | Agilent Technologies, Inc. | Method and apparatus for providing variable defibrillation waveforms using switch-mode amplification |
| US6208898B1 (en) | 1999-03-25 | 2001-03-27 | Agilent Technologies, Inc. | Impedance estimation with dynamic waveform control in an electrotherapy apparatus |
| US6405081B1 (en) * | 1999-04-22 | 2002-06-11 | Koninklijke Philips Electronics N.V. | Damped biphasic energy delivery circuit for a defibrillator |
| US6241751B1 (en) * | 1999-04-22 | 2001-06-05 | Agilent Technologies, Inc. | Defibrillator with impedance-compensated energy delivery |
| US6185458B1 (en) | 1999-04-30 | 2001-02-06 | Agilent Technologies, Inc. | Reduced energy self test operation in a defibrillator |
| US6317635B1 (en) * | 1999-06-30 | 2001-11-13 | Dennis E. Ochs | Sensor responsive electrotherapy apparatus |
| US6546287B1 (en) | 1999-10-08 | 2003-04-08 | Purdue Research Foundation | Controlled-power defibrillator and method of defibrillation |
| US6445951B1 (en) | 1999-10-12 | 2002-09-03 | Pacesetter, Inc. | Implantable cardiac stimulating device incorporating high frequency low amplitude lead impedance measurement |
| US6704597B1 (en) * | 2000-07-20 | 2004-03-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Apparatus and method for energy management in atrial defibrillator |
| US6539258B1 (en) | 2000-10-06 | 2003-03-25 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corp. | Energy adjusting circuit for producing an ultra-low energy defibrillation waveform with fixed pulse width and fixed tilt |
| US6650936B2 (en) | 2001-04-23 | 2003-11-18 | Medtronic Physio-Control Manufacturing Corporation. | Method and apparatus for delivering electrotherapy having an equivalent probability of success for different patients |
| US6813517B2 (en) * | 2001-11-06 | 2004-11-02 | Medtronic Physio-Control Corp. | Configuring defibrillator energy dosing |
| WO2003047685A2 (en) * | 2001-12-03 | 2003-06-12 | Medtronic, Inc. | Control of arbitrary waveforms for constant delivered energy |
| US8417327B2 (en) * | 2002-06-20 | 2013-04-09 | Physio-Control, Inc. | Variable frequency impedance measurement |
| US7920917B2 (en) * | 2003-07-17 | 2011-04-05 | Physio-Control, Inc. | External defibrillator and methods for operating the external defibrillator |
| US7174208B2 (en) | 2002-12-03 | 2007-02-06 | Medtronic, Inc. | Slow rise defibrillation waveforms to minimize stored energy for a pulse modulated circuit and maximize charge transfer to myocardial membrane |
| US7047072B2 (en) * | 2002-12-04 | 2006-05-16 | Medtronic Emergency Response Systems, Inc. | Selecting Electrotherapy dosage |
| US7904152B2 (en) * | 2004-12-09 | 2011-03-08 | Physio-Control, Inc. | External defibrillator with charge advisory algorithm |
| US7406351B2 (en) | 2005-04-28 | 2008-07-29 | Medtronic, Inc. | Activity sensing for stimulator control |
| WO2006119015A1 (en) * | 2005-04-30 | 2006-11-09 | Medtronic, Inc. | Impedance-based stimulation adjustment |
| US7457662B2 (en) * | 2005-09-09 | 2008-11-25 | Cardiac Science Corporation | Method and apparatus for variable capacitance defibrillation |
| US9126055B2 (en) | 2012-04-20 | 2015-09-08 | Cardiac Science Corporation | AED faster time to shock method and device |
| US8965501B2 (en) * | 2012-08-10 | 2015-02-24 | Physio-Control, Inc. | Sequential stacked capacitor defibrillator and waveform generated therefrom |
| EP3741424B1 (en) | 2014-02-24 | 2022-05-04 | Element Science, Inc. | External defibrillator |
| EP4678105A3 (en) | 2015-08-26 | 2026-04-01 | Element Science, Inc. | Wearable defibrillation devices |
| CN112839585A (zh) | 2018-10-10 | 2021-05-25 | 元素科学公司 | 具有一次性部件和可重新使用部件的可穿戴式装置 |
Family Cites Families (11)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US3886950A (en) * | 1973-10-01 | 1975-06-03 | Spacelabs Inc | Defibrillator |
| US3860009A (en) * | 1973-11-29 | 1975-01-14 | David Bell | Computer controlled defibrillator |
| US4077413A (en) * | 1976-05-04 | 1978-03-07 | The Burdick Corporation | Defibrillator |
| DE2701234A1 (de) * | 1977-01-13 | 1978-07-20 | Inform Elektromedizinische Ger | Verfahren und geraet zur herztaktbeeinflussung |
| US4233659A (en) * | 1978-01-05 | 1980-11-11 | Hewlett-Packard Company | Defibrillator charging current regulator |
| US4119903A (en) * | 1978-01-05 | 1978-10-10 | Hewlett-Packard Company | Defibrillator charging circuit |
| US4303075A (en) * | 1980-02-11 | 1981-12-01 | Mieczyslaw Mirowski | Method and apparatus for maximizing stroke volume through atrioventricular pacing using implanted cardioverter/pacer |
| US4328808A (en) * | 1980-10-09 | 1982-05-11 | Hewlett-Packard Company | Defibrillator with means for determining patient impedance and delivered energy |
| US4574810A (en) * | 1984-10-05 | 1986-03-11 | Lerman Bruce B | Automatic threshold defibrillator |
| US4771781A (en) * | 1986-10-03 | 1988-09-20 | Lerman Bruce B | Current-based defibrillating method |
| US4840177A (en) * | 1987-11-03 | 1989-06-20 | Hewlett-Packard Company | Current-based defibrillator |
-
1990
- 1990-05-18 US US07/526,412 patent/US5111813A/en not_active Expired - Lifetime
-
1991
- 1991-05-17 DE DE69108445T patent/DE69108445T2/de not_active Expired - Fee Related
- 1991-05-17 EP EP91304446A patent/EP0457604B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-05-17 JP JP14257291A patent/JP3497178B2/ja not_active Expired - Fee Related
-
1995
- 1995-09-21 HK HK152195A patent/HK152195A/en not_active IP Right Cessation
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH06510688A (ja) * | 1991-11-20 | 1994-12-01 | メドトロニック インコーポレーテッド | 心室性頻脈と心室性細動を終了させる方法と装置 |
| JP2009154008A (ja) * | 2000-01-18 | 2009-07-16 | Koninkl Philips Electronics Nv | 電荷に基づく除細動方法及び装置 |
| WO2021191988A1 (ja) * | 2020-03-23 | 2021-09-30 | 日本ライフライン株式会社 | 心腔内除細動カテーテルシステム |
| JPWO2021191988A1 (ja) * | 2020-03-23 | 2021-09-30 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69108445D1 (de) | 1995-05-04 |
| DE69108445T2 (de) | 1995-07-27 |
| HK152195A (en) | 1995-09-29 |
| JP3497178B2 (ja) | 2004-02-16 |
| EP0457604A2 (en) | 1991-11-21 |
| EP0457604B1 (en) | 1995-03-29 |
| EP0457604A3 (en) | 1992-03-04 |
| US5111813A (en) | 1992-05-12 |
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