DE69433686T2

DE69433686T2 - Vorrichtung für elektrotherapie

Info

Publication number: DE69433686T2
Application number: DE69433686T
Authority: DE
Inventors: David Cameron; Thomas D. Lyster; Daniel J. Powers; Bradford E. Gliner; Clinton S. Cole; Carlton B. Morgan
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 1993-08-06
Filing date: 1994-07-19
Publication date: 2005-03-17
Anticipated expiration: 2014-07-20
Also published as: EP0712321A4; DE69434061T2; JP2003038662A; NO960470D0; WO1995005215A3; ATE263598T1; AU7367294A; US5803927A; ES2215998T3; DE69434061T3; DE69434061D1; US5607454A; NO960470L; EP0997162B2; JPH09500309A; CA2168978A1; US5749904A; WO1995005215A2; DE69433686D1; EP0712321A1

Description

Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Elektrotherapie-Gerät zum Abgeben eines elektrischen Impulses an das Herz eines Patienten. Insbesondere betrifft diese Erfindung ein Gerät zum Formen der elektrischen Wellenform, die von dem auf einem während der Abgabe der Wellenform gemessenen elektrischen Parameter beruhenden Defibrillator abgegeben wird. Die Erfindung betrifft auch einen Entwurf für einen Defibrillator, der bestimmte Schwellengrößen und Gewichtanforderungen erfüllt.
Der plötzliche Herztod ist in den Vereinigten Staaten von Amerika die wichtigste Todesursache. Meistens wird der plötzliche Herztod durch Kammerflimmern verursacht, wobei sich die Herzmuskelfasern unkoordiniert zusammenziehen, wodurch der normale Blutfluss zum Körper unterbrochen wird. Die einzige wirksame Behandlung des Kammerflimmerns ist elektrische Defibrillation, wobei dem Herz des Patienten ein elektrischer Schock zugeführt wird.
Um wirksam zu sein, muss der Defibrillationsschock innerhalb weniger Minuten nach dem Einsetzen des Kammerflimmerns an den Patienten abgegeben werden. Studien haben gezeigt, dass Defibrillationsschocks, die innerhalb einer Minute nach dem Beginn des Kammerflimmerns abgegeben werden, zu einer 100-prozentigen Überlebensrate führen. Die Überlebensrate sinkt auf ungefähr 30% ab, wenn sechs Minuten vergehen, bevor der Schock verabreicht wird. Oberhalb von zwölf Minuten nähert sich die Überlebensrate dem Wert null.
Eine Möglichkeit, schnelle Defibrillationsschocks abzugeben, ist, hierfür implantierbare Defibrillatoren zu verwenden. Implantierbare Defibrillatoren werden chirurgisch in Patienten implantiert, die eine hohe Wahrscheinlichkeit haben, in der Zukunft Elektrotherapie zu benötigen. Implantierte Defibrillatoren überwachen typischerweise die Herzaktivität des Patienten und geben automatisch elektrotherapeutische Impulse direkt an das Herz des Patienten ab, wenn es angezeigt ist. Somit ermöglichen implantierte Defibrillatoren dem Patienten, im ziemlich normaler Weise zu funktionieren, wenn er nicht durch medizinisches Personal beobachtet wird. Implantierbare Defibrillatoren sind jedoch kost spielig und werden nur bei einem geringen Bruchteil der gesamten Population verwendet, die das Risiko eines plötzlichen Herztodes hat.
Externe Defibrillatoren senden durch Elektroden, die am Körper des Patienten angebracht werden, elektrische Impulse zum Herz des Patienten. Externe Defibrillatoren sind in der Notaufnahme, dem Operationssaal, Unfallwagen und anderen Situationen nützlich, wo es unvorhergesehen notwendig sein kann, innerhalb kurzer Zeit einen Patienten mit Elektrotherapie zu behandeln. Der Vorteil von externen Defibrillatoren ist, dass sie nötigenfalls für einen Patienten verwendet werden können und dann anschließend bewegt werden können, um für einen anderen Patienten verwendet zu werden. Ein Beispiel für einen externen Defibrillator wird in US-5.222.480 offenbart, auf dem die zweiteilige Form von Anspruch 1 beruht.
Weil jedoch externe Defibrillatoren ihre elektrotherapeutischen Impulse indirekt an das Herz des Patienten abgeben (d.h. von der Oberfläche der Haut des Patienten statt direkt zum Herz), müssen sie bei höheren Energien, Spannungen und/oder Strömen arbeiten als implantierte Defibrillatoren. Diese hohen Energie-, Spannungs- und Stromanforderungen machen vorhandene externe Defibrillatoren groß, schwer und teuer, insbesondere wegen des großen Umfangs der Kondensatoren oder anderer Energiespeichermittel, die bei diesen Einrichtungen nach dem Stand der Technik benötigt werden. Ihre Größe und ihr Gewicht hat die Einsetzbarkeit von externen Defibrillatoren nach dem Stand der Technik für eine schnelle Reaktion durch medizinisches Notfallpersonal eingeschränkt.
Defibrillatorwellenformen, nämlich Zeitkurven der abgegebenen Strom- oder Spannungsimpulse, werden entsprechend der Form, Polarität, Dauer und Anzahl von Impulsphasen charakterisiert. Die meisten derzeitigen externen Defibrillatoren liefern einphasige elektrotherapeutische Strom- oder Spannungsimpulse, obwohl einige zweiphasige sinusförmige Impulse liefern. Einige implantierbare Defibrillatoren nach dem Stand der Technik nutzen andererseits abgeschnittene zweiphasige Exponentialwellenformen. Beispiele für zweiphasige implantierbare Defibrillatoren können in US-A-4.821.723; US-A-5.083.562; US-A-4.800.883; US-A-4.850.357; US-A-4.953.551; US-A-5.230.336 und EP-A-0.491.649 gefunden werden.
Weil jeder implantierte Defibrillator auf einen einzelnen Patienten zugeschnitten ist, können seine Betriebsparameter, wie z.B. elektrische Impulsamplituden und abgegebene Gesamtenergie, wirksam auf die Physiologie des Patienten abgestimmt werden, um die Wirksamkeit des Defibrillators zu optimieren. So können beim Implantieren der Einrichtung beispielsweise die Anfangsspannung, Dauer der ersten Phase und gesamte Impulsdauer eingestellt werden, um die gewünschte Energiemenge zu liefern oder ein gewünschtes Anfangs- und Endspannungsdifferential zu erhalten (d.h. konstante Neigung). Selbst wenn ein implantierter Defibrillator die Fähigkeit hat, seine Betriebsparameter zu verändern, um Änderungen in der Impedanz der Defibrillatorleitungen und/oder des Herzes des Patienten zu kompensieren (wie in US-A-5.230.336 diskutiert), ist der Bereich von Potentialimpedanzänderungen für eine einzelne Implantation in einem einzelnen Patienten relativ klein.
Im Gegensatz dazu, weil externe Defibrillatorelektroden nicht in direktem Kontakt mit dem Herz des Patienten stehen und weil externe Defibrillatoren für eine Vielzahl von Patienten mit einer Vielzahl von physiologischen Unterschieden zu verwenden sein müssen, müssen externe Defibrillatoren entsprechend Parametern für Impulsamplitude und -dauer arbeiten, die für die meisten Patienten wirksam sind, unabhängig von der Art der Physiologie des Patienten. Beispielsweise verändert sich die durch das Gewebe zwischen externen Defibrillatorelektroden und dem Patientenherz angebotene Impedanz von Patient zu Patient, wodurch sich die Intensität und Wellenform des tatsächlich an das Herz des Patienten abgegebenen Schocks für eine bestimmte Anfangsimpulsamplitude und –dauer verändern. Impulsamplituden und -dauern, die wirksam sind, um Patienten mit geringer Impedanz zu behandeln, bieten nicht notwendigerweise wirksame und energieeffiziente Behandlungen für Patienten mit hoher Impedanz.
Externe Defibrillatoren können extremen Belastungsbedingungen unterworfen sein, die eventuell die Wellenformgeneratorschaltungen beschädigen könnten. Beispielsweise können unsorgfältig angelegte Defibrillatorelektroden während der Abgabe des Schocks einen Strompfad mit einer sehr niedrigen Impedanz erzeugen, was zu einem übermäßig hohen Strom innerhalb der Wellenformschaltung führen könnte. So gibt es für einen externen Defibrillator eine zusätzliche Entwurfsanforderung, um den Spitzenstrom in der Wellenformschaltung auf sichere Pegel zu begrenzen, was für implantierte Defibrillatoren normalerweise nicht notwendig ist.
Defibrillatoren nach dem Stand der Technik sind das Problem der Unterschiedlichkeit von Patienten nicht vollständig angegangen. Ein Ansatz für dieses Problem nach dem Stand der Technik war, einen externen Defibrillator mit mehrfachen Energieeinstellungen zu versehen, die von dem Benutzer gewählt werden könnten. Ein gemeinsames Protokoll zur Benutzung eines solchen Defibrillators war, Defibrillation bei einer Anfangs energieeinstellung zu versuchen, die für das Defibrillieren eines Patienten von mittlerer Impedanz geeignet ist, dann die Energieeinstellung für nachfolgende Defibrillationsversuche zu erhöhen, falls die Anfangseinstellung versagt hat. Die wiederholten Defibrillationsversuche erfordern zusätzliche Energie und erhöhen das Risiko für den Patienten. Einige Defibrillatoren nach dem Stand der Technik messen die Impedanz des Patienten oder einen mit der Impedanz des Patienten zuhängenden Parameter und ändern die Form eines nachfolgenden Defibrillationsschocks, der auf der früheren Messung beruht. Beispielsweise gibt der in US-A-5.230.336 beschriebene implantierte Defibrillator in Reaktion auf eine festgestellte Rhythmusstörung einen Defibrillationsschock von zuvor bestimmter Form an das Herz des Patienten ab. Die Systemimpedanz wird während der Abgabe dieses Schocks gemessen und die gemessene Impedanz wird genutzt, um die Form eines anschließend abgegebenen Schocks zu verändern.
Ein anderes Beispiel für die Messung und Verwendung der Information über die Patientenimpedanz in Defibrillatoren nach dem Stand der Technik wird in einem Artikel beschrieben, der von R.E. Kerbe et al. geschrieben ist, „Energy, current and success in defibrillation and cardioversion" Circulation (Mai 1980). Die Autoren beschreiben einen externen Defibrillator, der den Patienten einen Testimpuls verabreicht, bevor der Defibrillationsschock zugeführt wird. Der Testimpuls wird verwendet, um die Impedanz des Patienten zu messen; der Defibrillator stellt die Menge von durch den Schock abgegebene Energie in Reaktion auf die gemessene Patientenimpedanz ein. Die Form der abgegebenen Wellenform ist ein gedämpfter Sinus.
Offenbarungen der Verwendung von abgeschnittenen zweiphasigen Exponentialwellenform im implantierbaren Defibrillatoren nach dem Stand der Technik haben wenig Hilfen für den Entwurf eines externen Defibrillators verschafft, mit dem akzeptierbare Defibrillations- oder Kardioversionsraten für eine breite Population von Patienten erreicht werden. Die Betriebsspannungs- und Energieabgabeanforderungen an den Defibrillator beeinflussen die Größe, Kosten, Gewicht und Verfügbarkeit von Bauelementen. Insbesondere beeinflussen Betriebsspannungsanforderungen die Wahl der Schalter- und Kondensatortechnologien. Gesamtenergieabgabeanforderungen beeinflussen die Wahl von Defibrillatorbatterie und Kondensator. Somit könnten selbst, wenn ein implantierbarer Defibrillator und ein externer Defibrillator beide Wellenformen von gleicher Form liefern, wenn auch mit unterschiedlichen Wellenformamplituden, die tatsächlichen Entwürfe der beiden Defibrillatoren vollständig unterschiedlich sein.
Gemäß der vorliegenden Erfindung wird ein Gerät zum Einsetzen von Elektrotherapie am Herz eines Patienten mittels Elektroden, die sich außerhalb des Patienten befinden, verschafft, mit:

einer Energiequelle;
zwei Elektroden, die ausgebildet sind, um mit einem Patienten einen elektrischen Kontakt herzustellen, und
einem Verbindungsmechanismus, um einen elektrischen Kreis mit der Energiequelle und den Elektroden zu bilden, wenn die Elektroden an dem Patienten befestigt sind, und
dadurch gekennzeichnet, dass es weiter einen Controller umfasst, der angeordnet ist, um den Verbindungsmechanismus zu betreiben, um elektrische Energie aus der Energiequelle in einer abgeschnittenen mehrphasigen Exponentialwellenform an die Elektroden abzugeben, wobei die Beziehung zwischen den Phasendauern dieser Wellenform auf einem elektrischen Parameter beruht, der während der Abgabe der elektrischen Energie überwacht wird.

Diese Erfindung verschafft einen Defibrillator, der Unterschiede zwischen Patienten bei der Abgabe von elektrotherapeutischen Impulsen zur Defibrillation und Kardioversion automatisch kompensiert. Der Defibrillator hat eine Energiequelle, die durch Elektroden entladen werden kann, um einem Patienten einen abgeschnittenen zweiphasigen Exponentialspannungs- oder Stromimpuls zu verabreichen.
Das bevorzugte Defibrillatorgerät wiegt weniger als vier Pound (1,8 Kilo) und hat ein Volumen von weniger als 150 Kubikzoll (2,5 l) und besonders bevorzugt wiegt es ungefähr 3 Pound (1,4 Kilo) oder weniger und hat ein Volumen von ungefähr 141 Kubikzoll (2,3 Liter).
Zum besseren Verständnis ist ein nicht einschränkendes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung in der Zeichnung dargestellt und wird im Folgenden näher beschrieben. Es zeigen:
1 eine schematische Darstellung einer zweiphasigen elektrotherapeutischen Wellenform mit geringer Neigung,
2 eine schematische Darstellung einer zweiphasigen elektrotherapeutischen Wellenform mit starker Neigung;
3 ein Blockschaltbild eines Defibrillatorsystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung;
4 ein schematisches Schaltbild eines Defibrillatorsystems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung;
5 eine äußere Ansicht eines Defibrillators gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung;
6 eine partielle aufgeschnittene Ansicht eines Defibrillators gemäß einer bevorzugten Ausführungsform dieser Erfindung.
Für irgendeinen gegebenen Patienten und für irgendeinen gegebenen Defibrillatorsystementwurf, gleich ob implantierbar oder extern, gibt es eine optimale zweiphasige Wellenform zum Behandeln einer speziellen Art von Rhythmusstörung. Dieses Prinzip wird beim Implantieren von Defibrillatoren verwendet; wie oben erwähnt, werden implantierte Defibrillatoren zum Zeitpunkt des Implantierens auf den Patienten abgestimmt. Externe Defibrillatoren müssen andererseits so entworfen werden, dass sie für eine breite Population von Patienten wirksam sind.
Beispielsweise erläutern 1 und 2 die Unterschiede von Patient zu Patient, die ein Entwurf für einen externen Defibrillator berücksichtigen muss. Diese Figuren sind schematische Darstellungen von abgeschnittenen zweiphasigen Exponentialwellenformen, die an zwei verschiedene Patienten von einem externen Defibrillator gemäß dem Elektrotherapieverfahren dieser Erfindung zur Defibrillation oder Kardioversion abgegeben werden. In diesen Zeichnungen ist die vertikale Achse die Spannung und die horizontale Achse die Zeit. Die hier besprochenen Prinzipien sind ebenso auf Wellenformen anwendbar, die durch eine Strom-Zeit-Kurve beschrieben werden.
Die in 1 gezeigte Wellenform wird als Wellenform mit geringer Neigung bezeichnet und die in 2 gezeigte Wellenform wird als Wellenform mit starker Neigung bezeichnet, wobei die Neigung H als Prozentssatz folgendermaßen definiert wird:
Wie in 1 und 2 gezeigt, ist A die Anfangsspannung der ersten Phase und D die Endspannung der zweiten Phase. Die Endspannung B der ersten Phase ergibt sich aus dem exponentiellen zeitlichen Abklingen der Anfangsspannung A durch den Patienten und die Endspannung D der zweiten Phase ergibt sich aus dem exponentiellen Abklingen der Anfangsspannung C der zweiten Phase in gleicher Weise. Die Anfangsspannungen und die Dauern der ersten und zweiten Phase sind in den Wellenformen der 1 und 2 die glei chen; die Unterschiede in den Endspannungen B und D geben die Unterschiede der Patienten wieder.
Wir haben ermittelt, dass für einen gegebenen Patienten extern zugeführte abgeschnittene zweiphasige Exponentialwellenformen bei geringeren Spannungen und bei geringeren insgesamt abgegebenen Energien defibrillieren als extern zugeführte einphasige Wellenformen. Zusätzlich haben wir ermittelt, dass es eine komplexe Beziehung zwischen gesamter Impulsdauer, dem Verhältnis der Dauern der ersten und zweiten Phase, der Anfangsspannung, Anfangsenergie und Gesamtneigung bei der Abgabe einer wirksamen Kardioversionswellenform gibt. Somit ist es möglich, einen Defibrillator und ein Defibrillationsverfahren zu entwerfen, die nicht nur für einen einzelnen Patienten wirksam sind (wie bei den meisten implantierbaren Defibrillatoren nach dem Stand der Technik), sondern auch für eine breite Population von Patienten wirksam sind. Zusätzlich ist es auch möglich, Entwurfsanforderungen für externe Defibrillatoren hinsichtlich der Größe, des Gewichts und der Kapazität der Defibrillatorenergiequelle zu erfüllen, während gleichzeitig die Anforderungen einer breiten Patientenpopulation erfüllt werden.
Bis zu einem gewissen Grade wird der Versuch der Defibrillation umso wahrscheinlicher Erfolg haben, je mehr Energie dem Patienten in einem elektrotherapeutischen Impuls zugeführt wird. Zweiphasige Wellenformen mit geringer Neigung erreichen wirksame Defibrillationsraten mit geringerer abgegebener Energie als Wellenformen mit starker Neigung. Wellenformen mit geringer Neigung sind jedoch energieineffizient, da viel von der gespeicherten Energie dem Patienten nicht zugeführt wird. Andererseits geben Defibrillatoren, die zweiphasige Wellenformen mit starker Neigung abgeben, mehr von der gespeicherten Energie an den Patienten ab als Defibrillatoren, die Wellenformen mit geringer Neigung abgeben, während bis zu einem gewissen kritischen Neigungswert eine hohe Wirksamkeit beibehalten wird. So erhalten Patienten mit hoher Impedanz für einen bestimmten Kondensator, eine gegebene Anfangsspannung und feste Phasendauern eine Wellenform mit weniger Gesamtenergie und kleineren Spitzenströmen, aber besseren Konversionseigenschaften pro Einheit abgegebener Energie, und Patienten mit niedrigerer Impedanz erhalten eine Wellenform mit mehr abgegebener Energie und höheren Spitzenströmen.
Es scheint einen optimalen Neigungsbereich zu geben, in dem Patienten mit hoher und niedriger Impedanz von einem externen Defibrillator eine wirksame und effiziente Therapie erhalten. Ein bis zu einer zuvor bestimmten Spannung geladener optimaler Kondensator kann gewählt werden, um eine wirksame und effiziente Wellenform innerhalb einer Population von Patienten abzugeben, die eine Vielzahl von physiologischen einer Population von Patienten abzugeben, die eine Vielzahl von physiologischen Unterschieden aufweisen. Beispielsweise kann der Defibrillator in einer offenen Schleife arbeiten, d.h. ohne jegliches Rückkoppeln hinsichtlich der Patientenparameter und mit zuvor eingestellten Impulsphasendauern, was für einen gewissen Bereich an Patienten wirksam sein wird. Die voreingestellten Parameter der in 1 und 2 gezeigten Wellenformen sind daher die Anfangsspannung A der ersten Phase des Impulses, die Dauer E der ersten Phase, die Dauer G zwischen den Phasen und die Dauer F der zweiten Phase. Die Endspannung B der ersten Phase, die Anfangsspannung C der zweiten Phase und die Endspannung D der zweiten Phase sind von den physiologischen Parametern des Patienten und der physikalischen Verbindung zwischen den Elektroden und dem Patienten abhängig.
Wenn beispielsweise die Impedanz des Patienten (d.h. die Gesamtimpedanz zwischen den beiden Elektroden) hoch ist, wird der Umfang des Spannungsabfalls (exponentielles Abklingen) von der Anfangsspannung A zur Endspannung B während der Zeit E geringer (1) als wenn die Impedanz des Patienten niedrig ist (2). Das Gleiche gilt für die Anfangs- und Endspannungen der zweiten Phase während der Zeitdauer F. Die Werte von A, E, G und F werden eingestellt, um die Wirksamkeit der Defibrillation und/oder Kardioversion für eine Population von Patienten zu optimieren. Somit erhalten Patienten mit hoher Impedanz eine Wellenform mit geringer Neigung, die pro Einheit abgegebener Energie wirksamer ist, und Patienten mit niedriger Impedanz erhalten eine Wellenform mit starker Neigung, die mehr gespeicherte Energie liefert und daher energieeffizienter ist.
Um zu garantieren, dass der abgegebene Schock für einen breiten Bereich an Patienten innerhalb des optimalen Neigungsbereiches liegt, verschafft diese Erfindung ein Defibrillatorgerät zum Einstellen der Eigenschaften der Defibrillatorwellenform in Reaktion auf eine Echtzeitmessung eines patientenabhängigen elektrischen Parameters. 3 ist ein Blockschaltbild, das eine bevorzugte Ausführungsform des Defibrillatorsystems zeigt.
Das Defibrillatorsystem 30 umfasst eine Energiequelle 32, um eine Spannung oder einen Stromimpuls zu verschaffen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist die Energiequelle 32 ein einzelner Kondensator oder eine Kondensatorbank, die als einzelner Kondensator geschaltet ist.
Ein Verbindungsmechanismus 34 verbindet und trennt ein Paar von Elektroden 36, die an einem Patienten elektrisch befestigt sind (hier als Widerstandslast 37 dargestellt), selektiv mit und von der Energiequelle. Die Verbindungen zwischen den Elektroden und der Energiequelle können hinsichtlich der positiven und negativen Klemmen der Energiequelle in jeder der beiden Polaritäten erfolgen.
Das Defibrillatorsystem wird von einem Controller 38 gesteuert. Insbesondere betreibt der Controller 38 den Verbindungsmechanismus 34, um die Energiequelle 32 mit Elektroden 36 in einer der beiden Polaritäten zu verbinden oder die Energiequelle 32 von den Elektroden 36 zu trennen. Der Controller 38 empfängt Entladungsinformation (wie z.B. Strom, Ladung und/oder Spannung) von der Entladungsschaltung. Der Controller 38 kann auch Zeitverlaufinformation von einem Zeitgeber 40 empfangen.
Der Controller 38 nutzt Information aus der Entladungsschaltung und/oder dem Zeitgeber, um die Form der an den Patienten abgegebenen Wellenform in Echtzeit zu steuern (d.h. während der Abgabe der Wellenform), z.B. durch Wählen der geeigneten Wellenformparameter aus einer mit dem Controller zusammenhängenden Speicherstelle oder durch anderweitiges Einstellen der Dauer der Phasen der zweiphasigen Wellenform. Durch Steuerung der Wellenform-Form steuert das System die Dauer, Neigung und insgesamt abgegebene Energie der Wellenform. Beispielsweise haben zweiphasige Wellenformen mit relativ längeren ersten Phasen bessere Konversionseigenschaften als Wellenformen mit gleichen oder kürzeren ersten Phasen, vorausgesetzt, dass die Gesamtdauer ein kritisches Minimum überschreitet. Daher kann es im Fall von Patienten mit hoher Impedanz wünschenswert sein, die Dauer der ersten Phase der zweiphasigen Wellenform relativ zur Dauer der zweiten Phase zu verlängern, um die Gesamtwirksamkeit der Elektrotherapie durch Abgeben einer wirkungsvolleren Wellenform zu erhöhen und die Gesamtmenge an abgegebener Energie zu erhöhen.
Eine bevorzugte Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Defibrillatorsystems wird in 4 schematisch dargestellt. In diesem Schaltbild ist die Energiequelle ein Kondensator 32 mit vorzugsweise einer Kapazität zwischen 60 und 150 mF, am besten 100 mF. Das System enthält auch einen Lademechanismus (nicht abgebildet) zum Aufladen des Kondensators auf eine Anfangsspannung.
Ein Controller 38 steuert den Betrieb des Defibrillators, um an den Patienten 37 durch Elektroden 36 automatisch in Reaktion auf eine festgestellte Rhythmusstörung oder manuell in Reaktion auf einen menschlichen Bediener einen Schock abzugeben. 4 zeigt ein EKG-System 50, das mit den Elektroden verbunden ist, um für eine EKG-Überwachung und/oder eine Rhythmusstörungsdetektion zu sorgen. 4 zeigt auch ein Paar Schalter 52 und 54, die den Patienten und das EKG-System von der Defibrillations elektronik isolieren. Die Schalter 52 und 54 können jede geeignete Art von Isolatoren sein, wie mechanische Relais, Festkörpereinrichtungen, Funkenstrecken oder andere Gasentladungseinrichtungen. Das EKG-System und die Isolatorschalter sind keine wesentlichen Teile dieser Erfindung.
Bei dieser Ausführungsform enthält der Verbindungsmechanismus 34 vier Schalter 56, 58, 60 und 62, die vom Controller 38 betrieben werden, um aus der Energiequelle 32 einen Schock an den Patienten abzugeben. Die bevorzugte Ausführungsform kann auch eine optionale Strombegrenzungsschaltung enthalten, die einen Widerstand 64 und Schalter 66 umfasst, um für einen zusätzlichen Schutz für die Bauelemente der Defibrillatorschaltung und den Bediener des Defibrillators zu sorgen. Die Funktionsweise der Isolatorschalter und des Verbindungsmechanismus, um an den Patienten eine Wellenform abzugeben, soll im Weiteren beschrieben werden.
Zum Zweck dieser Beschreibung wird angenommen, dass alle Schalter vor der Entladung offen sind. Es sollte selbstverständlich sein, dass dies nicht der Fall zu sein braucht. Beispielsweise könnten die Schalter 56, 62 und 66 aus der geschlossener Position heraus starten, bei entsprechend modifizierter Betriebssequenz der Schalter.
In Reaktion auf eine Anfrage für einen Schock schließt der Controller zuerst die Schalter 52 und 54, dann den Schalter 62, dann den Schalter 68, um Abgabe eines begrenzten Schocks an den Patienten zu initiieren. Ein Stromsensor 68 überwacht den durch den Kondensator abgegebenen Strom. Wenn der Spitzenstrom unterhalb einer Schaltungssicherheitsschwelle liegt, wird der Schalter 66 geschlossen, um den Sicherheitswiderstand 64 aus der Schaltung zu nehmen. Spitzenstromwerte oberhalb der Schwelle könnten einen Kurzschlusszustand anzeigen.
Bei der bevorzugten Ausführungsform werden die Dauern der ersten und der zweiten Phase der zweiphasigen Wellenform durch Messen eines patientenabhängigen elektrischen Parameters bestimmt. Wie weiter unten ausführlicher beschrieben werden soll, ist der gemessene Parameter bei der bevorzugten Ausführungsform die Zeit, die eine zuvor bestimmte Menge an Ladung benötigt, um von der Energiequelle an den Patienten abgegeben zu werden. Ladungssteuerung kann bessere Rauschunempfindlichkeit verschaffen als andere Wellenformüberwachungsverfahren, wie z.B. Spannungs- oder Stromüberwachung.
Das in 4 gezeigte System verwendet einen Stromintegrator 70, um dem Controller Ladungsinformation zu verschaffen. Der Controller stellt auf Basis von Ladungsinformation aus dem Stromintegrator 70 die Dauer der ersten und der zweiten Wel lenformphase ein (wodurch die Form der Wellenform gesteuert wird). Andere Mittel zur Bestimmung der Phasendauern können natürlich auch verwendet werden, ohne vom Rahmen der Erfindung abzuweichen.
Am Ende der ersten Phase der Wellenform öffnet der Controller den Schalter 62, um die Abgabe des Schocks zu beenden. Der Schalter 66 kann von diesem Punkt an auch jederzeit geöffnet werden. Der Controller öffnet ebenfalls den Schalter 58.
Nach dem Verstreichen einer kurzen Zwischenphasendauer schließt der Controller die Schalter 56 und 60, um die Abgabe der zweiten Phase der Wellenform zu initiieren. Bei der bevorzugten Ausführungsform wird die Dauer der zweiten Phase durch die Dauer der ersten Phase bestimmt. Andere Mittel zur Bestimmung der Dauer der zweiten Phase liegen jedoch auch im Rahmen der Erfindung. Am Ende der zweiten Phase öffnet der Controller den Schalter 56, um die Abgabe des Schocks zu beenden. Danach werden die Schalter 60, 52 und 54 geöffnet.
Das folgende Beispiel veranschaulicht eine spezielle Implementierung des Gerätes dieser Erfindung. Die Erfindung ist nicht auf die in diesem Beispiel besprochenen Werte und Schaltungselemente beschränkt.
In diesem Beispiel sind die Schalter 52 und 54 als zweipoliges mechanisches Relais mit zweifacher Schalterstellung ausgeführt. Die Schalter 58 und 60 sind je als Paar von SCRs in Reihe ausgeführt, um geforderten Dauerspannungen mit derzeit verfügbaren Bauelementen zu genügen. Der Schalter 56 ist als zwei Bipolartransistoren mit isoliertem Gate ("IGBTs") in Reihe ausgeführt, wieder wegen der hohen Spannungsanforderungen.
Die Funktionen der Schalter 66 und 62 werden unter drei IGBTs aufgeteilt, um die Spannungsdaueranforderungen zu erfüllen, wobei ein IGBT zur gleichen Zeit wie der Schalter 66 eingeschaltet und zur gleichen Zeit wie der Schalter 62 ausgeschaltet ist. Bei dieser Implementierung ist der Widerstand 64 in zwei Widerstände aufgeteilt, um die Spannung an den IGBTs in gleicher Weise aufzuteilen.
Der Stromsensor 68 kann verwendet werden, um an den Controller für beispielsweise Kurzschlussschutz, Leitungsverlustdetektion usw. Strominformation zu senden. Die Weise, in der die Kurzschluss- oder Leitungsverlustzustände detektiert werden, liegt außerhalb des Rahmens dieser Erfindung. Der Integrator 70 und der Stromsensor 68 können jeder ein Operationsverstärker sein, der einen Schwellenkomparator zur Detektion von Ladungs- bzw. Stromgrenzen speist. Der Integrator sollte mit einem Schalter zum Rücksetzen auf Anfangsbedingungen vor einer Wellenformabgabe versehen sein.
Ein zu dem Stromintegrator gehörender Komparator überwacht die dem Patienten zugeführte Ladung und sendet an den Wellenformcontroller ein Signal, wenn die Ladung 0,06182 Coulomb erreicht (als "Qt" bezeichnet). Die zum Erreichen dieser Ladung benötigte Zeit ("t(Qt)") wird von dem Controller mit einem Hoch/Tiefzähler überwacht, der eine herabgeteilte Bezugsfrequenz zählt. Eines der Elemente des Frequenzteilers ist ein wählbarer 2:3-Vorteiler. Der Vorteiler wird während der ersten Phase auf 3 gesetzt. In diesem Beispiel sind in dem Controller elf Zeitschwellen gespeichert, die die Dauer der ersten Phase ("t(Φ1)") auf Basis der zum Erreichen von Qt benötigten Zeit bestimmen. Bei jeder Zeitschwelle wird ein neuer Wert von t(Φ1) geladen, bis Qt erreicht ist. Wenn Qt nicht innerhalb von 6,35 ms erreicht wird, dann wird t (Φ1) auf 12 ms eingestellt. Während der Abgabe der gesamten ersten Phase läuft der Zähler bei der herabgeteilten Frequenz.
Einige Beispielswerte für Qt-Schwellen und t(Φ1) werden in Tabelle I gezeigt. TABELLE I

wenn t(Qt)< (in ms) dann ist t(Φ1) (in ms)

1,13 2,3

1,60 2,85

2,07 3,79

2,56 4,02

3,07 4,83

3,58 6,76

4,10 7,73

4,64 8,69

5,20 9,66

5,77 10,62

6,35 11,59
In diesem Beispiel wird die Zwischenphasenverzögerung auf 300 μs gesetzt.
Bei 0 μs werden die IGBTs der ersten Phase geöffnet, was die erste Phase beendet. Bei 250 μs werden die IGBTs der zweiten Phase geschlossen. Bei 300 μs werden die SCRs der zweiten Phase geschlossen, was die zweite Phase initiiert.
In diesem Beispiel wird der Zeitablauf der zweiten Phase durch den Zeitablauf der ersten Phase bestimmt. Insbesondere wird der während der Phase 1 (2,3 ms bis 12 ms) aufgelaufene Zählwert verwendet, um die Dauer der zweiten Phase zu steuern.
Während der zweiten Phase wird der Zähler, der während der ersten Phase nach oben gezählt hat, bis auf null heruntergezählt, zu welchem Zeitpunkt die zweite Phase beendet wird. Die tatsächliche Dauer der zweiten Phase hängt von der herabgeteilten Frequenz ab, die verwendet worden ist, um den Zähler zurücklaufen zu lassen. Wenn die erste Phase t(Qt) kleiner als 3,07 ms war, dann wird der Bezugstaktvorteiler auf 3 gesetzt, um eine Dauer der zweiten Phase gleich der Dauer der ersten Phase zu ergeben. Wenn t(Qt) größer oder gleich 3,07 ms ist, dann wird der Vorteiler auf 2 gesetzt, was eine Dauer der zweiten Phase ergibt, die 2/3 der Dauer der ersten Phase ist.
Bei einer alternativen Ausführungsform ist der gemessene patientenabhängige elektrische Parameter eine Kondensatorspannung. Ein Komparator überwacht die Kondensatorspannung und sendet ein Signal an den Wellenformcontroller, wenn die Spannung auf 1000 V (Vt) abfällt. Wie bei der Ausführungsform mit Ladungssteuerung wird die Zeit, die zum Erreichen dieser Spannung notwendig ist, durch den Controller überwacht, wobei er einen Aufwärt/Abwärtszähler verwendet, der eine herabgeteilte Bezugsfrequenz zählt.
Die Dauer der ersten Phase (t(Φ1)) beruht auf der Zeit, die notwendig ist, um Vt zu erreichen. Das Verfahren des Selektierens der geeigneten t(Φ1) ist identisch mit dem der Ladungssteuerungsausführungsform. Wenn Vt nicht innerhalb 6,18 ms erreicht wird, dann wird t(Φ1) auf 12 ms gesetzt. Tabelle II zeigt die Schwellen t(Vt) und ihre zugehörigen t(Φ1). TABELLE II

wenn t(Qt)< (in ms) dann ist t(Φ 1) (in ms)

1,24 2,3

1,73 2,85

2,23 3,79

2,72 4,02

3,22 4,83

3,71 6,76

4,20 7,73

4,70 8,69

5,19 9,66

5,69 10,62

6,18 11,59
Zwischenphasenverzögerung und der Zeitverlauf der zweiten Phase sind identisch mit denen bei dem Verfahren der Ladungssteuerung.
Wir haben einen neuen Defibrillator entworfen, der gewisse Entwurfsziele hinsichtlich Größe, Gewicht, Wirksamkeit und Sicherheit erfüllt. Die Größe und das Gewicht liegen unterhalb der Entwurfsschwellen von 150 Kubikzoll (2,5 l) und 4 Pound (1,8 kg). Dieser neue tragbare Defibrillator kann daher getragen werden und an Stellen, wie z.B. Notfallkoffern, die von medizinischen Ersthelfern getragen werden, und in den Handschuhfächern von Autos untergebracht werden.
Der Schaltungsentwurf des neuen Defibrillators ermöglicht die Verwendung einer zweiphasigen abgeschnittenen Exponentialwellenform, wie z.B. eine der oben beschriebenen Wellenformen. Die Verwendung der zweiphasigen Wellenform erlaubt es, den Defibrillator mit gleichem Wirkungsgrad zu betreiben, wie externe Defibrillatoren nach dem Stand der Technik, aber mit der Speicherung und Abgabe von viel weniger Energie bei niedrigeren Spannungen. Beispielsweise kardiovertiert der neue Defibrillator Patienten in wirksamer Weise, indem er Schocks unterhalb von 155 Joule abgibt (gespeicherte Energie 167 Joule) und besonders bevorzugt in der Größenordnung einer Energie von 130 Joule (gespeichert 140 Joule), im Vergleich zu der Abgabe von 200–360 Joule (240–439 Joule gespeichert) durch externe Defibrillatoren nach dem Stand der Technik.
Eine bevorzugte Ausführungsform des neuen externen Defibrillators wird in 5 und 6 gezeigt. Dieser Defibrillator ist viel kleiner und leichter als externe Defibrillatoren nach dem Stand der Technik. Die Größe des bevorzugten Defibrillators (ungefähr 2,2 Zoll × 8 Zoll × 8 Zoll (5,6 cm × 20 cm × 20 cm) für ein Volumen von ungefähr 141 Kubikzoll (2,3 l)) erlaubt es, ihn zu tragen und/oder an Stellen unterzubringen, in die externe Defibrillatoren nach dem Stand der Technik nicht passen. Zusätzlich ermöglicht sein kleineres Gewicht (ungefähr 3 Pound (1,4 kg)), das der Defibrillator im Notfall vom Bediener viel leichter bewegt wird.
Wie in 5 und 6 gezeigt, enthält der bevorzugte externe Defibrillator ein geformtes zweiteiliges Plastikgehäuse mit einem oberen Deckel 80 und einem unteren Deckel 81. Eine Hauptplatine ("PCB") 86 trägt den Kondensator 32, einen Elektrodenanschluss 82, eine PCMCIA-Speicherkarte 83 und einen Auswurfmechanismus 84 für eine PCMCIA-Speicherkarte. Die PCMCIA-Speicherkarte 83 befindet sich innerhalb eines PCMCIA-Speicherkartenschlitzes 85 auf PCB 86.
Eine Tastaturplatine 85 und eine Displayplatine 87 befinden sich zwischen der Hauptplatine 86 und dem oberen Deckel 80. Die Tastatur-PCB 85 stellt die Schnittstelle zwischen den Bedienertasten des Defibrillators dar und die Display-PCB 87 betreibt das LCD-Display 38 des Defibrillators. Ein Displayfenster 89 im oberen Deckel erlaubt, dass das Display 88 von einem Bediener gesehen wird.
Zwischen der Haupt-PCB 86 und der Display-PCB 87 liegt ein Isolator 90. Eine Dichtpackung 91 füllt die Ränder zwischen dem oberen Deckel 80 und dem unteren Deckel 81, wenn das Gehäuse zusammengebaut wird.
Eine Batteriebaugruppe 99, die aus einem Batteriegehäuse 92 und sechs Lithium-Mangandioxid-Primärzellen 94 besteht, liegt im oberen Deckel 80, sodass die Batterien mit den Kondensatorladungsschaltungen und anderen Schaltungen der Haupt-PCB 86 in elektrischem Kontakt stehen. Die Batteriebaugruppe hat einen Verriegelungsmechanismus 96, um die Batteriebaugruppe an dem Defibrillator zu befestigen und davon zu lösen.
Die Lage der Batteriebaugruppe vor dem PCMCIA-Speicherkartenschlitz verhindert, dass der Bediener des Defibrillators oder Andere auf die PCMCIA-Karte zugreifen, während der Defibrillator eingeschaltet ist und arbeitet. Diese Anordnung schützt den Bediener und den Patienten vor zufälligen Schocks und schützt den Defibrillator selbst vor Beschädigung, die durch unbeabsichtigtes Entfernen der PCMCIA-Karte während des Betriebs verursacht wird.
Die geringe Größe und das geringe Gewicht unseres Defibrillators sind auf die Kombination einer Vielzahl von Entwurfsmerkmalen zurückzuführen. Verwendung einer abgeschnittenen zweiphasigen Exponentialwellenform an Stelle der gedämpften Sinuswellenform nach dem Stand der Technik erlaubt einen Betrieb ohne Induktor in der Wellenformschaltung. Zusätzlich lassen die geringeren Energieanforderungen die Verwendung eines kleineren Kondensators und kleinerer Batterien zu als die, die in externen Defibrillatoren nach dem Stand der Technik verwendet werden.
Beim Versuch, die Batteriegröße noch weiter zu verringern, ist die bevorzugte Ausführungsform mit einer Kondensatorvorladeschaltung und einem Controller versehen worden, der bald, nachdem der Defibrillator aktiviert worden ist, mit dem Laden des Kondensators beginnt, selbst bevor Kammerflimmern (und damit die Notwendigkeit der Defibrillation) detektiert worden ist. Der Vorladespannungspegel wird unter dem Pegel gehalten, bei dem im Fall eines einzelnen Fehlers Schäden an der Defibrillatorschaltung, beim Patienten oder dem Bediener auftreten könnten. So liegt beispielsweise der Vorlade pegel auf 1100 V, während bei der bevorzugten Ausführungsform die vollständige Kondensatorspannung vor dem Schock 1650 V beträgt. Dieses Vorladeverfahren minimiert die Menge Energie, die von der Batterie zum Kondensator übertragen werden muss, wenn ein therapeutischer Schock angezeigt ist, wodurch die erforderliche Größe der Batterie und des Transformators des Defibrillators verringert werden.
Die bevorzugte Ausführungsform verwendet sechs Lithium-Mangandioxid-Primärzellen statt aufladbarer Batterien. Primärzellen haben eine größere Energiedichte als aufladbare Batterien und sind preiswerter, leichter und einfacher zu warten. Während Primärzellen auch Merkmale geringerer Leistung und Energie haben, erlaubt die Verwendung einer abgeschnittenen zweiphasigen Exponentialwellenform und einer Kondensatorvorladeschaltung einen Betrieb bei niedrigeren Leistungspegeln.
Der in 5 und 6 gezeigte bevorzugte Defibrillator enthält die Festkörper-Defibrillatorschaltung, die oben anhand von 4 beschrieben worden ist. Verwendung dieser Schaltung zusammen mit dem oben beschriebenen Merkmal des Kurzschlussschutzes verringert ebenfalls die Größe und das Gewicht des Defibrillators, indem die Verwendung der mechanischen Schalter vermieden wird, die bei Einrichtungen für höhere Spannungen erforderlich sind.
Andere "Kleiner und Leichter"-Merkmale des in 5 und 6 gezeigten Defibrillators sind die Verwendung eines Flachbildschirm-LCD-Displays an Stelle des konventionelleren Kathodenstrahlröhrendisplays und die Verwendung einer PCMCIA-Speicherkarte, um Stimmen- und Instrumentinformation aufzuzeichnen, an Stelle eines Magnetbandrecorders oder eines Streifenschreibers. Zusätzlich enthält der bevorzugte Defibrillator ein Merkmal, bei dem ein Teil der EKG-Information des Patienten, die in der PCMCIA-Karte gespeichert ist, zur Verwendung durch einen medizinischen Fachmann auf der LCD angezeigt werden kann. Dieses Merkmal nimmt die Stelle des Streifenschreibers in externen Defibrillatoren nach dem Stand der Technik ein.
Leichtgewichtige Defibrillatorelektrodenentwürfe können verwendet werden, um das Gewicht der Gesamteinrichtung noch weiter zu verringern. Beispielsweise können an Stelle der herkömmlichen Paddle-Elektroden flexible Patch-Elektroden verwendet werden. Zusätzlich können wegen der Merkmale der geringeren Energie- und Spannung des Defibrillators relativ dünne Drähte statt dicker Kabel verwendet werden, um die Elektroden an dem Defibrillator zu befestigen.
Die Wahl anderer Bauelemente und anderer Konfigurationen von Bauelementen liegen im Rahmen dieser Erfindung, solange die Schwellengröße und Gewichtsanforderungen von 150 Kubikzoll (2,5 l) und 4 Pound (1,8 kg) eingehalten werden.
Eine beliebige Ausführungsform dieser Erfindung könnte abwechselnde Anfangspolaritäten in aufeinander folgenden einphasigen oder zweiphasigen Impulsen verschaffen. Mit anderen Worten, wenn bei der durch das System abgegebenen ersten zweiphasigen Wellenform die erste Phase eine positive Spannung oder ein Stromimpuls ist, gefolgt durch einen negativen Spannungs- oder Stromimpuls der zweiten Phase, würde die von dem System abgegebene zweite zweiphasige Wellenform ein negativer Spannungs- oder Stromimpuls der ersten Phase sein, gefolgt von einem positiven Spannungs- oder Stromimpuls der zweiten Phase. Diese Anordnung würde die Elektrodenpolarisation, d.h. das Aufbauen von Ladung auf den Elektroden, minimieren.
Für jeden oben besprochenen Defibrillator kann die anfängliche Spannung der ersten Phase für alle Patienten die gleiche sein oder sie kann automatisch oder von dem Benutzer des Defibrillators selektiert werden. Beispielsweise kann der Defibrillator eine Selektion von Anfangsspannungseinstellungen aufweisen, eine für ein Kind, eine zweite für einen Erwachsenen und eine dritte zur Verwendung bei der Chirurgie am offenen Herz.
Wenngleich die bevorzugte Ausführungsform der Erfindung im Kontext von zweiphasigen Wellenformen besprochen worden ist, können zusätzlich dreiphasige oder andere mehrphasige Wellenformen ebenso genutzt werden. Auch können andere patientenabhängige elektrische Parameter als abgegebene Ladung überwacht werden und verwendet werden, um die Wellenform während der Entladung zu formen.

Claims

Gerät zum Einsetzen von Elektrotherapie am Herz eines Patienten mittels Elektroden, die sich außerhalb des Patienten befinden, mit: einer Energiequelle (32); zwei Elektroden (36), die ausgebildet sind, um mit einem Patienten einen elektrischen Kontakt herzustellen, und einem Verbindungsmechanismus (34), um einen elektrischen Kreis mit der Energiequelle (32) und den Elektroden (36) zu bilden, wenn die Elektroden (36) an dem Patienten befestigt sind, und dadurch gekennzeichnet, dass es weiter einen Controller (38) umfasst, der angeordnet ist, um den Verbindungsmechanismus zu betreiben, um elektrische Energie aus der Energiequelle (32) in einer abgeschnittenen mehrphasigen Exponentialwellenform an die Elektroden (36) abzugeben, wobei die Beziehung zwischen den Phasendauern dieser Wellenform auf einem elektrischen Parameter beruht, der während der Abgabe der elektrischen Energie überwacht wird.
Gerät nach Anspruch 1, wobei der Verbindungsmechanismus (34) eine Vielzahl von Schaltern (56, 58, 60, 62) umfasst, um elektrische Energie aus der Energiequelle selektiv in einer der beiden Polaritäten zum Patienten zu lenken.
Gerät nach Anspruch 1 oder Anspruch 2, weiter mit einem Ladungssensor (70), der dem Controller Information verschafft, die mit der von der Energiequelle (32) an die Elektroden (36) abgegebenen Ladung zusammenhängt.
Gerät nach Anspruch 3, weiter mit einem zu dem Ladungssensor (70) und dem Controller gehörenden Zeitgeber (40).
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Controller (38) einen Zähler mit einer steuerbaren Zählrate umfasst, welcher Zähler zum Zählen in einer der Richtungen während der Abgabe einer ersten Phase der mehrphasigen Wellenform und in einer anderen Richtung während der Abgabe einer zweiten Phase der mehrphasigen Wellenform ausgebildet ist.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiter mit Mitteln (64, 66) zum selektiven Begrenzen des durch die Elektroden fließenden Stroms und Mitteln zum Bestimmen, ob Strom, der zu den Elektroden (36) fließt, unterhalb einer zuvor bestimmten Schwelle liegt.
Gerät nach Anspruch 6, wobei das Mittel zum selektiven Begrenzen des Stromflusses in der Schaltung mit den Elektroden (36) und der Energiequelle (32) eine Impedanz (64) und einen Überbrückungsschalter (66) umfasst.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Energiequelle (32) zumindest eine in einem Batteriehalter (92) angeordnete Batterie (94) umfasst, welches Gerät weiter eine in einem Speichereinrichtungshalter angeordnete Festkörperspeichereinrichtung (83) umfasst, wobei die Batterie (94) den externen Zugriff auf die Speichereinrichtung (83) sperrt, wenn die Batterie (94) im Batteriehalter (92) angeordnet ist.
Gerät nach Anspruch 8, wobei die Energiequelle Primärzellen-Batterien (94) umfasst.
Gerät nach Anspruch 9, wobei die Primärzellen-Batterien Lithium-Mangandioxid-Primärbatterien (94) sind.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiter mit einem Gehäuse (80, 81), das zumindest die Energiequelle (32), den Verbindungsmechanismus (34) und den Controller (38) enthält, wobei das Gehäuse (80, 81) ein Volumen von weniger als 150 Kubikzoll (2,5 l) aufweist.
Gerät nach Anspruch 11, wobei das Gehäuse eine erste Abmessung hat, die nicht größer ist als 2,2 Zoll (5,6 cm).
Gerät nach Anspruch 11, wobei das Gehäuse eine zweite und eine dritte Abmessung hat, die nicht größer sind als 8 Zoll (20 cm)
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Gerät ein Gewicht von weniger als vier Pound (1,8 kg) hat.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei der Verbindungsmechanismus (34) und der Controller (38) angeordnet sind, um eine mehrphasige Wellenform ohne Verwendung eines Induktors abzugeben.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Energiequelle einen Kondensator (32) umfasst und das Gerät weiter eine Kondensatorvorladeschaltung umfasst. 17.. Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Energiequelle eine kapazitive Energiequelle zwischen 60 und 150 Mikrofarad ist.
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiter mit einem EKG-System (50).
Gerät nach Anspruch 18, weiter mit einem LCD-Display (88).
Gerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, weiter mit einer PCMCIA-Speicherkarte (83).
Gerät nach Anspruch 20, falls abhängig von Anspruch 19, weiter mit Mitteln zum Anzeigen von in dem PCMCIA-Speicher (83) gespeicherter EKG-Information auf dem LCD-Display (88).