JP4221687B2 - 電気治療装置およびその電気エネルギー出力方法 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体に電気的な刺激パルスを加える電気的治療装置およびその電気エネルギー供給方法に関し、特に、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに有効な電気的治療装置およびその電気エネルギー供給方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心臓疾患の患者において、心臓に発生する異常な細動は、患者を死に至らしめる主要な要因である。この細動を除去するために、患者の心臓に電気的な刺激パルス（除細動パルスと云う）によるショックを与え、細動を除去する電気的治療装置（除細動器と云う）が一般的に用いられている。
【０００３】
そして、上述の除細動器はその使用形態で大別すると、体内式（移植型）と体外式（外部接続型）がある。従来、体外式に用いられている波形は、減衰正弦曲線（damped sinusoidal ）または切り取り指数関数曲線（truncated exponential ）の単相波形が用いられている。一方、体内式では切り取り指数関数曲線の二相波形が多く用いられている。
【０００４】
体内式の除細動器は個々の患者に合わせて使用し、同じ機器が他の患者に使用されることはないため、電極間のインピーダンスは患者固有の値でほぼ一定であるから、その患者のインピーダンスにとって除細動効率が最適になるよう波形を調整することができる。一方体外式除細動器では、体内式に比べ高電流出力が必要であり、またインピーダンスが様々な不特定の患者に使用されるため、最初の電気的除細動で蘇生できない場合は、エネルギー値を上げて再度除細動を試みるといった方法がとられてきた。
また、波形として単相型、二相型があるが、近年、両者のうち二相型は、単相型に比べて出力する電気エネルギーが少なくて済み、エネルギー効率が良く、患者へのダメージが少ないという利点が知られている。
【０００５】
以下、従来の二相型除細動器の出力回路について図面を用いて説明する。
図１０は、従来の二相型除細動器の出力回路を説明するための図であり、図１１は、その波形図である。
図１０の（ａ）は、４個のスイッチにより位相を反転する機構を設けた例であり、電気エネルギーを蓄積するコンデンサ２０１と、スイッチ２０２、２０３、２０４、２０５と、出力電極２０６ａ、２０６ｂを有するものである。これは、米国特許第4,850,357号（特公平4-45193号）に開示されている技術である。
【０００６】
この二相型除細動器において、一相目の（正相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２０２、２０５を導通状態にさせ、スイッチ２０３、２０４を遮断状態にさせることにより、出力電極２０６ａにコンデンサ２０１の正極、出力電極２０６ｂにコンデンサ２０１の負極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２０７（生体のインピーダンス２０７ａ）に対して、正相切り取り型指数関数的波形の電気パルスが加えられる。
そして、決められた電圧または時間となったとき、スイッチ２０２、２０５を遮断状態にさせる。
【０００７】
次に、二相目の（負相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２０３、２０４を導通状態にさせることにより、出力電極２０６ａにコンデンサ２０１の負極、出力電極２０６ｂにコンデンサ２０１の正極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２０７に対して、負相切り取り型指数関数的波形の電気パルスが加えられる。
そして、決められた電圧または時間となったとき、スイッチ２０３、２０４を遮断状態にさせる。
これにより、上記従来の二相型除細動器の出力回路から、図１１の（ａ）に示すような切り取り型指数関数的な二相波形が得られる。
【０００８】
また、図１０の（ｂ）は、２個のコンデンサにより位相を反転する機構を設けた例であり、電気エネルギーを蓄積するコンデンサ２１１、２１２と、スイッチ２１３、２１４と、出力電極２１５ａ、２１５ｂを有するものである。これは、米国特許第5,871,505号に開示されている技術である。
【０００９】
この二相型除細動器において、一相目の（正相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２１３を導通状態にさせ、スイッチ２１４を遮断状態にさせることにより、出力電極２１５ａにコンデンサ２１１の正極、出力電極２１５ｂにコンデンサ２１１の負極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２１６（生体のインピーダンス２１６ａ）に対して、一相目の（正相）切り取り型指数関数的波形の電気パルスが加えられる。
そして、決められた電圧または時間となったとき、スイッチ２１３を遮断状態にさせる。
【００１０】
次に、二相目の（負相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２１４を導通状態にさせ、スイッチ２１３を遮断状態にさせることにより、出力電極２１５ａにコンデンサ２１２の負極、出力電極２１５ｂにコンデンサ２１２の正極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２１６に対して、二相目の（負相）波形の電気パルスが加えられる。
これにより、上記従来の二相型除細動器の出力回路から、図１１の（ｂ）に示すような二相波形が得られる。
【００１１】
米国特許第5,591,209号に開示された公知例は、体内式除細動器に対するものであり、一相目はエネルギー蓄積部(high voltage storage capacitor)に蓄積されたエネルギーを心臓に対して通電し、二相目はバッテリ等の低い電圧の電源(battery source)から直接エネルギーを通電する方法を示している。
【００１２】
米国特許第5,350,403号（特開平6-47100号公報）に開示された出力エネルギーの小さい体内式除細動器の技術においては、充電コンデンサと電極の間に制御装置を設け回路を導通または遮断することにより、所定の電流経過特性を有する電気パルスを生体に印加している。
【００１３】
米国特許第5,607,454号（特表平9-500309号）は、切り取り指数関数曲線を用いている。この方式をとるものの多くは、患者のインピーダンスにより一相目と二相目の波形の幅を変化させている。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
単相型除細動器に比べて、従来の二相型除細動器は、例えば、図１０の（ａ）の場合、スイッチが４個必要であり、また、図１０の（ｂ）の場合、電気エネルギー蓄積部（コンデンサ）が２個必要であり、単相型除細動器に比べて、素子数が多くなる。
【００１５】
一般に、除細動器ではバッテリなどの低電圧の電源から、昇圧して高電圧を発生させるため、電気エネルギー蓄積部（コンデンサ）、スイッチ（半導体スイッチを複数段重ねて構成される）は、例え１個増えただけでも、装置が大型化、重量化するので、救急医療現場における可搬性が損なわれるなどの問題点が生じ、さらに、装置全体の価格も高くなってしまう。
【００１６】
米国特許第5,607,454号（特表平9-500309号）にあるような従来の切り取り型指数関数的波形の出力方式では患者のインピーダンスがコンデンサ電圧の減衰に直接影響を及ぼし一義的に経時的な減衰率が決まってくるもであり、波形を形成する制御としては時間的にいつ波形出力を終えるか（TRUNCATED）程度しか動作することができない。
【００１７】
しかも、体外式の除細動器では電気的な刺激パルスを生体の外部から与えるため、動作時の出力電極間にかかるインピーダンスは患者によっても異なり（個体差）、またその患者の身体的・生理的な特徴の違いにより大きな相違が生じる。
【００１８】
また、次に挙げる文献１、２において、電気的な刺激パルスを与える時間は、ある所定の時間内でなければ効果的な除細動は行えないことが示唆されている。
文献１：Koning G, Schneider H, Hoelin AJ, et al. "Amplitude-duration relation for direct ventricular defibrillation with rectangular pulses." Medical & Biological Engineering 1975年；5月号：pp388-395
文献２："Ventricular Defibrillation Using Biphasic Waveforms : The Importance of PhasicDuration "JACC 1989 Jan, 13:1 207-14
【００１９】
したがって、この有効期間内に十分な電気エネルギーが供給できない場合、この期間を過ぎて電気パルスを与え続けても、除細動の効果が上がらないという問題が生じてくる。
このため、患者のインピーダンスが高い場合には、従来の切り取り型指数関数的波形の出力のみでは、電気エネルギーの患者への供給に時間がかかるため、除細動パルスをかけるのに有効な期間内に充分なエネルギーを供給しえず、やむを得ず除細動パルスの出力を終えてしまう仕様とならざるを得ないという問題があった。
【００２０】
また、前述の米国特許第5,591,209号に開示された技術では、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーは一相目の波形のみに使用することとなる。従って、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーの一部は除細動に使用されないこととなる。
すなわち、このような波形の場合には、約４０％の電圧が残存した状態で１相目を終了しているので、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーの全量の約１６％は除細動に使用されていない計算となる。
【００２１】
体外式除細動器においては通常、低電圧電源と生体（患者）を通る回路とを、電気的に絶縁することで安全性を確保する（例えば、二相目出力時に患者を絶縁する何らかの手段をとる）必要があるが、上記公知例には示されていない。
また、上記公知例の技術を、仮に、体外式除細動器に適用すると、エネルギー蓄積部にエネルギーを蓄えるための絶縁トランスとは別に二相目を出力するためにトランスなどによる絶縁回路が余分に必要となり、小型化という観点から体外式に適用するには好ましくない。
【００２２】
さらに、二相目の電力源を直接的に電源装置(battery source)から取り出す方式であるため、生体（患者）に通電するパルスの瞬時最大電力が、この電源装置の最大電力で制限されることとなる。
このような方式を体外式除細動器に適用する場合には、体内式除細動器に比べて遙かに大きな瞬時電力を要求されるために、電源の容量を大きく設計しなければ有効な除細動パルスを出力できないこととなる。一般的に生体（患者）の抵抗値は２５Ωから１２５Ωの範囲に個体差が広がっている。
例えば、二相目において３００Ｖの電圧を生体（患者）に供給するためには、以下、数１に示される通りの電源容量Ｐが必要とされる
【００２３】
【数１】
【００２４】
上記のように、３６００(Watt）という、非常に大きな電源容量が必要とされるため、電源容量という観点からも体外式の除細動には適用が困難であった。
また、二相目は電力制御を行うことはしていないので、有効時間内に必要なエネルギーが供給できるとは限らない。
【００２５】
また前述の、米国特許第5,350,403号（特開平6-47100号公報）に開示された技術は、充電用のコンデンサと、電極との間に、回路を導通または遮断が可能な制御装置を設けて、制御する場合に得られる出力波形の最大電圧値は、制御装置により回路を連続して導通させた場合に得られるコンデンサ電圧を超える事ができない。
これは、出力を抑制する方向にのみ制御装置が動作するように構成されているためである。
【００２６】
また、除細動を行う際、生体（患者）の抵抗が大きい場合には、充電用のコンデンサに蓄えられた電圧よりも高い電圧を患者に供給する事が望ましい場合がある。従来の技術においては、二相性除細動を行うためには追加的に２個の充電コンデンサを用意したり、４つのスイッチ（Ｈブリッジと称する）を用いて出力電圧の極性の切替をおこなう必要がある。
【００２７】
本発明は、前記従来の技術の問題点に鑑みなされたものであって、上記問題点を解決し、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに有効な電気的治療装置およびその電気エネルギー供給方法を提供することを目的とする。
【００２８】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１記載の電気的治療装置は、
刺激パルスを発生するための電気エネルギーを蓄積する電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極と、刺激パルスの波形形状が少なくとも第一相波形と電圧の極性が反転した第二相波形とになるように制御して前記電気エネルギーを前記出力電極に出力する制御手段とを有する電気的治療装置であって、
前記電気エネルギー蓄積部と、前記出力電極を構成する第一の出力電極と、第二の出力電極との間に生体を介在して閉回路を形成可能な第１のスイッチ手段および第２のスイッチ手段と、
前記第二相波形の刺激パルスを発生させるための磁気エネルギーを蓄積するインダクタと、
前記第１のスイッチ手段を介して前記電気エネルギー蓄積部と前記インダクタとを閉回路に形成可能な第３のスイッチ手段とを備え、
前記第３のスイッチ手段を開き、前記第１のスイッチ手段および前記第２のスイッチ手段を閉じることにより、前記第一の出力電極および第二の出力電極間に前記第一相波形の電気エネルギーを出力し、
前記第２のスイッチ手段を開き、前記第３のスイッチ手段を閉じ、前記第１のスイッチ手段の開閉を繰り返すことにより、前記第一の出力電極および第二の出力電極間に前記第二相波形の電気エネルギーを出力するものであって、
前記第１のスイッチ手段を閉じることによって前記電気エネルギー蓄積部に蓄積されている電気エネルギーを前記インダクタに磁気エネルギーとして蓄積し、前記第１のスイッチ手段を開くことによって前記磁気エネルギーを電気エネルギーとして前記第一の出力電極および第二の出力電極間に出力し、
前記電気エネルギーの第二相波形の形状を前記電気エネルギー蓄積部の電圧に関わりなく設定可能に構成されている。
【００２９】
請求項２記載の電気的治療装置は、請求項１に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギーの第二相波形で、前記電気エネルギー蓄積部の電圧に関わりなく任意の時間幅で必要な電気エネルギーを出力できるように構成されている。
【００３０】
請求項３〜７に記載の電気的治療装置は、前記第二相波形の出力期間中、生体のインピーダンスの値によらず、出力電極から出力する電気エネルギーの電力が一定になるように制御する制御手段を有する（請求項３）。
さらに、
・前記制御手段は、電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて低下する電圧に関する値が、所定時間と、前記電圧に関する値との関数に相当して変化するように出力制御する（請求項４）。
・前記電圧に関する値は、電圧値、電圧微分値または電圧二回微分値である（請求項５）。
・前記制御手段は、電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて変化する電流に関する値が、所定時間と、前記電流に関する値との関数に相当して変化するように出力制御する（請求項６）。
・前記電流に関する値は、電流値、電流微分値または電流二回微分値である（請求項７）。
以上のように、電気エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを制御することにより、供給エネルギーを制御可能にするものである。
【００３１】
請求項８記載の電気的治療装置は、請求項２に記載の電気的治療装置において、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、前記出力電極間に生じる電圧または前記出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段とを備え、前記生体パラメータ測定手段により前記第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、前記出力電極パラメータ測定手段により前記第二相波形出力中に測定される前記出力電極間の電圧に関する値または前記出力電極に流れる電流に関する値とに基づいて、前記第二相波形の電気エネルギーの電力が生体のインピーダンスの値によらず一定になるように制御する制御手段を有する。
【００３６】
請求項９記載の電気的治療装置は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、
電気エネルギー供給量に応じて変化する前記電気エネルギー蓄積部に関する電気的パラメータが予め設定された基準曲線に従って変化するように、前記第１のスイッチ手段をパルス幅変調制御により、連続的に切替動作をさせて、前記刺激パルスの波形を制御する。
【００３７】
請求項１０記載の電気的治療装置は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、
前記出力電極間の電圧に関する値または前記出力電極に流れる電流に関する値が、基準電圧に一致するように、前記第１のスイッチ手段をパルス幅変調制御により、連続的に切替動作をさせて、前記刺激パルスの波形を制御する。
【００３８】
請求項１１記載の電気的治療装置は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、
前記電気エネルギー蓄積部はコンデンサであって、前記制御手段は、前記インダクタ部に蓄積されたエネルギーを 前記出力電極に供給する際、その出力電圧の絶対値が前記コンデンサに蓄積された電圧の絶対値よりも高く制御可能である。
【００３９】
請求項１２記載の電気的治療装置は、請求項１１に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、生体のインピーダンスの値に関わりなく、前記出力電極から出力する前記第二相波形の電気エネルギーの電力が一定になるように刺激パルスの波形形状を制御する。
【００４０】
請求項１３記載の電気的治療装置は、請求項１１または１２に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、刺激パルスの波形形状を所定の形状に形成するために基準曲線を保持する。
【００４１】
請求項１４記載の電気的治療装置は、請求項１３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて低下する電圧に関する値と前記基準曲線との誤差に基づいて、前記第１のスイッチ手段の切替動作の制御を行う。
【００４２】
請求項１５記載の電気的治療装置は、請求項１３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて変化する電流に関する値と前記基準曲線との誤差に基づいて、前記第１のスイッチ手段の切替動作の制御を行う。
【００４３】
請求項１６記載の電気的治療装置は、請求項１〜１５のいずれか１項に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギー蓄積部を充電するための充電回路を有する。
【００４４】
請求項１７記載の電気的治療装置は、請求項１〜１６のいずれか１項に記載の電気的治療装置において、生体の外部から前記刺激パルスを与える体外式である。
【００４５】
請求項１８記載の電気的治療装置のエネルギー出力方法は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、第一相波形と第二相波形とを用いて出力するときに、まず前記第一相波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから前記第二相波形で必要な電気エネルギーを一定時間内に出力する。
【００４６】
請求項１９に記載の電気的治療装置の電気エネルギー出力方法であって、前記電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、前記第一相波形 と前記第二相波形とを交互に複数回繰り返し出力して、多相性出力波形とする。
【００６０】
【発明の実施の形態】
以下に、本発明の電気的治療装置の実施の各形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。
以下の実施の各形態では、第一相波形を正相、第二相波形を負相として説明を行うが、第一相波形を負相、第二相波形を正相としても良い。
【００６１】
（第１の実施形態）
図１は、本発明に係る第１の実施形態による電気的治療装置を示すブロック構成図である。
図１に示すように、この電気的治療装置１００は、以下のように構成されている。
コンデンサ等を用いた電気エネルギー蓄積部１０４の正極がスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）を通して、インダクタ１０５と接続され、さらに、このインダクタ１０５の反対側の端子より、スイッチ１０３（第３のスイッチ手段）を通して、電気エネルギー蓄積部１０４の負極に接続されている。また、インダクタ１０５の反対側の端子は、スイッチ１０２（第２のスイッチ手段）を通して、インダクタ１１０を介して、生体（患者）１１３（生体のインピーダンス１１３ａ）に電気的な刺激パルスを加えるための一方の出力電極１１２ａに接続されている。
さらに、他方の出力電極１１２ｂは、電気エネルギー蓄積部１０４の負極に接続されている。
【００６２】
また、スイッチ１０１とインダクタ１１０の間には、逆流防止のためのダイオード１０８、ダイオード１０９、がインダクタ１１０側をアノード、スイッチ１０１側をカソードとして直列に接続され、この２つのダイオード間、すなわち、ダイオード１０９のカソードと、インダクタ１０５とスイッチ１０２の間に、波形を平滑化するためのコンデンサ１０６及び抵抗１０７を挿入されている。
また、出力電極１１２ａ、１１２ｂ間には、保護抵抗１１１が挿入されている。
【００６３】
そして、電気エネルギー蓄積部１０４への充電は、充電回路１１５によって行われる。
なお、電気エネルギー蓄積部１０４の両極と充電回路１１５間には、それぞれ、逆流防止のためのダイオード１１７、ダイオード１１８が挿入されている。
また、電圧監視回路１１４が、電気エネルギー蓄積部１０４の両極に接続され、電気エネルギー蓄積部１０４に蓄積される電圧を監視しており、検出した電圧を伝達する電圧信号１２２が、マイクロプロセッサ１１６に対して接続されている。
【００６４】
また、スイッチ１０１、１０２、１０３の開閉動作の制御は、それぞれスイッチ１０１のドライブ回路１１９、スイッチ１０２のドライブ回路１２０、スイッチ１０３のドライブ回路１２１により行われるように接続されており、これらドライブ回路１１９、１２０、１２１はマイクロプロセッサ１１６からの制御信号１２４、１２５、１２６により制御されている。また、マイクロプロセッサ１１６は、充電回路１１５の制御を制御信号１２３により行っている。
【００６５】
なお好ましくは、スイッチ１０１（第１のスイッチ手段）、スイッチ１０２（第２のスイッチ手段）、スイッチ１０３（第３のスイッチ手段）は絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）からなる半導体スイッチで構成される。
【００６６】
以下、第１の実施形態による電気的治療装置の電気的な刺激パルスの出力制御方法に関して説明する。
まず、電気エネルギー蓄積部１０４への電気エネルギーの充電動作について説明する（ステップ１−１〜ステップ１−７）。
【００６７】
ステップ１−１： 充電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力される。
ステップ１−２： マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、１０２、１０３が連続遮断状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、１２０、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力する。
ステップ１−３： スイッチ１０１、１０２、１０３が連続遮断状態になる。
ステップ１−４： マイクロプロセッサ１１６は充電回路１１５に対して充電開始の制御信号１２３を出力する。
ステップ１−５： 充電回路１１５は電気エネルギー蓄積部１０４へのエネルギー充電を開始する。
ステップ１−６： マイクロプロセッサ１１６は電圧監視回路１１４からの電圧信号１２２を受信し、電圧監視回路１１４によって監視された電気エネルギー蓄積部１０４の電圧があらかじめ設定された電圧にまで上昇したとき、マイクロプロセッサ１１６は充電回路１１５に対して充電停止の制御信号１２３を出力する。
ステップ１−７： 充電回路１１５は電気エネルギー蓄積部１０４へのエネルギー充電を停止する。
【００６８】
次に、電気エネルギー蓄積部１０４から生体（患者）１１３に電気的な刺激パルスを加えるための出力電極１１２ａ、１１２ｂへの電気エネルギーの出力動作について、正相波形出力時の動作を図２を用いて説明する（ステップ１−８〜ステップ１−１４）。図２は、正相波形出力時の電流経路を説明する図である。
【００６９】
ステップ１−８： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ１−９： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ１−１０：スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ１−１１：生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ１−１２：あらかじめ決められたプロトコルに従って、例えば電気エ
ネルギー蓄積部１０４の電圧が初期電圧から所定割合（例
えば３７％）まで減衰した時点で、マイクロプロセッサ
１１６はスイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続遮
断状態、スイッチ１０３が連続導通状態になるように、各
スイッチドライブ回路１１９、１２０、１２１に対して制
御信号１２４、１２５、１２６を出力する。
ステップ１−１３：スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続遮断状態、
スイッチ１０３が連続導通状態になる。
ステップ１−１４：生体（患者）１１３への電気エネルギー出力（正相波形出
力）が終了する。
【００７０】
次に、電気エネルギー蓄積部１０４から生体（患者）１１３に電気的な刺激パルスを加えるための出力電極１１２ａ、１１２ｂへの電気エネルギーの出力動作について、負相波形出力時の動作を図３（ａ）、図４及び図３（ｂ）を用いて説明する（ステップ１−１５〜ステップ１−２０）。
図３（ａ）は、負相波形出力時にスイッチ１０１が導通状態（１回目）の場合の電流経路を説明する図、図４は、負相波形出力時にスイッチ１０１が遮断状態の場合の電流経路を説明する図、図３（ｂ）は、負相波形出力時にスイッチ１０１が導通状態（２回目以降）の場合の電流経路を説明する図である。
【００７１】
図３（ａ）に示すように、負相波形出力時にスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）が導通状態（１回目）の場合は、矢印の電流経路１５１に沿って電流が流れる。そして、生体を含まず装置内でインダクタ１０５とコンデンサ１０４とが閉回路を形成する。
このとき、電流経路１５１に電流が流れることにより、電気エネルギー蓄積部１０４の電気エネルギーが、インダクタ１０５に磁気エネルギーとして蓄積される。
この段階では生体（患者）１１３へ、電気エネルギーの出力はされない。
【００７２】
図４に示すように、負相波形出力時にスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）が遮断状態の場合は、矢印の電流経路１５３に沿って電流が流れる。
このとき、ダイオード１０８、および１０９が順バイアスにより導通状態となり、インダクタ１０５に蓄積された磁気エネルギーが、電気エネルギーとして取り出され、電流経路１５３に沿って電流が流れる。
よって、生体（患者）１１３へ、電気エネルギーの出力がされる状態となる。
また、同時にコンデンサ１０６にも電流が流れ込むことでコンデンサ１０６に電気エネルギーが蓄積される。
【００７３】
図３（ｂ）に示すように、負相波形出力時にスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）が導通状態（２回目以降）の場合は、矢印の電流経路１５１、１５２に沿って電流が流れる。
このとき、ダイオード１０８は逆バイアスされて遮断状態となり、ダイオード１０９は順バイアスによって導通状態を保つ。
従って、コンデンサ１０６に蓄積されていた電気エネルギーが取り出され、電流経路１５２に沿って電流が流れる。
よって、生体（患者）１１３へ、電気エネルギーの出力がされる状態が維持される。
また同時に、電流経路１５１に電流が流れることで、電気エネルギー蓄積部１０４の電気エネルギーが、インダクタ１０５に磁気エネルギーとして蓄積される。
【００７４】
ステップ１−１５：マイクロプロセッサ１１６は、予め設定された後述する基準曲線を
用いて意図した出力波形が出力できるように、スイッチ１
０１の導通／遮断を制御する制御信号をスイッチ１０１の
ドライブ回路１１９に出力する。
ステップ１−１６：スイッチ１０１が導通／遮断を繰り返すスイッチング動作
を行う。
ステップ１−１７：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ１−１８：あらかじめ決められたプロトコルに従って、マイクロプロ
セッサ１１６はスイッチ１０１が連続遮断状態になるよう
にスイッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４
を出力する。
ステップ１−１９：スイッチ１０１が連続遮断状態になる。
ステップ１−２０：生体（患者）１１３へのエネルギー出力（負相波形出力）
が終了する。
ここでのステップで、スイッチ１０１の導通／遮断を繰り返すスイッチング動作により、回路の電流経路状態は、図３（ａ）、図４、図３（ｂ）と続き、以降図４、図３（ｂ）の状態を繰り返すことになる。
【００７５】
（第２の実施形態）
図５は、本発明の第２の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
図５に示すように、この電気的治療装置１３０は、以下のように構成されている。前述した図１の各部と共通する部分には同一の符号を付して示し、その説明を省略する。
第２の実施形態による電気的治療装置は、前述の第１の実施形態による電気的治療装置に、以下の構成を加えたものである。
電気エネルギー蓄積部１０４の正極とスイッチ１０１の間に、電流監視回路１３１を挿入し、さらに、この電流監視回路１３１とスイッチ１０１の間と、インダクタ１０５とスイッチ１０２の間を接続するように、抵抗１３２が挿入されている。
【００７６】
また、マイクロプロセッサ１１６は、少なくとも、基準曲線のデータが予め記憶されたＲＯＭ１４１、このＲＯＭデータをアナログデータに変換するディジタル／アナログ変換回路１４０を有している。
さらに、ゲイン切り替え回路１３３、誤差増幅器１４２を内蔵するパルス幅変調回路１４３を有しており、このパルス幅変調回路１４３は、ディジタル／アナログ変換回路１４０からの電圧信号１３８（基準曲線の電圧）と、ゲイン切り替え回路１３３からの電圧信号１３７とが入力されるように接続されている。
また、ゲイン切り替え回路１３３は、マイクロプロセッサ１１６からの制御信号１３６と、電流監視回路１３１からの信号１３５と、電圧監視回路１１４からの信号１３４が入力するように接続されている。
【００７７】
本実施の形態に係る電気的治療装置の電気エネルギー供給方法につ いて、以下詳細に説明する。本方法は、電気エネルギー蓄積部１０４から取り出すエネルギー量に応じて低下する電圧が、あらかじめ決められた時間と電圧の関数に従って低減するように、出力制御する電気エネルギー供給方法である（ステップ２−１〜ステップ２−１５）。
【００７８】
ステップ２−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ２−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ２−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、１相目（正相）の放電終止電圧
（Ｖ１ｔ）と、２相目（負相）の放電終止電圧（Ｖ２ｔ）
を計算する。
ステップ２−４： マイクロプロセッサ１１６は、算出されたＶ１ｔの値に従
って、ゲイン切り換え回路１３３にゲイン切り換えの制御
信号１３６を出力する。
ステップ２−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ２−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ２−７： 生体（患者）には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ２−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ２−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
ステップ２−１０：マイクロプロセッサ１１６は、あらかじめＲＯＭ１４１に
記憶されている放電電圧基準曲線の電圧信号１３８を出力
する。
ステップ２−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、基準曲線
の電圧信号１３８と電気エネルギー蓄積部１０４の電圧信
号１３７を比較し、電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が
基準曲線と等しくなるようにスイッチ１０１のオン(導通)
時間の割合をコントロールする信号１３９を、スイッチ１
０１のドライブ回路１１９に出力する。
ステップ２−１２：スイッチ１０１が、ステップ２−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ２−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ２−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、２相目（負相）
終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ１
１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、ス
イッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を出
力する。
ステップ２−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００７９】
（第３の実施形態）本実施の形態に係る電気的治療装置は、その構成は図５に示した前述の第２の実施形態と同一であり、その電気エネルギー供給方法のみが異なるものであり、以下その方法を詳細に説明する。この電気エネルギー供給方 法は、電気エネルギー蓄積部１０４から取り出すエネルギー量に応じて増加する電流が、あらかじめ決められた時間と電流の関数に従って増加するように、出 力制御する方法である（ステップ３−１〜ステップ３−１５）。
【００８０】
ステップ３−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ３−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ３−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、１相目（正相）の放電終止電
圧Ｖ１ｔと、２相目（負相）の放電終止電圧Ｖ２ｔを計算
する。
ステップ３−４： マイクロプロセッサ１１６は、算出されたＶ１ｔの値に従
って、ゲイン切り換え回路１３３にゲイン切り換えの制御
信号１３６を出力する。
ステップ３−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサが各スイッチドライブ回路１１９、１２０、１２
１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力する。
ステップ３−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ３−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ３−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチドライブ回路１１９、１
２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力す
る。
ステップ３−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
ステップ３−１０：マイクロプロセッサ１１６は、あらかじめＲＯＭ１４１に
記憶されている放電電流基準曲線の電圧を出力する。
ステップ３−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、基準
曲線の電圧と電気エネルギー蓄積部１０４の電圧を比較
し、電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が基準曲線と等
しくなるようにスイッチ１０１のオン（導通）時間の割合
をコントロールする信号１３９を、スイッチ１０１のドラ
イブ回路１１９に出力する。
ステップ３−１２：スイッチ１０１が、ステップ３−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ３−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ３−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、２相目（負相）
終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ１
１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、ス
イッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号を出力す
る。
ステップ３−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００８１】
上記第１〜３の実施の形態における電気的治療装置の出力波形の例を図６の（ａ）〜（ｄ）に図示する。
【００８２】
（第４〜６の実施形態の共通の構成）
図７は、本発明の第４〜６の実施形態に係る電気的治療装置１５０を示すブロック構成図である。図７に示すように、この電気的治療装置１５０は、前述の第２の実施形態による電気的治療装置に、負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２、さらに、パルス幅変調回路１４３内の基準電圧発生回路１６４を加えたものである。
前述した図１または図５の各部と共通する部分には同一の符号を付して示し、その説明を省略する。
【００８３】
また、図８は、電圧および電流の好ましい基準曲線の例、図９は、生体（患者）のインピーダンスと出力電圧波形の関係の一例を示す図である。
図８に示すように、基準曲線としては、電圧値Vcap、電圧微分値d/dt（Vcap）、電圧二回微分値d/dt（d/dtVcap）、電流値Icap、電流微分値d/dt（Icap）、電流二回微分値d/dt（d/dtIcap）を使用することが好ましい。
【００８４】
図９において、Rpは生体（患者）のインピーダンスであり、標準のインピーダンスｒと、小さいインピーダンス(1/2)×ｒと、大きいインピーダンス(5/2)×ｒの場合の出力電圧波形（第一相および第二相）を示す。
図９に示すように、生体（患者）のインピーダンスが大きいほど、第一相の切り取り型指数関数波形の期間が長くなっている。
また、電圧値Vcapの基準曲線に基づいて第二相波形の電力制御を行えば、生体（患者）のインピーダンスによらず、所定時間内に必要なエネルギーを供給することができる。つまり、図に示すように、出力される出力電圧の振幅は生体（患者）のインピーダンスが大きいほど高くなるため、出力電力波形はRpによらず一定となる。
【００８５】
（第４の実施形態）
本実施の形態に係る電気的治療装置は、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、出力電極間に生じる電圧または出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段（負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２）とを有している。
そして、この生体パラメータ測定手段により、第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、出力電極パラメータ測定手段と、により第二相波形出力中に測定される出力電極間の電圧に関する値、または、前記出力電極に流れる電流に関する値に基づいて、電気エネルギーの電力が生体パラメータの値によらず一定になるように制御する制御手段を有するものである。
【００８６】
つまり、本実施形態は、第二相（負相）出力前に測定された生体（患者）インピーダンスと第二相（負相）出力中の生体（患者）電圧(または電流)を用いるものである。
そして、生体パラメータ測定手段として、第一相出力中の電圧監視回路１１４からの出力信号１２２の変化から生体（患者）インピーダンスを算出する場合である。
【００８７】
以下、図７〜図９を用いて、本実施の形態に係る電気的治療装置による生体パラメータ測定方法と、生体（患者）への電気エネルギー供給方法を詳細に説明する。
【００８８】
ステップ４−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ４−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ４−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、一相目（正相）の放電終止電圧
Ｖ１ｔと、二相目（負相）の放電終止電圧Ｖ２ｔ
を計算する。
ステップ４−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ４−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ４−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
マイクロプロセッサ１１６は第一相波形出力中の電圧監視
回路１１４からの出力信号１２２を入力し、その時間変化
の割合から生体（患者）１１３のインピーダンスを算出す
る（生体パラメータの測定に相当）。
ステップ４−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ４−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
マイクロプロセッサ１１６は、算出された生体（患者）の
インピーダンスと、電圧監視回路１１４によって監視され
、出力される第一相（正相）の出力開始時の電気エネルギ
ー蓄積部１０４の電圧とによって決定されるゲイン切り換
え信号１３６を、ゲイン切り換え回路１３３に出力する。
ステップ４−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、ゲイン切
り換えされた生体（患者）の負荷電圧監視回路１６１の出
力信号１７３（出力電極間の電圧に関する値に相当）また
はゲイン切り換えされた生体（患者）の負荷電流監視回路
１６２の出力信号１７４（出力電極に流れる電流に関する
値に相当）によるゲイン切り換え回路１３３の出力信号１
３７と、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧と
を比較することにより、ゲイン切り換え回路１３３の出力
信号１３７が、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力
電圧と等しくなるようにスイッチ１０１のオン(導通)時間
の割合をコントロールする信号１３９を、スイッチ１０１
のドライブ回路１１９に出力する。
ステップ４−１２：スイッチ１０１が、ステップ４−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ４−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ４−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、二相目（負相）放
電終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ
１１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、
スイッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を
出力する。
ステップ４−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００８９】
本実施形態において、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧は、生体（患者）１１３のインピーダンスや、生体（患者）１１３に供給するエネルギーの大小によらず常に一定である。
【００９０】
（第５の実施形態）
本実施の形態に係る電気的治療装置は、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、出力電極間に生じる電圧または出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段（負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２）とを有するものである。
そして、本実施形態の制御手段は、生体パラメータ測定手段により第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、出力電極パラメータ測定手段と、により第二相波形出力中に測定される出力電極間の電圧に関する値または出力電極に流れる電流に関する値に基づいて、電気エネルギーの電力が生体パラメータの値によらず一定になるように制御する。
【００９１】
つまり、この制御手段は、第二相（負相）出力前に測定された生体（患者）のインピーダンスと第二相（負相）出力中の生体（患者）の電圧(または電流)を用いる制御方法であり、生体パラメータ測定手段は、高周波微弱電流を用いて生体（患者）のインピーダンスを算出する場合である。
【００９２】
以下、図７〜図９を用いて、本実施の形態に係る電気的治療装置による生体パラメータ測定方法と、生体（患者）への電気エネルギー供給方法を詳細に説明する。
【００９３】
ステップ５−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
高周波微弱電流回路１６３が電極１１２ａ、１１２ｂを介
して、生体（患者）１１３に高周波微弱電流を供給し、か
つ供給した高周波微弱電流に対する生体（患者）１１３
からのフィードバック信号を検出、加工し、加工された信
号１７５をマイクロプロセッサ１１６に出力する。
ステップ５−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。マイクロプロセッサ１１６は、高周波微弱電流回路
１６３からの出力信号１７５から、生体（患者）のインピ
ーダンスを算出する（生体パラメータ測定手段に相当）。
ステップ５−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、一相目（正相）の放電終止電圧
Ｖ１ｔと、二相目（負相）の放電終止電圧Ｖ２ｔを計算
する。
ステップ５−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ５−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ５−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ５−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ５−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
マイクロプロセッサ１１６は、算出された生体（患者）１
１３のインピーダンスと、電圧監視回路１１４によって監
視され、出力される第一相の出力開始時の電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧によって決定されるゲイン切り換え信
号１３６を、ゲイン切り換え回路１３３に出力する。
ステップ５−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、ゲイン切
り換えされた生体（患者）の負荷電圧監視回路１６１の出
力信号１７３（出力電極間の電圧に関する値に相当）また
はゲイン切り換えされた生体（患者）の負荷電流監視回路
１６２の出力信号１７４（出力電極に流れる電流に関する
値に相当）によるゲイン切り換え回路１３３の出力信号１
３７と、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧と
を比較することにより、ゲイン切り換え回路１３３の出力
信号１３７が、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力
電圧と等しくなるようにスイッチ１０１のオン(導通)時間
の割合をコントロールする信号１３９を、スイッチ１０１
のドライブ回路１１９に出力する。
ステップ５−１２：スイッチ１０１が、ステップ５−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ５−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ５−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、二相目（負相）放
電終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ
１１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、
スイッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を
出力する。
ステップ５−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００９４】
（第６の実施形態）
本実施の形態に係る電気的治療装置は、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、出力電極間に生じる電圧または出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段（負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２）とを有するものである。
そして、本実施の形態の制御手段は、生体パラメータ測定手段により第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、出力電極パラメータ測定手段とにより、第二相波形出力中に測定される出力電極間の電圧に関する値、または、出力電極に流れる電流に関する値に基づいて、スイッチの切替動作の制御を行うものである。
【００９５】
つまり、その制御方法は、第二相（負相）出力前に測定された生体（患者）インピーダンスと第二相（負相）出力中の生体（患者）電圧(または電流)を用いる制御方法であり、生体パラメータ測定手段は、生体（患者）電圧および生体（患者）電流を用いて生体（患者）インピーダンスを算出する場合である。
以下、図７〜図９を用いて、本実施の形態に係る電気的治療装置による生体パラメータ測定方法と、生体（患者）への電気エネルギー供給方法を詳細に説明する。
【００９６】
ステップ６−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ６−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ６−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、一相目（正相）の放電終止電
圧（Ｖ１ｔ）と、二相目（負相）の放電終止電圧（Ｖ２ｔ
）を計算する。
ステップ６−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ６−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ６−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
マイクロプロセッサ１１６は第一相出力中の生体（患者）
の負荷電圧監視回路１６１からの出力信号１７１と生体
（患者）の負荷電流監視回路１６２からの出力信号１７２を
入力し、これらの信号を用いて生体（患者）１１３のイン
ピーダンスを算出する（生体パラメータの測定に相当）。
ステップ６−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ６−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
マイクロプロセッサ１１６は、算出された生体（患者）の
インピーダンスと、電圧監視回路１１４によって監視され
、出力される第一相の出力開始時の電気エネルギー蓄積部
１０４の電圧とによって決定されるゲイン切り換え信号
１３６を、ゲイン切り換え回路１３３に出力する。
ステップ６−１０：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、ゲイン切
り換えされた生体（患者）の負荷電圧監視回路１６１の出
力信号１７３（出力電極間の電圧に関する値に相当）また
はゲイン切り換えされた生体（患者）の負荷電流監視回路
１６４（出力電極に流れる電流に関する値に相当）による
ゲイン切り換え回路１３３の出力信号１３７と、基準電圧
発生回路１６４からの一定の出力電圧とを比較することに
より、ゲイン切り換え回路１３３の出力信号１３７が、基
準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧と等しくなる
ようにスイッチ１０１のオン(導通)時間の割合をコントロ
ールする信号１３９を、スイッチ１０１のドライブ回路１
１９に出力する。
ステップ６−１１：スイッチ１０１が、ステップ２−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ６−１２：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ６−１３：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、二相目（負相）放電
終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ１
１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、ス
イッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を出
力する。
ステップ６−１４：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００９７】
本実施形態においては、他の実施形態で使う基準曲線と同じものは使用しない。代わりに、生体（患者）のインピーダンスや供給するエネルギーによらない基準電圧を用いる。
また、生体（患者）のインピーダンスと供給するエネルギーによって、基準電圧の比較対象(生体（患者）の電圧または生体（患者）の電流)のゲインを設定する。
【００９８】
なお、上記第１〜６の実施形態いずれも、電気エネルギー蓄積部１０４に蓄積した電気エネルギーを、生体（患者）１１３に対して第一相（正相）波形と第二相（負相）波形とを用いて電気エネルギーを供給するときに、まず第一相（正相）波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから第二相（負相）波形で必要な電気エネルギーを一定時間内に出力するようにすることができ、さらに、電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、生体（患者）１１３に対して第一相（正相）波形と第二相（負相）波形とを、交互に複数回繰り返して加える多相波形も容易に実現できる（図６の（ｄ）の波形）ものである。
【００９９】
また、上述した実施形態では、第一相では切り取り型指数関数波形、第二相では、基準曲線に基づく電力制御波形を出力したものであるが、このかわり第一相で先に電力制御波形を、第二相で切り取り型指数関数波形を出力させても良い。
多相波形を出力する場合、第三相以降を切り取り型指数関数的波形を出力するか電力制御波形を出力するか適宜選択させることもできる。
【０１００】
また、上記各実施形態で述べた生体（患者）に対して与える刺激パルスは、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに適したものであるが、高電圧の電気的な刺激パルスを必要とする他の治療においても、本発明の電気的治療装置は応用できるものである。
【０１０１】
【発明の効果】
以上詳述したとおり、請求項１記載の電気的治療装置によれば、刺激パルスを発生するための電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極とを有しており、前記出力電極に出力される電圧の極性を反転するように構成され、前記出力電極から少なくとも電気エネルギーの第一相波形と第二相波形とを出力し、該電気エネルギーの第二相波形の形状を制御可能に構成されたことで、二相目（負相）開始時の電気エネルギー蓄積部の電圧（Ｖ１ｔ）によらず、二相目（負相）の出力波形を自由に設定できる。すなわち、二相目（負相）出力電圧（Ｖ１ｔよりも高い電圧も出力可能）、出力電流、出力電力が自由に設定できるものであり、さらに、任意の時間内に必要とされる電気エネルギーを供給することが可能な電気的治療装置が提供できる。
【０１０２】
請求項２記載の電気的治療装置によれば、刺激パルスを発生するための電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極とを有しており、前記出力電極に出力される電圧の極性を反転するように構成され、前記出力電極から少なくとも電気エネルギーの第一相波形と第二相波形とを出力し、出力する該電気エネルギーの第二相波形で、必要な電気エネルギーを一定時間内に出力するように構成されたことで、患者のインピーダンスによらず除細動に最適な時間内に一定の電気エネルギーの第二相（負相）波形を生体（患者）に対して供給することができ、除細動の成功率が高い電気的治療装置が提供できる。
【０１０３】
請求項３〜７に記載の電気的治療装置によれば、電気エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを制御することにより、供給エネルギーを制御可能できる。
【０１０４】
請求項８に記載の電気的治療装置によれば、第二相波形出力前の生体パラメータと第二相波形出力中の出力電極における電気的パラメータに基づいて、出力エネルギーの電力を制御することを可能にできる。
【０１１１】
また、本発明の電気的治療装置によれば、エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを制御することにより供給エネルギーを制御可能にするものである。
【０１１２】
また、本発明の電気的治療装置によれば、第二相波形出力前の生体パラメータと、第二相波形出力中の出力電極とにおける電気的パラメータに基づいて、出力エネルギーの電力を制御することを可能ならしめるものである。
【０１１３】
請求項９記載の電気的治療装置によれば、電気回路内のスイッチをパルス幅変調方式により連続的に切り替え動作させることにより、必要なエネルギーを供給するように電力制御を可能にするものである。
【０１１４】
また、本発明の電気的治療装置によれば、保持する基準曲線に基づいて制御することにより所定の形状の刺激パルスを供給可能にならしめるものである。
【０１１５】
また、本発明の電気的治療装置によれば、エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを基準曲線に基づいて制御することにより供給エネルギーを制御可能にするものである。
【０１１６】
また、本発明の電気的治療装置によれば、生体インピーダンスが低くとも高くともその値にかかわらず、電力が一定になるように制御することで、有効なエネルギー量を有する刺激パルスを供給することができる。
【０１１７】
また、本発明の電気的治療装置によれば、第二相波形前の生体パラメータと第二相波形出力中の出力電極における電気的パラメータに基づいて、出力エネルギーの電力を制御することを可能ならしめるものである。
【０１１８】
また、本発明の電気的治療装置によれば、生体のインピーダンスが低くとも高くともその値にかかわらず、電力が一定になるように制御することで、有効なエネルギー量を有する刺激パルスを供給することができる。
【０１１９】
本発明の電気的治療装置によれば、電気エネルギーがインダクタに付与されるように構成されているので、刺激パルスの波形形状を高い自由度をもって制御可能になる。
【０１２０】
本発明の電気的治療装置によれば、電気エネルギー蓄積部に蓄積されたエネルギーのうち所定のエネルギー量をインダクタに供給可能になる。
【０１２１】
請求項１１に記載の電気的治療装置によれば、エネルギーをインダクタに付与させて制御することで、インピーダンスの高い生体（患者）であっても必要に応じて、電気エネルギー蓄積部であるコンデンサの電圧値よりも高くしつつエネルギーを供給可能になる。
【０１２２】
本発明の電気的治療装置によれば、スイッチング制御を行うことにより、コンデンサに蓄積されたエネルギをインダクタに一旦付与したうえで出力電極に供給できるようになる。
【０１２３】
また、本発明の電気的治療装置によれば、スイッチング制御をパルス幅変調制御することにより電力を制御可能になる。
【０１２４】
請求項１２に記載の電気的治療装置によれば、生体のインピーダンスが低くとも高くともその値にかかわらず、電力が一定になるように制御することで、有効なエネルギー量を有する刺激パルスを供給することができる。
【０１２５】
請求項１３に記載の電気的治療装置によれば、保持する基準曲線に基づいて制御することにより所定の形状の刺激パルスを供給可能になる。
【０１２６】
請求項１４，１５に記載の電気的治療装置によれば、エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを基準曲線に基づいて制御することにより供給エネルギーを制御可能になる。
【０１２７】
請求項１６に記載の電気的治療装置によれば、充電回路を有することにより、エネルギーが使用により消費された場合、再度装置が利用できるようにするものである。
【０１２８】
本発明の電気的治療装置によれば、二相の電気的な刺激パルス波形を自在に出すことができ、従来の問題点を解決し、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに有効な電気的治療装置を提供できる。
【０１２９】
請求項１７に記載の電気的治療装置によれば、生体（患者）の外部から前記刺激パルスを与える体外式であることで、同じ装置を異なる生体（患者）に対して利用することができる。
【０１３０】
請求項１８に記載の電気的治療装置の電気エネルギー供給方法によれば、前記電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、生体（患者）に対して第一相波 形と第二相波形とを用いて前記電気エネルギーを供給するときに、まず第一相波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから第二相波形で必 要な電気エネルギーを一定時間内に出力するようにすることで、患者のインピーダンスによらず除細動に最適な時間内に一定の電気エネルギーの第二相波形を患 者に対して供給することができる。
【０１３１】
請求項１９に記載の電気的治療装置の電気エネルギー供給方法によれば、前記電気エネルギー蓄積部に蓄 積した電気エネルギーを、生体に対して第一相波形と第二相波形とを、交互に複数回繰り返して加える（多相性出力波形）ときに、第二相波形の形状を生体（患 者）のインピーダンスによらず、自由に形成することで、より効果的な除細動を行える可能性がある。
【０１３２】
本発明に示す電気的治療装置では、通電完了時点に於いてエネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーの９８％以上を出力することができ、エネルギーの利用効率が非常に高く装置の小型軽量化に有利である。
また、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーを使用するので、二相目の出力の為に個別に電気的な絶縁を行ってエネルギーを伝達する必要がない。
さらに、電源としての瞬時最大電力はエネルギー蓄積部に使用するコンデンサの内部抵抗によって決まるので、大きな電力の電源を用意する必要がなく、小型軽量の実現が可能である。
【０１３３】
本発明の電気的治療装置は、第二相波形を出力するために、一旦エネルギーを蓄積する手段として、インダクタ１０５を用いており（磁気エネルギーとして蓄積する）、充電用のコンデンサ（エネルギー蓄積部１０４）の電圧より高い電圧であっても、低い電圧であっても出力することが可能である。
この本発明の特徴は、特に体外式除細動器に有効である。これは、体外式除細動器を適用する生体（患者）の抵抗が、個々の患者の身体的特徴の差により、大きなばらつきがあるためである。
【０１３４】
本発明の電気的治療装置は、二相性波形を１つのコンデンサで出力可能であり、追加的な回路要素（Ｈブリッジのスイッチ）も不要であるので、小型かつ軽量化が可能である。さらに、電力制御によって第二相目の電圧を生体（患者）の抵抗の個体差を考慮した最適な値に設定可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
【図２】 正相波形出力時の電流経路を説明する図である。
【図３】 負相波形出力時に第１のスイッチ手段が導通状態の場合の電流経路を説明する図である。
【図４】 負相波形出力時に第１のスイッチ手段が遮断状態の場合の電流経路を説明する図である。
【図５】 本発明の第２及び第３の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
【図６】 本発明の第１〜３の実施形態に係る電気的治療装置の出力波形を説明するための図である。
【図７】 本発明の第４〜６の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
【図８】 本発明の第４〜６の実施形態に係る電圧および電流の好ましい基準曲線の例を示す図である。
【図９】 本発明の第４〜６の実施形態に係る生体（患者）のインピーダンスと出力電圧波形の関係の一例を示す図である。
【図１０】 従来の二相型除細動器の出力回路を説明するための図である。
【図１１】 従来の二相型除細動器の出力波形を説明するための図である。
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体に電気的な刺激パルスを加える電気的治療装置およびその電気エネルギー供給方法に関し、特に、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに有効な電気的治療装置およびその電気エネルギー供給方法に関する。
【０００２】
【従来の技術】
心臓疾患の患者において、心臓に発生する異常な細動は、患者を死に至らしめる主要な要因である。この細動を除去するために、患者の心臓に電気的な刺激パルス（除細動パルスと云う）によるショックを与え、細動を除去する電気的治療装置（除細動器と云う）が一般的に用いられている。
【０００３】
そして、上述の除細動器はその使用形態で大別すると、体内式（移植型）と体外式（外部接続型）がある。従来、体外式に用いられている波形は、減衰正弦曲線（damped sinusoidal ）または切り取り指数関数曲線（truncated exponential ）の単相波形が用いられている。一方、体内式では切り取り指数関数曲線の二相波形が多く用いられている。
【０００４】
体内式の除細動器は個々の患者に合わせて使用し、同じ機器が他の患者に使用されることはないため、電極間のインピーダンスは患者固有の値でほぼ一定であるから、その患者のインピーダンスにとって除細動効率が最適になるよう波形を調整することができる。一方体外式除細動器では、体内式に比べ高電流出力が必要であり、またインピーダンスが様々な不特定の患者に使用されるため、最初の電気的除細動で蘇生できない場合は、エネルギー値を上げて再度除細動を試みるといった方法がとられてきた。
また、波形として単相型、二相型があるが、近年、両者のうち二相型は、単相型に比べて出力する電気エネルギーが少なくて済み、エネルギー効率が良く、患者へのダメージが少ないという利点が知られている。
【０００５】
以下、従来の二相型除細動器の出力回路について図面を用いて説明する。
図１０は、従来の二相型除細動器の出力回路を説明するための図であり、図１１は、その波形図である。
図１０の（ａ）は、４個のスイッチにより位相を反転する機構を設けた例であり、電気エネルギーを蓄積するコンデンサ２０１と、スイッチ２０２、２０３、２０４、２０５と、出力電極２０６ａ、２０６ｂを有するものである。これは、米国特許第4,850,357号（特公平4-45193号）に開示されている技術である。
【０００６】
この二相型除細動器において、一相目の（正相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２０２、２０５を導通状態にさせ、スイッチ２０３、２０４を遮断状態にさせることにより、出力電極２０６ａにコンデンサ２０１の正極、出力電極２０６ｂにコンデンサ２０１の負極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２０７（生体のインピーダンス２０７ａ）に対して、正相切り取り型指数関数的波形の電気パルスが加えられる。
そして、決められた電圧または時間となったとき、スイッチ２０２、２０５を遮断状態にさせる。
【０００７】
次に、二相目の（負相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２０３、２０４を導通状態にさせることにより、出力電極２０６ａにコンデンサ２０１の負極、出力電極２０６ｂにコンデンサ２０１の正極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２０７に対して、負相切り取り型指数関数的波形の電気パルスが加えられる。
そして、決められた電圧または時間となったとき、スイッチ２０３、２０４を遮断状態にさせる。
これにより、上記従来の二相型除細動器の出力回路から、図１１の（ａ）に示すような切り取り型指数関数的な二相波形が得られる。
【０００８】
また、図１０の（ｂ）は、２個のコンデンサにより位相を反転する機構を設けた例であり、電気エネルギーを蓄積するコンデンサ２１１、２１２と、スイッチ２１３、２１４と、出力電極２１５ａ、２１５ｂを有するものである。これは、米国特許第5,871,505号に開示されている技術である。
【０００９】
この二相型除細動器において、一相目の（正相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２１３を導通状態にさせ、スイッチ２１４を遮断状態にさせることにより、出力電極２１５ａにコンデンサ２１１の正極、出力電極２１５ｂにコンデンサ２１１の負極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２１６（生体のインピーダンス２１６ａ）に対して、一相目の（正相）切り取り型指数関数的波形の電気パルスが加えられる。
そして、決められた電圧または時間となったとき、スイッチ２１３を遮断状態にさせる。
【００１０】
次に、二相目の（負相）波形の電気パルスを出力する場合には、スイッチ２１４を導通状態にさせ、スイッチ２１３を遮断状態にさせることにより、出力電極２１５ａにコンデンサ２１２の負極、出力電極２１５ｂにコンデンサ２１２の正極の電圧がかかり、これらの電極から生体（患者）２１６に対して、二相目の（負相）波形の電気パルスが加えられる。
これにより、上記従来の二相型除細動器の出力回路から、図１１の（ｂ）に示すような二相波形が得られる。
【００１１】
米国特許第5,591,209号に開示された公知例は、体内式除細動器に対するものであり、一相目はエネルギー蓄積部(high voltage storage capacitor)に蓄積されたエネルギーを心臓に対して通電し、二相目はバッテリ等の低い電圧の電源(battery source)から直接エネルギーを通電する方法を示している。
【００１２】
米国特許第5,350,403号（特開平6-47100号公報）に開示された出力エネルギーの小さい体内式除細動器の技術においては、充電コンデンサと電極の間に制御装置を設け回路を導通または遮断することにより、所定の電流経過特性を有する電気パルスを生体に印加している。
【００１３】
米国特許第5,607,454号（特表平9-500309号）は、切り取り指数関数曲線を用いている。この方式をとるものの多くは、患者のインピーダンスにより一相目と二相目の波形の幅を変化させている。
【００１４】
【発明が解決しようとする課題】
単相型除細動器に比べて、従来の二相型除細動器は、例えば、図１０の（ａ）の場合、スイッチが４個必要であり、また、図１０の（ｂ）の場合、電気エネルギー蓄積部（コンデンサ）が２個必要であり、単相型除細動器に比べて、素子数が多くなる。
【００１５】
一般に、除細動器ではバッテリなどの低電圧の電源から、昇圧して高電圧を発生させるため、電気エネルギー蓄積部（コンデンサ）、スイッチ（半導体スイッチを複数段重ねて構成される）は、例え１個増えただけでも、装置が大型化、重量化するので、救急医療現場における可搬性が損なわれるなどの問題点が生じ、さらに、装置全体の価格も高くなってしまう。
【００１６】
米国特許第5,607,454号（特表平9-500309号）にあるような従来の切り取り型指数関数的波形の出力方式では患者のインピーダンスがコンデンサ電圧の減衰に直接影響を及ぼし一義的に経時的な減衰率が決まってくるもであり、波形を形成する制御としては時間的にいつ波形出力を終えるか（TRUNCATED）程度しか動作することができない。
【００１７】
しかも、体外式の除細動器では電気的な刺激パルスを生体の外部から与えるため、動作時の出力電極間にかかるインピーダンスは患者によっても異なり（個体差）、またその患者の身体的・生理的な特徴の違いにより大きな相違が生じる。
【００１８】
また、次に挙げる文献１、２において、電気的な刺激パルスを与える時間は、ある所定の時間内でなければ効果的な除細動は行えないことが示唆されている。
文献１：Koning G, Schneider H, Hoelin AJ, et al. "Amplitude-duration relation for direct ventricular defibrillation with rectangular pulses." Medical & Biological Engineering 1975年；5月号：pp388-395
文献２："Ventricular Defibrillation Using Biphasic Waveforms : The Importance of PhasicDuration "JACC 1989 Jan, 13:1 207-14
【００１９】
したがって、この有効期間内に十分な電気エネルギーが供給できない場合、この期間を過ぎて電気パルスを与え続けても、除細動の効果が上がらないという問題が生じてくる。
このため、患者のインピーダンスが高い場合には、従来の切り取り型指数関数的波形の出力のみでは、電気エネルギーの患者への供給に時間がかかるため、除細動パルスをかけるのに有効な期間内に充分なエネルギーを供給しえず、やむを得ず除細動パルスの出力を終えてしまう仕様とならざるを得ないという問題があった。
【００２０】
また、前述の米国特許第5,591,209号に開示された技術では、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーは一相目の波形のみに使用することとなる。従って、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーの一部は除細動に使用されないこととなる。
すなわち、このような波形の場合には、約４０％の電圧が残存した状態で１相目を終了しているので、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーの全量の約１６％は除細動に使用されていない計算となる。
【００２１】
体外式除細動器においては通常、低電圧電源と生体（患者）を通る回路とを、電気的に絶縁することで安全性を確保する（例えば、二相目出力時に患者を絶縁する何らかの手段をとる）必要があるが、上記公知例には示されていない。
また、上記公知例の技術を、仮に、体外式除細動器に適用すると、エネルギー蓄積部にエネルギーを蓄えるための絶縁トランスとは別に二相目を出力するためにトランスなどによる絶縁回路が余分に必要となり、小型化という観点から体外式に適用するには好ましくない。
【００２２】
さらに、二相目の電力源を直接的に電源装置(battery source)から取り出す方式であるため、生体（患者）に通電するパルスの瞬時最大電力が、この電源装置の最大電力で制限されることとなる。
このような方式を体外式除細動器に適用する場合には、体内式除細動器に比べて遙かに大きな瞬時電力を要求されるために、電源の容量を大きく設計しなければ有効な除細動パルスを出力できないこととなる。一般的に生体（患者）の抵抗値は２５Ωから１２５Ωの範囲に個体差が広がっている。
例えば、二相目において３００Ｖの電圧を生体（患者）に供給するためには、以下、数１に示される通りの電源容量Ｐが必要とされる
【００２３】
【数１】
上記のように、３６００(Watt）という、非常に大きな電源容量が必要とされるため、電源容量という観点からも体外式の除細動には適用が困難であった。
また、二相目は電力制御を行うことはしていないので、有効時間内に必要なエネルギーが供給できるとは限らない。
【００２５】
また前述の、米国特許第5,350,403号（特開平6-47100号公報）に開示された技術は、充電用のコンデンサと、電極との間に、回路を導通または遮断が可能な制御装置を設けて、制御する場合に得られる出力波形の最大電圧値は、制御装置により回路を連続して導通させた場合に得られるコンデンサ電圧を超える事ができない。
これは、出力を抑制する方向にのみ制御装置が動作するように構成されているためである。
【００２６】
また、除細動を行う際、生体（患者）の抵抗が大きい場合には、充電用のコンデンサに蓄えられた電圧よりも高い電圧を患者に供給する事が望ましい場合がある。従来の技術においては、二相性除細動を行うためには追加的に２個の充電コンデンサを用意したり、４つのスイッチ（Ｈブリッジと称する）を用いて出力電圧の極性の切替をおこなう必要がある。
【００２７】
本発明は、前記従来の技術の問題点に鑑みなされたものであって、上記問題点を解決し、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに有効な電気的治療装置およびその電気エネルギー供給方法を提供することを目的とする。
【００２８】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するために、請求項１記載の電気的治療装置は、
刺激パルスを発生するための電気エネルギーを蓄積する電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極と、刺激パルスの波形形状が少なくとも第一相波形と電圧の極性が反転した第二相波形とになるように制御して前記電気エネルギーを前記出力電極に出力する制御手段とを有する電気的治療装置であって、
前記電気エネルギー蓄積部と、前記出力電極を構成する第一の出力電極と、第二の出力電極との間に生体を介在して閉回路を形成可能な第１のスイッチ手段および第２のスイッチ手段と、
前記第二相波形の刺激パルスを発生させるための磁気エネルギーを蓄積するインダクタと、
前記第１のスイッチ手段を介して前記電気エネルギー蓄積部と前記インダクタとを閉回路に形成可能な第３のスイッチ手段とを備え、
前記第３のスイッチ手段を開き、前記第１のスイッチ手段および前記第２のスイッチ手段を閉じることにより、前記第一の出力電極および第二の出力電極間に前記第一相波形の電気エネルギーを出力し、
前記第２のスイッチ手段を開き、前記第３のスイッチ手段を閉じ、前記第１のスイッチ手段の開閉を繰り返すことにより、前記第一の出力電極および第二の出力電極間に前記第二相波形の電気エネルギーを出力するものであって、
前記第１のスイッチ手段を閉じることによって前記電気エネルギー蓄積部に蓄積されている電気エネルギーを前記インダクタに磁気エネルギーとして蓄積し、前記第１のスイッチ手段を開くことによって前記磁気エネルギーを電気エネルギーとして前記第一の出力電極および第二の出力電極間に出力し、
前記電気エネルギーの第二相波形の形状を前記電気エネルギー蓄積部の電圧に関わりなく設定可能に構成されている。
【００２９】
請求項２記載の電気的治療装置は、請求項１に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギーの第二相波形で、前記電気エネルギー蓄積部の電圧に関わりなく任意の時間幅で必要な電気エネルギーを出力できるように構成されている。
【００３０】
請求項３〜７に記載の電気的治療装置は、前記第二相波形の出力期間中、生体のインピーダンスの値によらず、出力電極から出力する電気エネルギーの電力が一定になるように制御する制御手段を有する（請求項３）。
さらに、
・前記制御手段は、電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて低下する電圧に関する値が、所定時間と、前記電圧に関する値との関数に相当して変化するように出力制御する（請求項４）。
・前記電圧に関する値は、電圧値、電圧微分値または電圧二回微分値である（請求項５）。
・前記制御手段は、電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて変化する電流に関する値が、所定時間と、前記電流に関する値との関数に相当して変化するように出力制御する（請求項６）。
・前記電流に関する値は、電流値、電流微分値または電流二回微分値である（請求項７）。
以上のように、電気エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを制御することにより、供給エネルギーを制御可能にするものである。
【００３１】
請求項８記載の電気的治療装置は、請求項２に記載の電気的治療装置において、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、前記出力電極間に生じる電圧または前記出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段とを備え、前記生体パラメータ測定手段により前記第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、前記出力電極パラメータ測定手段により前記第二相波形出力中に測定される前記出力電極間の電圧に関する値または前記出力電極に流れる電流に関する値とに基づいて、前記第二相波形の電気エネルギーの電力が生体のインピーダンスの値によらず一定になるように制御する制御手段を有する。
【００３６】
請求項９記載の電気的治療装置は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、
電気エネルギー供給量に応じて変化する前記電気エネルギー蓄積部に関する電気的パラメータが予め設定された基準曲線に従って変化するように、前記第１のスイッチ手段をパルス幅変調制御により、連続的に切替動作をさせて、前記刺激パルスの波形を制御する。
【００３７】
請求項１０記載の電気的治療装置は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、
前記出力電極間の電圧に関する値または前記出力電極に流れる電流に関する値が、基準電圧に一致するように、前記第１のスイッチ手段をパルス幅変調制御により、連続的に切替動作をさせて、前記刺激パルスの波形を制御する。
【００３８】
請求項１１記載の電気的治療装置は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、
前記電気エネルギー蓄積部はコンデンサであって、前記制御手段は、前記インダクタ部に蓄積されたエネルギーを 前記出力電極に供給する際、その出力電圧の絶対値が前記コンデンサに蓄積された電圧の絶対値よりも高く制御可能である。
【００３９】
請求項１２記載の電気的治療装置は、請求項１１に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、生体のインピーダンスの値に関わりなく、前記出力電極から出力する前記第二相波形の電気エネルギーの電力が一定になるように刺激パルスの波形形状を制御する。
【００４０】
請求項１３記載の電気的治療装置は、請求項１１または１２に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、刺激パルスの波形形状を所定の形状に形成するために基準曲線を保持する。
【００４１】
請求項１４記載の電気的治療装置は、請求項１３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて低下する電圧に関する値と前記基準曲線との誤差に基づいて、前記第１のスイッチ手段の切替動作の制御を行う。
【００４２】
請求項１５記載の電気的治療装置は、請求項１３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて変化する電流に関する値と前記基準曲線との誤差に基づいて、前記第１のスイッチ手段の切替動作の制御を行う。
【００４３】
請求項１６記載の電気的治療装置は、請求項１〜１５のいずれか１項に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギー蓄積部を充電するための充電回路を有する。
【００４４】
請求項１７記載の電気的治療装置は、請求項１〜１６のいずれか１項に記載の電気的治療装置において、生体の外部から前記刺激パルスを与える体外式である。
【００４５】
請求項１８記載の電気的治療装置のエネルギー出力方法は、請求項１または２に記載の電気的治療装置において、電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、第一相波形と第二相波形とを用いて出力するときに、まず前記第一相波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから前記第二相波形で必要な電気エネルギーを一定時間内に出力する。
【００４６】
請求項１９に記載の電気的治療装置の電気エネルギー出力方法であって、前記電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、前記第一相波形 と前記第二相波形とを交互に複数回繰り返し出力して、多相性出力波形とする。
【００６０】
【発明の実施の形態】
以下に、本発明の電気的治療装置の実施の各形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。
以下の実施の各形態では、第一相波形を正相、第二相波形を負相として説明を行うが、第一相波形を負相、第二相波形を正相としても良い。
【００６１】
（第１の実施形態）
図１は、本発明に係る第１の実施形態による電気的治療装置を示すブロック構成図である。
図１に示すように、この電気的治療装置１００は、以下のように構成されている。
コンデンサ等を用いた電気エネルギー蓄積部１０４の正極がスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）を通して、インダクタ１０５と接続され、さらに、このインダクタ１０５の反対側の端子より、スイッチ１０３（第３のスイッチ手段）を通して、電気エネルギー蓄積部１０４の負極に接続されている。また、インダクタ１０５の反対側の端子は、スイッチ１０２（第２のスイッチ手段）を通して、インダクタ１１０を介して、生体（患者）１１３（生体のインピーダンス１１３ａ）に電気的な刺激パルスを加えるための一方の出力電極１１２ａに接続されている。
さらに、他方の出力電極１１２ｂは、電気エネルギー蓄積部１０４の負極に接続されている。
【００６２】
また、スイッチ１０１とインダクタ１１０の間には、逆流防止のためのダイオード１０８、ダイオード１０９、がインダクタ１１０側をアノード、スイッチ１０１側をカソードとして直列に接続され、この２つのダイオード間、すなわち、ダイオード１０９のカソードと、インダクタ１０５とスイッチ１０２の間に、波形を平滑化するためのコンデンサ１０６及び抵抗１０７を挿入されている。
また、出力電極１１２ａ、１１２ｂ間には、保護抵抗１１１が挿入されている。
【００６３】
そして、電気エネルギー蓄積部１０４への充電は、充電回路１１５によって行われる。
なお、電気エネルギー蓄積部１０４の両極と充電回路１１５間には、それぞれ、逆流防止のためのダイオード１１７、ダイオード１１８が挿入されている。
また、電圧監視回路１１４が、電気エネルギー蓄積部１０４の両極に接続され、電気エネルギー蓄積部１０４に蓄積される電圧を監視しており、検出した電圧を伝達する電圧信号１２２が、マイクロプロセッサ１１６に対して接続されている。
【００６４】
また、スイッチ１０１、１０２、１０３の開閉動作の制御は、それぞれスイッチ１０１のドライブ回路１１９、スイッチ１０２のドライブ回路１２０、スイッチ１０３のドライブ回路１２１により行われるように接続されており、これらドライブ回路１１９、１２０、１２１はマイクロプロセッサ１１６からの制御信号１２４、１２５、１２６により制御されている。また、マイクロプロセッサ１１６は、充電回路１１５の制御を制御信号１２３により行っている。
【００６５】
なお好ましくは、スイッチ１０１（第１のスイッチ手段）、スイッチ１０２（第２のスイッチ手段）、スイッチ１０３（第３のスイッチ手段）は絶縁ゲート型バイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）からなる半導体スイッチで構成される。
【００６６】
以下、第１の実施形態による電気的治療装置の電気的な刺激パルスの出力制御方法に関して説明する。
まず、電気エネルギー蓄積部１０４への電気エネルギーの充電動作について説明する（ステップ１−１〜ステップ１−７）。
【００６７】
ステップ１−１： 充電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力される。
ステップ１−２： マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、１０２、１０３が連続遮断状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、１２０、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力する。
ステップ１−３： スイッチ１０１、１０２、１０３が連続遮断状態になる。
ステップ１−４： マイクロプロセッサ１１６は充電回路１１５に対して充電開始の制御信号１２３を出力する。
ステップ１−５： 充電回路１１５は電気エネルギー蓄積部１０４へのエネルギー充電を開始する。
ステップ１−６： マイクロプロセッサ１１６は電圧監視回路１１４からの電圧信号１２２を受信し、電圧監視回路１１４によって監視された電気エネルギー蓄積部１０４の電圧があらかじめ設定された電圧にまで上昇したとき、マイクロプロセッサ１１６は充電回路１１５に対して充電停止の制御信号１２３を出力する。
ステップ１−７： 充電回路１１５は電気エネルギー蓄積部１０４へのエネルギー充電を停止する。
【００６８】
次に、電気エネルギー蓄積部１０４から生体（患者）１１３に電気的な刺激パルスを加えるための出力電極１１２ａ、１１２ｂへの電気エネルギーの出力動作について、正相波形出力時の動作を図２を用いて説明する（ステップ１−８〜ステップ１−１４）。図２は、正相波形出力時の電流経路を説明する図である。
【００６９】
ステップ１−８： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ１−９： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ１−１０：スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ１−１１：生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ１−１２：あらかじめ決められたプロトコルに従って、例えば電気エ
ネルギー蓄積部１０４の電圧が初期電圧から所定割合（例
えば３７％）まで減衰した時点で、マイクロプロセッサ
１１６はスイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続遮
断状態、スイッチ１０３が連続導通状態になるように、各
スイッチドライブ回路１１９、１２０、１２１に対して制
御信号１２４、１２５、１２６を出力する。
ステップ１−１３：スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続遮断状態、
スイッチ１０３が連続導通状態になる。
ステップ１−１４：生体（患者）１１３への電気エネルギー出力（正相波形出
力）が終了する。
【００７０】
次に、電気エネルギー蓄積部１０４から生体（患者）１１３に電気的な刺激パルスを加えるための出力電極１１２ａ、１１２ｂへの電気エネルギーの出力動作について、負相波形出力時の動作を図３（ａ）、図４及び図３（ｂ）を用いて説明する（ステップ１−１５〜ステップ１−２０）。
図３（ａ）は、負相波形出力時にスイッチ１０１が導通状態（１回目）の場合の電流経路を説明する図、図４は、負相波形出力時にスイッチ１０１が遮断状態の場合の電流経路を説明する図、図３（ｂ）は、負相波形出力時にスイッチ１０１が導通状態（２回目以降）の場合の電流経路を説明する図である。
【００７１】
図３（ａ）に示すように、負相波形出力時にスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）が導通状態（１回目）の場合は、矢印の電流経路１５１に沿って電流が流れる。そして、生体を含まず装置内でインダクタ１０５とコンデンサ１０４とが閉回路を形成する。
このとき、電流経路１５１に電流が流れることにより、電気エネルギー蓄積部１０４の電気エネルギーが、インダクタ１０５に磁気エネルギーとして蓄積される。
この段階では生体（患者）１１３へ、電気エネルギーの出力はされない。
【００７２】
図４に示すように、負相波形出力時にスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）が遮断状態の場合は、矢印の電流経路１５３に沿って電流が流れる。
このとき、ダイオード１０８、および１０９が順バイアスにより導通状態となり、インダクタ１０５に蓄積された磁気エネルギーが、電気エネルギーとして取り出され、電流経路１５３に沿って電流が流れる。
よって、生体（患者）１１３へ、電気エネルギーの出力がされる状態となる。
また、同時にコンデンサ１０６にも電流が流れ込むことでコンデンサ１０６に電気エネルギーが蓄積される。
【００７３】
図３（ｂ）に示すように、負相波形出力時にスイッチ１０１（第１のスイッチ手段）が導通状態（２回目以降）の場合は、矢印の電流経路１５１、１５２に沿って電流が流れる。
このとき、ダイオード１０８は逆バイアスされて遮断状態となり、ダイオード１０９は順バイアスによって導通状態を保つ。
従って、コンデンサ１０６に蓄積されていた電気エネルギーが取り出され、電流経路１５２に沿って電流が流れる。
よって、生体（患者）１１３へ、電気エネルギーの出力がされる状態が維持される。
また同時に、電流経路１５１に電流が流れることで、電気エネルギー蓄積部１０４の電気エネルギーが、インダクタ１０５に磁気エネルギーとして蓄積される。
【００７４】
ステップ１−１５：マイクロプロセッサ１１６は、予め設定された後述する基準曲線を
用いて意図した出力波形が出力できるように、スイッチ１
０１の導通／遮断を制御する制御信号をスイッチ１０１の
ドライブ回路１１９に出力する。
ステップ１−１６：スイッチ１０１が導通／遮断を繰り返すスイッチング動作
を行う。
ステップ１−１７：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ１−１８：あらかじめ決められたプロトコルに従って、マイクロプロ
セッサ１１６はスイッチ１０１が連続遮断状態になるよう
にスイッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４
を出力する。
ステップ１−１９：スイッチ１０１が連続遮断状態になる。
ステップ１−２０：生体（患者）１１３へのエネルギー出力（負相波形出力）
が終了する。
ここでのステップで、スイッチ１０１の導通／遮断を繰り返すスイッチング動作により、回路の電流経路状態は、図３（ａ）、図４、図３（ｂ）と続き、以降図４、図３（ｂ）の状態を繰り返すことになる。
【００７５】
（第２の実施形態）
図５は、本発明の第２の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
図５に示すように、この電気的治療装置１３０は、以下のように構成されている。前述した図１の各部と共通する部分には同一の符号を付して示し、その説明を省略する。
第２の実施形態による電気的治療装置は、前述の第１の実施形態による電気的治療装置に、以下の構成を加えたものである。
電気エネルギー蓄積部１０４の正極とスイッチ１０１の間に、電流監視回路１３１を挿入し、さらに、この電流監視回路１３１とスイッチ１０１の間と、インダクタ１０５とスイッチ１０２の間を接続するように、抵抗１３２が挿入されている。
【００７６】
また、マイクロプロセッサ１１６は、少なくとも、基準曲線のデータが予め記憶されたＲＯＭ１４１、このＲＯＭデータをアナログデータに変換するディジタル／アナログ変換回路１４０を有している。
さらに、ゲイン切り替え回路１３３、誤差増幅器１４２を内蔵するパルス幅変調回路１４３を有しており、このパルス幅変調回路１４３は、ディジタル／アナログ変換回路１４０からの電圧信号１３８（基準曲線の電圧）と、ゲイン切り替え回路１３３からの電圧信号１３７とが入力されるように接続されている。
また、ゲイン切り替え回路１３３は、マイクロプロセッサ１１６からの制御信号１３６と、電流監視回路１３１からの信号１３５と、電圧監視回路１１４からの信号１３４が入力するように接続されている。
【００７７】
本実施の形態に係る電気的治療装置の電気エネルギー供給方法につ いて、以下詳細に説明する。本方法は、電気エネルギー蓄積部１０４から取り出すエネルギー量に応じて低下する電圧が、あらかじめ決められた時間と電圧の関数に従って低減するように、出力制御する電気エネルギー供給方法である（ステップ２−１〜ステップ２−１５）。
【００７８】
ステップ２−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ２−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ２−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、１相目（正相）の放電終止電圧
（Ｖ１ｔ）と、２相目（負相）の放電終止電圧（Ｖ２ｔ）
を計算する。
ステップ２−４： マイクロプロセッサ１１６は、算出されたＶ１ｔの値に従
って、ゲイン切り換え回路１３３にゲイン切り換えの制御
信号１３６を出力する。
ステップ２−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ２−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ２−７： 生体（患者）には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ２−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ２−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
ステップ２−１０：マイクロプロセッサ１１６は、あらかじめＲＯＭ１４１に
記憶されている放電電圧基準曲線の電圧信号１３８を出力
する。
ステップ２−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、基準曲線
の電圧信号１３８と電気エネルギー蓄積部１０４の電圧信
号１３７を比較し、電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が
基準曲線と等しくなるようにスイッチ１０１のオン(導通)
時間の割合をコントロールする信号１３９を、スイッチ１
０１のドライブ回路１１９に出力する。
ステップ２−１２：スイッチ１０１が、ステップ２−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ２−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ２−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、２相目（負相）
終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ１
１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、ス
イッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を出
力する。
ステップ２−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００７９】
（第３の実施形態）本実施の形態に係る電気的治療装置は、その構成は図５に示した前述の第２の実施形態と同一であり、その電気エネルギー供給方法のみが異なるものであり、以下その方法を詳細に説明する。この電気エネルギー供給方 法は、電気エネルギー蓄積部１０４から取り出すエネルギー量に応じて増加する電流が、あらかじめ決められた時間と電流の関数に従って増加するように、出 力制御する方法である（ステップ３−１〜ステップ３−１５）。
【００８０】
ステップ３−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ３−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ３−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、１相目（正相）の放電終止電
圧Ｖ１ｔと、２相目（負相）の放電終止電圧Ｖ２ｔを計算
する。
ステップ３−４： マイクロプロセッサ１１６は、算出されたＶ１ｔの値に従
って、ゲイン切り換え回路１３３にゲイン切り換えの制御
信号１３６を出力する。
ステップ３−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサが各スイッチドライブ回路１１９、１２０、１２
１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力する。
ステップ３−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ３−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ３−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチドライブ回路１１９、１
２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力す
る。
ステップ３−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
ステップ３−１０：マイクロプロセッサ１１６は、あらかじめＲＯＭ１４１に
記憶されている放電電流基準曲線の電圧を出力する。
ステップ３−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、基準
曲線の電圧と電気エネルギー蓄積部１０４の電圧を比較
し、電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が基準曲線と等
しくなるようにスイッチ１０１のオン（導通）時間の割合
をコントロールする信号１３９を、スイッチ１０１のドラ
イブ回路１１９に出力する。
ステップ３−１２：スイッチ１０１が、ステップ３−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ３−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ３−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、２相目（負相）
終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ１
１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、ス
イッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号を出力す
る。
ステップ３−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００８１】
上記第１〜３の実施の形態における電気的治療装置の出力波形の例を図６の（ａ）〜（ｄ）に図示する。
【００８２】
（第４〜６の実施形態の共通の構成）
図７は、本発明の第４〜６の実施形態に係る電気的治療装置１５０を示すブロック構成図である。図７に示すように、この電気的治療装置１５０は、前述の第２の実施形態による電気的治療装置に、負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２、さらに、パルス幅変調回路１４３内の基準電圧発生回路１６４を加えたものである。
前述した図１または図５の各部と共通する部分には同一の符号を付して示し、その説明を省略する。
【００８３】
また、図８は、電圧および電流の好ましい基準曲線の例、図９は、生体（患者）のインピーダンスと出力電圧波形の関係の一例を示す図である。
図８に示すように、基準曲線としては、電圧値Vcap、電圧微分値d/dt（Vcap）、電圧二回微分値d/dt（d/dtVcap）、電流値Icap、電流微分値d/dt（Icap）、電流二回微分値d/dt（d/dtIcap）を使用することが好ましい。
【００８４】
図９において、Rpは生体（患者）のインピーダンスであり、標準のインピーダンスｒと、小さいインピーダンス(1/2)×ｒと、大きいインピーダンス(5/2)×ｒの場合の出力電圧波形（第一相および第二相）を示す。
図９に示すように、生体（患者）のインピーダンスが大きいほど、第一相の切り取り型指数関数波形の期間が長くなっている。
また、電圧値Vcapの基準曲線に基づいて第二相波形の電力制御を行えば、生体（患者）のインピーダンスによらず、所定時間内に必要なエネルギーを供給することができる。つまり、図に示すように、出力される出力電圧の振幅は生体（患者）のインピーダンスが大きいほど高くなるため、出力電力波形はRpによらず一定となる。
【００８５】
（第４の実施形態）
本実施の形態に係る電気的治療装置は、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、出力電極間に生じる電圧または出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段（負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２）とを有している。
そして、この生体パラメータ測定手段により、第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、出力電極パラメータ測定手段と、により第二相波形出力中に測定される出力電極間の電圧に関する値、または、前記出力電極に流れる電流に関する値に基づいて、電気エネルギーの電力が生体パラメータの値によらず一定になるように制御する制御手段を有するものである。
【００８６】
つまり、本実施形態は、第二相（負相）出力前に測定された生体（患者）インピーダンスと第二相（負相）出力中の生体（患者）電圧(または電流)を用いるものである。
そして、生体パラメータ測定手段として、第一相出力中の電圧監視回路１１４からの出力信号１２２の変化から生体（患者）インピーダンスを算出する場合である。
【００８７】
以下、図７〜図９を用いて、本実施の形態に係る電気的治療装置による生体パラメータ測定方法と、生体（患者）への電気エネルギー供給方法を詳細に説明する。
【００８８】
ステップ４−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ４−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ４−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、一相目（正相）の放電終止電圧
Ｖ１ｔと、二相目（負相）の放電終止電圧Ｖ２ｔ
を計算する。
ステップ４−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ４−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ４−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
マイクロプロセッサ１１６は第一相波形出力中の電圧監視
回路１１４からの出力信号１２２を入力し、その時間変化
の割合から生体（患者）１１３のインピーダンスを算出す
る（生体パラメータの測定に相当）。
ステップ４−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ４−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
マイクロプロセッサ１１６は、算出された生体（患者）の
インピーダンスと、電圧監視回路１１４によって監視され
、出力される第一相（正相）の出力開始時の電気エネルギ
ー蓄積部１０４の電圧とによって決定されるゲイン切り換
え信号１３６を、ゲイン切り換え回路１３３に出力する。
ステップ４−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、ゲイン切
り換えされた生体（患者）の負荷電圧監視回路１６１の出
力信号１７３（出力電極間の電圧に関する値に相当）また
はゲイン切り換えされた生体（患者）の負荷電流監視回路
１６２の出力信号１７４（出力電極に流れる電流に関する
値に相当）によるゲイン切り換え回路１３３の出力信号１
３７と、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧と
を比較することにより、ゲイン切り換え回路１３３の出力
信号１３７が、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力
電圧と等しくなるようにスイッチ１０１のオン(導通)時間
の割合をコントロールする信号１３９を、スイッチ１０１
のドライブ回路１１９に出力する。
ステップ４−１２：スイッチ１０１が、ステップ４−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ４−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ４−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、二相目（負相）放
電終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ
１１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、
スイッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を
出力する。
ステップ４−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００８９】
本実施形態において、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧は、生体（患者）１１３のインピーダンスや、生体（患者）１１３に供給するエネルギーの大小によらず常に一定である。
【００９０】
（第５の実施形態）
本実施の形態に係る電気的治療装置は、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、出力電極間に生じる電圧または出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段（負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２）とを有するものである。
そして、本実施形態の制御手段は、生体パラメータ測定手段により第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、出力電極パラメータ測定手段と、により第二相波形出力中に測定される出力電極間の電圧に関する値または出力電極に流れる電流に関する値に基づいて、電気エネルギーの電力が生体パラメータの値によらず一定になるように制御する。
【００９１】
つまり、この制御手段は、第二相（負相）出力前に測定された生体（患者）のインピーダンスと第二相（負相）出力中の生体（患者）の電圧(または電流)を用いる制御方法であり、生体パラメータ測定手段は、高周波微弱電流を用いて生体（患者）のインピーダンスを算出する場合である。
【００９２】
以下、図７〜図９を用いて、本実施の形態に係る電気的治療装置による生体パラメータ測定方法と、生体（患者）への電気エネルギー供給方法を詳細に説明する。
【００９３】
ステップ５−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
高周波微弱電流回路１６３が電極１１２ａ、１１２ｂを介
して、生体（患者）１１３に高周波微弱電流を供給し、か
つ供給した高周波微弱電流に対する生体（患者）１１３
からのフィードバック信号を検出、加工し、加工された信
号１７５をマイクロプロセッサ１１６に出力する。
ステップ５−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。マイクロプロセッサ１１６は、高周波微弱電流回路
１６３からの出力信号１７５から、生体（患者）のインピ
ーダンスを算出する（生体パラメータ測定手段に相当）。
ステップ５−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、一相目（正相）の放電終止電圧
Ｖ１ｔと、二相目（負相）の放電終止電圧Ｖ２ｔを計算
する。
ステップ５−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ５−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ５−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ５−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ５−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
マイクロプロセッサ１１６は、算出された生体（患者）１
１３のインピーダンスと、電圧監視回路１１４によって監
視され、出力される第一相の出力開始時の電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧によって決定されるゲイン切り換え信
号１３６を、ゲイン切り換え回路１３３に出力する。
ステップ５−１１：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、ゲイン切
り換えされた生体（患者）の負荷電圧監視回路１６１の出
力信号１７３（出力電極間の電圧に関する値に相当）また
はゲイン切り換えされた生体（患者）の負荷電流監視回路
１６２の出力信号１７４（出力電極に流れる電流に関する
値に相当）によるゲイン切り換え回路１３３の出力信号１
３７と、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧と
を比較することにより、ゲイン切り換え回路１３３の出力
信号１３７が、基準電圧発生回路１６４からの一定の出力
電圧と等しくなるようにスイッチ１０１のオン(導通)時間
の割合をコントロールする信号１３９を、スイッチ１０１
のドライブ回路１１９に出力する。
ステップ５−１２：スイッチ１０１が、ステップ５−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ５−１３：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ５−１４：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、二相目（負相）放
電終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ
１１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、
スイッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を
出力する。
ステップ５−１５：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００９４】
（第６の実施形態）
本実施の形態に係る電気的治療装置は、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、出力電極間に生じる電圧または出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段（負荷電圧監視回路１６１、負荷電流監視回路１６２）とを有するものである。
そして、本実施の形態の制御手段は、生体パラメータ測定手段により第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、出力電極パラメータ測定手段とにより、第二相波形出力中に測定される出力電極間の電圧に関する値、または、出力電極に流れる電流に関する値に基づいて、スイッチの切替動作の制御を行うものである。
【００９５】
つまり、その制御方法は、第二相（負相）出力前に測定された生体（患者）インピーダンスと第二相（負相）出力中の生体（患者）電圧(または電流)を用いる制御方法であり、生体パラメータ測定手段は、生体（患者）電圧および生体（患者）電流を用いて生体（患者）インピーダンスを算出する場合である。
以下、図７〜図９を用いて、本実施の形態に係る電気的治療装置による生体パラメータ測定方法と、生体（患者）への電気エネルギー供給方法を詳細に説明する。
【００９６】
ステップ６−１： 電気エネルギー蓄積部１０４への充電が完了する。このと
き、スイッチ１０１、１０２、１０３は遮断状態にある。
ステップ６−２： 操作者による放電開始ボタン（図示しない）の押圧に基づ
いて、放電開始命令がマイクロプロセッサ１１６に入力さ
れる。
ステップ６−３： マイクロプロセッサ１１６は、このときの電気エネルギー
蓄積部１０４の電圧から、一相目（正相）の放電終止電
圧（Ｖ１ｔ）と、二相目（負相）の放電終止電圧（Ｖ２ｔ
）を計算する。
ステップ６−５： スイッチ１０１、およびスイッチ１０２が連続導通状態、
スイッチ１０３が連続遮断状態になるように、マイクロプ
ロセッサ１１６が各スイッチドライブ回路１１９、１２０
、１２１に対して制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ６−６： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続導通状態、スイッ
チ１０３が連続遮断状態になる。
ステップ６−７： 生体（患者）１１３には正の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
マイクロプロセッサ１１６は第一相出力中の生体（患者）
の負荷電圧監視回路１６１からの出力信号１７１と生体
（患者）の負荷電流監視回路１６２からの出力信号１７２を
入力し、これらの信号を用いて生体（患者）１１３のイン
ピーダンスを算出する（生体パラメータの測定に相当）。
ステップ６−８： 電気エネルギー蓄積部１０４の電圧がＶ１ｔまで減少し
たとき、マイクロプロセッサ１１６は、スイッチ１０１、
スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッチ１０３が連続導
通状態になるように、各スイッチのドライブ回路１１９、
１２０、１２１に制御信号１２４、１２５、１２６を出力
する。
ステップ６−９： スイッチ１０１、スイッチ１０２が連続遮断状態、スイッ
チ１０３が連続導通状態になる。
マイクロプロセッサ１１６は、算出された生体（患者）の
インピーダンスと、電圧監視回路１１４によって監視され
、出力される第一相の出力開始時の電気エネルギー蓄積部
１０４の電圧とによって決定されるゲイン切り換え信号
１３６を、ゲイン切り換え回路１３３に出力する。
ステップ６−１０：パルス幅変調回路１４３の誤差増幅器１４２は、ゲイン切
り換えされた生体（患者）の負荷電圧監視回路１６１の出
力信号１７３（出力電極間の電圧に関する値に相当）また
はゲイン切り換えされた生体（患者）の負荷電流監視回路
１６４（出力電極に流れる電流に関する値に相当）による
ゲイン切り換え回路１３３の出力信号１３７と、基準電圧
発生回路１６４からの一定の出力電圧とを比較することに
より、ゲイン切り換え回路１３３の出力信号１３７が、基
準電圧発生回路１６４からの一定の出力電圧と等しくなる
ようにスイッチ１０１のオン(導通)時間の割合をコントロ
ールする信号１３９を、スイッチ１０１のドライブ回路１
１９に出力する。
ステップ６−１１：スイッチ１０１が、ステップ２−１１で決定されるオン
（導通）時間の割合でスイッチング動作を行う。
ステップ６−１２：生体（患者）１１３には負の極性で電気エネルギーが供給され、
電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が減少する。
ステップ６−１３：電気エネルギー蓄積部１０４の電圧が、二相目（負相）放電
終止電圧Ｖ２ｔまで低下したとき、マイクロプロセッサ１
１６は、スイッチ１０１が連続遮断状態になるように、ス
イッチ１０１のドライブ回路１１９に制御信号１２４を出
力する。
ステップ６−１４：生体（患者）１１３へのエネルギー出力が終了する。
【００９７】
本実施形態においては、他の実施形態で使う基準曲線と同じものは使用しない。代わりに、生体（患者）のインピーダンスや供給するエネルギーによらない基準電圧を用いる。
また、生体（患者）のインピーダンスと供給するエネルギーによって、基準電圧の比較対象(生体（患者）の電圧または生体（患者）の電流)のゲインを設定する。
【００９８】
なお、上記第１〜６の実施形態いずれも、電気エネルギー蓄積部１０４に蓄積した電気エネルギーを、生体（患者）１１３に対して第一相（正相）波形と第二相（負相）波形とを用いて電気エネルギーを供給するときに、まず第一相（正相）波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから第二相（負相）波形で必要な電気エネルギーを一定時間内に出力するようにすることができ、さらに、電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、生体（患者）１１３に対して第一相（正相）波形と第二相（負相）波形とを、交互に複数回繰り返して加える多相波形も容易に実現できる（図６の（ｄ）の波形）ものである。
【００９９】
また、上述した実施形態では、第一相では切り取り型指数関数波形、第二相では、基準曲線に基づく電力制御波形を出力したものであるが、このかわり第一相で先に電力制御波形を、第二相で切り取り型指数関数波形を出力させても良い。
多相波形を出力する場合、第三相以降を切り取り型指数関数的波形を出力するか電力制御波形を出力するか適宜選択させることもできる。
【０１００】
また、上記各実施形態で述べた生体（患者）に対して与える刺激パルスは、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに適したものであるが、高電圧の電気的な刺激パルスを必要とする他の治療においても、本発明の電気的治療装置は応用できるものである。
【０１０１】
【発明の効果】
以上詳述したとおり、請求項１記載の電気的治療装置によれば、刺激パルスを発生するための電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極とを有しており、前記出力電極に出力される電圧の極性を反転するように構成され、前記出力電極から少なくとも電気エネルギーの第一相波形と第二相波形とを出力し、該電気エネルギーの第二相波形の形状を制御可能に構成されたことで、二相目（負相）開始時の電気エネルギー蓄積部の電圧（Ｖ１ｔ）によらず、二相目（負相）の出力波形を自由に設定できる。すなわち、二相目（負相）出力電圧（Ｖ１ｔよりも高い電圧も出力可能）、出力電流、出力電力が自由に設定できるものであり、さらに、任意の時間内に必要とされる電気エネルギーを供給することが可能な電気的治療装置が提供できる。
【０１０２】
請求項２記載の電気的治療装置によれば、刺激パルスを発生するための電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極とを有しており、前記出力電極に出力される電圧の極性を反転するように構成され、前記出力電極から少なくとも電気エネルギーの第一相波形と第二相波形とを出力し、出力する該電気エネルギーの第二相波形で、必要な電気エネルギーを一定時間内に出力するように構成されたことで、患者のインピーダンスによらず除細動に最適な時間内に一定の電気エネルギーの第二相（負相）波形を生体（患者）に対して供給することができ、除細動の成功率が高い電気的治療装置が提供できる。
【０１０３】
請求項３〜７に記載の電気的治療装置によれば、電気エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを制御することにより、供給エネルギーを制御可能できる。
【０１０４】
請求項８に記載の電気的治療装置によれば、第二相波形出力前の生体パラメータと第二相波形出力中の出力電極における電気的パラメータに基づいて、出力エネルギーの電力を制御することを可能にできる。
【０１１１】
また、本発明の電気的治療装置によれば、エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを制御することにより供給エネルギーを制御可能にするものである。
【０１１２】
また、本発明の電気的治療装置によれば、第二相波形出力前の生体パラメータと、第二相波形出力中の出力電極とにおける電気的パラメータに基づいて、出力エネルギーの電力を制御することを可能ならしめるものである。
【０１１３】
請求項９記載の電気的治療装置によれば、電気回路内のスイッチをパルス幅変調方式により連続的に切り替え動作させることにより、必要なエネルギーを供給するように電力制御を可能にするものである。
【０１１４】
また、本発明の電気的治療装置によれば、保持する基準曲線に基づいて制御することにより所定の形状の刺激パルスを供給可能にならしめるものである。
【０１１５】
また、本発明の電気的治療装置によれば、エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを基準曲線に基づいて制御することにより供給エネルギーを制御可能にするものである。
【０１１６】
また、本発明の電気的治療装置によれば、生体インピーダンスが低くとも高くともその値にかかわらず、電力が一定になるように制御することで、有効なエネルギー量を有する刺激パルスを供給することができる。
【０１１７】
また、本発明の電気的治療装置によれば、第二相波形前の生体パラメータと第二相波形出力中の出力電極における電気的パラメータに基づいて、出力エネルギーの電力を制御することを可能ならしめるものである。
【０１１８】
また、本発明の電気的治療装置によれば、生体のインピーダンスが低くとも高くともその値にかかわらず、電力が一定になるように制御することで、有効なエネルギー量を有する刺激パルスを供給することができる。
【０１１９】
本発明の電気的治療装置によれば、電気エネルギーがインダクタに付与されるように構成されているので、刺激パルスの波形形状を高い自由度をもって制御可能になる。
【０１２０】
本発明の電気的治療装置によれば、電気エネルギー蓄積部に蓄積されたエネルギーのうち所定のエネルギー量をインダクタに供給可能になる。
【０１２１】
請求項１１に記載の電気的治療装置によれば、エネルギーをインダクタに付与させて制御することで、インピーダンスの高い生体（患者）であっても必要に応じて、電気エネルギー蓄積部であるコンデンサの電圧値よりも高くしつつエネルギーを供給可能になる。
【０１２２】
本発明の電気的治療装置によれば、スイッチング制御を行うことにより、コンデンサに蓄積されたエネルギをインダクタに一旦付与したうえで出力電極に供給できるようになる。
【０１２３】
また、本発明の電気的治療装置によれば、スイッチング制御をパルス幅変調制御することにより電力を制御可能になる。
【０１２４】
請求項１２に記載の電気的治療装置によれば、生体のインピーダンスが低くとも高くともその値にかかわらず、電力が一定になるように制御することで、有効なエネルギー量を有する刺激パルスを供給することができる。
【０１２５】
請求項１３に記載の電気的治療装置によれば、保持する基準曲線に基づいて制御することにより所定の形状の刺激パルスを供給可能になる。
【０１２６】
請求項１４，１５に記載の電気的治療装置によれば、エネルギー供給量に応じて変化するエネルギー蓄積部に関する電気的パラメータを基準曲線に基づいて制御することにより供給エネルギーを制御可能になる。
【０１２７】
請求項１６に記載の電気的治療装置によれば、充電回路を有することにより、エネルギーが使用により消費された場合、再度装置が利用できるようにするものである。
【０１２８】
本発明の電気的治療装置によれば、二相の電気的な刺激パルス波形を自在に出すことができ、従来の問題点を解決し、心臓疾患における心臓の細動を除去するのに有効な電気的治療装置を提供できる。
【０１２９】
請求項１７に記載の電気的治療装置によれば、生体（患者）の外部から前記刺激パルスを与える体外式であることで、同じ装置を異なる生体（患者）に対して利用することができる。
【０１３０】
請求項１８に記載の電気的治療装置の電気エネルギー供給方法によれば、前記電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、生体（患者）に対して第一相波 形と第二相波形とを用いて前記電気エネルギーを供給するときに、まず第一相波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから第二相波形で必 要な電気エネルギーを一定時間内に出力するようにすることで、患者のインピーダンスによらず除細動に最適な時間内に一定の電気エネルギーの第二相波形を患 者に対して供給することができる。
【０１３１】
請求項１９に記載の電気的治療装置の電気エネルギー供給方法によれば、前記電気エネルギー蓄積部に蓄 積した電気エネルギーを、生体に対して第一相波形と第二相波形とを、交互に複数回繰り返して加える（多相性出力波形）ときに、第二相波形の形状を生体（患 者）のインピーダンスによらず、自由に形成することで、より効果的な除細動を行える可能性がある。
【０１３２】
本発明に示す電気的治療装置では、通電完了時点に於いてエネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーの９８％以上を出力することができ、エネルギーの利用効率が非常に高く装置の小型軽量化に有利である。
また、エネルギー蓄積部に蓄えられたエネルギーを使用するので、二相目の出力の為に個別に電気的な絶縁を行ってエネルギーを伝達する必要がない。
さらに、電源としての瞬時最大電力はエネルギー蓄積部に使用するコンデンサの内部抵抗によって決まるので、大きな電力の電源を用意する必要がなく、小型軽量の実現が可能である。
【０１３３】
本発明の電気的治療装置は、第二相波形を出力するために、一旦エネルギーを蓄積する手段として、インダクタ１０５を用いており（磁気エネルギーとして蓄積する）、充電用のコンデンサ（エネルギー蓄積部１０４）の電圧より高い電圧であっても、低い電圧であっても出力することが可能である。
この本発明の特徴は、特に体外式除細動器に有効である。これは、体外式除細動器を適用する生体（患者）の抵抗が、個々の患者の身体的特徴の差により、大きなばらつきがあるためである。
【０１３４】
本発明の電気的治療装置は、二相性波形を１つのコンデンサで出力可能であり、追加的な回路要素（Ｈブリッジのスイッチ）も不要であるので、小型かつ軽量化が可能である。さらに、電力制御によって第二相目の電圧を生体（患者）の抵抗の個体差を考慮した最適な値に設定可能である。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の第１の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
【図２】 正相波形出力時の電流経路を説明する図である。
【図３】 負相波形出力時に第１のスイッチ手段が導通状態の場合の電流経路を説明する図である。
【図４】 負相波形出力時に第１のスイッチ手段が遮断状態の場合の電流経路を説明する図である。
【図５】 本発明の第２及び第３の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
【図６】 本発明の第１〜３の実施形態に係る電気的治療装置の出力波形を説明するための図である。
【図７】 本発明の第４〜６の実施形態に係る電気的治療装置を示すブロック構成図である。
【図８】 本発明の第４〜６の実施形態に係る電圧および電流の好ましい基準曲線の例を示す図である。
【図９】 本発明の第４〜６の実施形態に係る生体（患者）のインピーダンスと出力電圧波形の関係の一例を示す図である。
【図１０】 従来の二相型除細動器の出力回路を説明するための図である。
【図１１】 従来の二相型除細動器の出力波形を説明するための図である。
Claims (19)
- 刺激パルスを発生するための電気エネルギーを蓄積する電気エネルギー蓄積部と、刺激パルスを生体に伝達するための出力電極と、刺激パルスの波形形状が少なくとも第一相波形と電圧の極性が反転した第二相波形とになるように制御して前記電気エネルギーを前記出力電極に出力する制御手段とを有する電気的治療装置であって、
前記電気エネルギー蓄積部と、前記出力電極を構成する第一の出力電極と、第二の出力電極との間に生体を介在して閉回路を形成可能な第１のスイッチ手段および第２のスイッチ手段と、
前記第二相波形の刺激パルスを発生させるための磁気エネルギーを蓄積するインダクタと、
前記第１のスイッチ手段を介して前記電気エネルギー蓄積部と前記インダクタとを閉回路に形成可能な第３のスイッチ手段とを備え、
前記第３のスイッチ手段を開き、前記第１のスイッチ手段および前記第２のスイッチ手段を閉じることにより、前記第一の出力電極および第二の出力電極間に前記第一相波形の電気エネルギーを出力し、
前記第２のスイッチ手段を開き、前記第３のスイッチ手段を閉じ、前記第１のスイッチ手段の開閉を繰り返すことにより、前記第一の出力電極および第二の出力電極間に前記第二相波形の電気エネルギーを出力するものであって、
前記第１のスイッチ手段を閉じることによって前記電気エネルギー蓄積部に蓄積されている電気エネルギーを前記インダクタに磁気エネルギーとして蓄積し、前記第１のスイッチ手段を開くことによって前記磁気エネルギーを電気エネルギーとして前記第一の出力電極および第二の出力電極間に出力し、
前記電気エネルギーの第二相波形の形状を前記電気エネルギー蓄積部の電圧に関わりなく設定可能に構成されたことを特徴とする電気的治療装置。 - 請求項１に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギーの第二相波形で、前記電気エネルギー蓄積部の電圧に関わりなく任意の時間幅で必要な電気エネルギーを出力できるように構成されたことを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項２に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記第二相波形の出力期間中、生体のインピーダンスの値によらず、出力電極から出力する電気エネルギーの電力が一定になるように制御することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて低下する電圧に関する値が、予め設定された、時間と前記電圧に関する値との関数に従って変化するように出力制御することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項４に記載の電気的治療装置において、前記電圧に関する値は、電圧値、電圧微分値または電圧二回微分値であることを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて変化する電流に関する値が、予め設定された、時間と前記電流に関する値との関数に従って変化するように出力制御することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項６に記載の電気的治療装置において、前記電流に関する値は、電流値、電流微分値または電流二回微分値であることを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項２に記載の電気的治療装置において、生体パラメータを測定する生体パラメータ測定手段と、前記出力電極間に生じる電圧または前記出力電極に流れる電流を測定する出力電極パラメータ測定手段とを備え、前記生体パラメータ測定手段により前記第二相波形を出力する前に測定された生体パラメータと、前記出力電極パラメータ測定手段により前記第二相波形出力中に測定される前記出力電極間の電圧に関する値または前記出力電極に流れる電流に関する値とに基づいて、前記第二相波形の電気エネルギーの電力が生体のインピーダンスの値によらず一定になるように制御する制御手段を有することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１または２に記載の電気的治療装置において、電気エネルギー供給量に応じて変化する前記電気エネルギー蓄積部に関する電気的パラメータが予め設定された基準曲線に従って変化するように、前記第１のスイッチ手段をパルス幅変調制御により、連続的に切替動作をさせて、前記刺激パルスの波形を制御することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１または２に記載の電気的治療装置において、前記出力電極間の電圧に関する値または前記出力電極に流れる電流に関する値が、基準電圧に一致するように、
前記第１のスイッチ手段をパルス幅変調制御により、連続的に切替動作をさせて、前記刺激パルスの波形を制御することを特徴とする電気的治療装置。 - 請求項１または２に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギー蓄積部はコンデンサであって、前記制御手段は、前記インダクタ部に蓄積されたエネルギーを 前記出力電極に供給する際、その出力電圧の絶対値が前記コンデンサに蓄積された電圧の絶対値よりも高く制御可能であることを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１１に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、生体のインピーダンスの値に関わりなく、前記出力電極から出力する前記第二相波形の電気エネルギーの電力が一定になるように刺激パルスの波形形状を制御することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１１または１２に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、刺激パルスの波形形状を所定の形状に形成するために基準曲線を保持することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて低下する電圧に関する値と前記基準曲線との誤差に基づいて、前記第１のスイッチ手段の切替動作の制御を行うことを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１３に記載の電気的治療装置において、前記制御手段は、前記電気エネルギー蓄積部から供給されるエネルギー量に応じて変化する電流に関する値と前記基準曲線との誤差に基づいて、前記第１のスイッチ手段の切替動作の制御を行うことを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１〜１５のいずれか１項に記載の電気的治療装置において、前記電気エネルギー蓄積部を充電するための充電回路を有することを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１〜１６のいずれか１項に記載の電気的治療装置において、生体の外部から前記刺激パルスを与える体外式であることを特徴とする電気的治療装置。
- 請求項１または２に記載の電気的治療装置において、電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、第一相波形と第二相波形とを用いて出力するときに、まず前記第一相波形で必要な電気エネルギーを消費し、次に残ったエネルギーから前記第二相波形で必要な電気エネルギーを一定時間内に出力するようにすることを特徴とする電気的治療装置の電気エネルギー出力方法。
- 請求項１８に記載の電気的治療装置の電気エネルギー出力方法であって、前記電気エネルギー蓄積部に蓄積した電気エネルギーを、前記第一相波形 と前記第二相波形とを交互に複数回繰り返し出力して、多相性出力波形とすることを特徴とする電気的治療装置の電気エネルギー出力方法。
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