JP5184516B2 - メイクオンリスイッチングを有する簡略化されたバイフェージック除細動器回路 - Google Patents

Description

本発明は、心臓蘇生のための除細動器に関し、特に、バイフェージックパルス波形を供給することができる除細動器に関する。

自動体外除細動器（「ＡＥＤ」）は、例えば、容易にわかるパルスを伴わない心室細動（「ＶＦ」）又は心室頻拍（「ＶＴ」）のような、不整脈を経験している患者の正常なリズム及び収縮機能を回復させるために、心臓に高電圧のインパルスを供給する。手動式除細動器、植込み型除細動器及び自動体外除細動器を含む除細動器のいくつかのクラスがある。ＡＥＤは、それらが除細動が必要かどうか決定し、ショックシーケンス及び心肺蘇生（「ＣＰＲ」）期間のような実施目安を提供するために、心電図（「ＥＣＧ」）リズムを自動的に解析するように予めプログラムされる点で、手動式除細動器とは異なる。

ＡＥＤ蘇生に関するケアの現在の標準は、バイフェージック波形である。正確な生理学的なメカニズムは完全には理解されていないが、バイフェージックパルスの第２のフェーズが、ショック波形の第１のフェーズによって分極された心筋細胞の脱分極効果を引き起こし、この脱分極が、何らかの形でより治療的な波形を提供すると考えられている。バイフェージック波形の印加の際、ＡＥＤは、患者の胸部上の電極パッドの１つに高電圧電荷を供給し、その結果、当該パッドから第２のパッドへ電流のフローを生じさせる。この第１のフェーズ終了時、高電圧出力回路のＨブリッジは、印加される電圧を反転するように切り替わり、それによって、残留する高電圧電荷及び電流が、第２の電極から第１の電極へ患者に対して供給される。臨床的研究及び経験は、予め規定された制限内にバイフェージック波形を支配する複数のパラメータを維持することが望ましいことを示している。例えば、正の（第１の）フェーズは、短すぎない持続時間を有するべきであり、第２のフェーズの持続時間に対する第１のフェーズ持続時間の比が予め規定されたレンジ内にあるべきである。パルスのフェーズが短すぎる場合、それは心臓の細胞応答時間、すなわちクロナキシー時間より短くなり、パルスの効果を制限する。開始電圧レベルから第１のフェーズの終わりのレベルへの低下は、大きすぎるべきでなく、それによって、供給されたエネルギーのかなりの量が、第２のフェーズの間の供給のために残ったままになる。更に、最初の開始電圧レベル及び最終のパルス電圧レベルの間に制御された関係があるべきである。これらのパラメータの大部分は、患者胸部インピーダンスによって影響され、異なるインピーダンスの患者は、所与のパルスに対して異なって応答する。従って、ＡＥＤは、概して、患者胸部インピーダンスを測定し、バイフェージックパルスの供給の前又はパルスが開始するときのいずれかに、測定されたインピーダンスを考慮してＡＥＤ高電圧回路の動作を適応させる。

ＡＥＤは、心停止が生じるときに極めて重要であるので、それらの利用可能性は可能な限り一般に普及していることが望ましい。この目的は、市販のＡＥＤ販売の認可によって最近支持されているが、それは低コストＡＥＤの利用可能性によって更に進められることができる。ＡＥＤ製造の主要な費用の１つは、非常に大きい電流を非常に迅速に切り替えなければならず、ゆえにこれらの装置を製造するのを高価なものにする特徴を有する、特にＨブリッジ回路のインダクタ及びスイッチング装置のような高電圧回路である。従って、ＡＥＤ高電圧回路の設計者にとって、ＡＥＤの安全又は効力に影響を及ぼさずに実現可能である場合にこれらの費用を低減することが望ましい。

本発明の原理によれば、簡単であり非常に効率的であり、バイフェージックパルス供給中にのみスイッチング装置を閉じることを必要とする除細動器高電圧回路が、提供される。本発明の回路は、２つのキャパシタの使用を通じて効率を達成する。主キャパシタが、第１のパルスフェーズを供給するとき、主キャパシタからの電流が第２のキャパシタに流れ、第２のキャパシタを充電する。第２のキャパシタは、第２のパルスフェーズを供給する。パルス供給の開始及び停止は、「メイクオンリ」スイッチング装置、すなわちパルス供給中にのみ閉じる必要がある装置、によって制御される。

図１を最初に参照して、除細動モノフェージックパルス回路１０が、図式的に示されている。ストレージキャパシタ１２は、患者インピーダンスＲ_ｐａｔによって表わされる患者に除細動ショックを供給するために、高電圧電源（図示せず）によって充電される。キャパシタ１２の標準値は１０μＦであり、７ｋＶの定格である。ショックは、抵抗器１６によって表わされる抵抗と共に例えば１００ｍＨの大きいインダクタ１４を通じて、患者に供給される。患者インピーダンスは、ダイオード１８及び小さい抵抗器２０によってシャントされる。ショックは、スイッチ２２を閉じることによって供給される。回路１０が臨界減衰を示すと、波形３０はピークまで上昇し、そののち、図２の破線曲線３４によって示されるように、相当な時間期間にわたってゆっくり次第に減少する。臨海減衰すると、モノフェージック波形が生成される。回路１０は更に、不足減衰されるように構成されることもでき、その場合、結果として得られる波形は上昇し、減少し、Ｘ軸の下に達し、Ｘ軸に向かい、それによって、実線３２によって示されるように正弦波のバイフェージック波形を効果的に生成する。この種の回路は、広いレンジの患者インピーダンスにわたって、このバイフェージック特性を示すことができる。

図１の除細動回路は、いくつかの利点を有する。この除細動回路は、わずかな構成要素によって、実現するのが簡単であり、ゆえに安価である。波形の印加の間のみ、スイッチ２２を閉じている必要があり、これは、パルス印加が終わるまで閉じたままである。大きい電流が流れているとき、高電圧回路のスイッチを閉じることは、スイッチを開くことよりも容易であり、これは、より高価でない「メイクオンリ」スイッチが使用されることができることを意味する。しかしながら、この回路に関していくつかの不利益がある。１つは、望ましくない重さを加え、小さい携帯可能なＡＥＤのかなりのスペースを占める大きいインダクタの必要である。別の不利益は、ショック供給のために相対的に高い電圧までキャパシタ１２を充電する必要である。かなりのエネルギー量が、回路のシャント脚部によってシャントされ、患者を処置するために使用されないので、第３の欠点は、回路の非効率性である。一般に、キャパシタに蓄えられるエネルギーの３０％−４０％は、シャント脚部を通過し、患者を処置するために利用可能でない。

図３は、本発明の高電圧回路とともに用いるのに適したＡＥＤ３１０を示している。ＡＥＤ３１０は、ケース内部の電子回路を保護し、更に、素人ユーザをショックから保護する頑丈なポリマケース３１２に収容されている。一対の電極パッドが、電気リードによってケース３１２に取り付けられる。図３の実施例において、電極パッドは、ＡＥＤ３１０の上側の凹部に位置するカートリッジ３１４内にある。電極パッドは、ハンドル３１６を引き上げて、電極パッドの上のプラスチックカバーの除去を可能にすることによって、使用のためにアクセスされる。ユーザインタフェースは、ＡＥＤ３１０の右側にある。小さいレディライト３１８が、ユーザにＡＥＤの準備ができていることを知らせる。本実施例において、ＡＥＤが適切にセットアップされ、使用の準備ができたのち、レディライトが点滅する。ＡＥＤが使用中であるとき、レディライトは常にオンであり、ＯＴＣ ＡＥＤが注目を必要とするとき、レディライトはオフであり又は警告カラーでフラッシュする。

オン／オフボタン３２０がレディライトの下にある。オン／オフボタンは、使用のためＡＥＤをオンにするために押される。ＡＥＤをオフにするために、ユーザは１秒又はそれ以上オン／オフボタンを押し下げる。情報がユーザに利用可能であるとき、情報ボタン３２２がフラッシュする。ユーザは、利用可能な情報にアクセスするために、情報ボタンを押し下げる。ＡＥＤが患者から心拍情報を取得しているとき、注意ライト３２４が点滅し、ショックが勧められるとき、連続的に光り、これらの時間の間、だれも患者に触れているべきでないはないことをユーザ及び他の人に警告する。心臓信号が取得されている間の患者とのインタラクションは、検出されるＥＣＧ信号に不所望のアーチファクトをもたらし、回避されるべきである。ショックが勧められることをＡＥＤがユーザに知らせたのち、ショックボタン３２６が、ショックを供給するために押し下げられる。ＡＥＤの側部の赤外線ポート３２８は、ＡＥＤ及びコンピュータの間でデータを転送するために使用される。このデータポートは、患者が救助され、医師が、詳細な解析のためにＡＥＤイベントデータを自身のコンピュータにダウンロードさせることを望んだのち、用途を見出される。スピーカ３１３は、患者を処置するために、ＡＥＤの使用についてユーザをガイドするために、ユーザにボイスプロンプトを提供する。ＯＴＣ ＡＥＤが、例えば電極パッド交換又は新しいバッテリのような注目を必要とするとき、「チャープする」（高い音で鳴る）ビーパ３３０が、設けられる。

図４は、本発明の原理により構成されるＡＥＤ３１０の電子素子の簡略化されたブロック図である。ＥＣＧフロントエンド５０２は、処置されている患者の胸部に取り付けられる一対の電極４１６に接続される。ＥＣＧフロントエンド５０２は、患者の心臓によって生成される電気ＥＣＧ信号を増幅し、バッファし、フィルタし、デジタル化して、デジタル化されたＥＣＧサンプルのストリームを生成するように動作する。デジタル化されたＥＣＧサンプルは、ＶＦ、ショック印加可能なＶＴ又は他のショック印加可能なリズムを検出するために解析を実施するコントローラ５０６に供給される。ショック印加可能なリズムが検出される場合、コントローラ５０６は、ショックを供給することに備えて充電するために、ＨＶ（高電圧）供給サブシステム３０８に信号を送る。ショックボタン３２６を押すと、電極４１６を通じてＨＶ供給サブシステム３０８から患者に除細動ショックを供給する。コントローラは、除細動、心臓モニタリング及び動作のＣＰＲポーズモードのために動作するように構成されることができる。

コントローラ５０６は、ボイスストリップを生成するために、マイクロフォン５１２からの入力を更に受け取るように結合される。マイクロフォン５１２からのアナログオーディオ信号は、好適には、メモリ５１８にイベントサマリ５３０の一部として記憶されることができるデジタル化されたオーディオサンプルのストリームを生成するためにデジタル化される。ユーザインタフェース５１４は、ディスプレイ、オーディオスピーカ３１３、オン／オフボタン３２０のような上述した前面パネルボタン、並びにユーザ制御及び視覚的且つ可聴のプロンプトを提供するためのショックボタン３２６を有しうる。クロック５１６は、イベントサマリ５３０に含まれる情報にタイムスタンプを付すために、コントローラ５０６にリアルタイムのクロックデータを供給する。メモリ５１８は、オンボードＲＡＭ、取り外し可能なメモリカード又はそれぞれ異なるメモリ技術の組み合わせとして実現されることができるとともに、患者の処置中にコンパイルされるとき、イベントサマリ５３０をデジタルで記憶するように動作する。イベントサマリ５３０は、前述したように、デジタル化されたＥＣＧ、オーディオサンプル及び他のイベントデータのストリームを含むことができる。

ＨＶ供給サブシステムは、電力管理サブシステム１３７によって供給される高電圧によってパワー供給される。ＡＥＤ全体は、電力管理サブシステム１３７に結合されるバッテリ１２６によってパワー供給される。電力管理サブシステムは、低いバッテリ電圧を、高電圧サブシステム３０８のキャパシタを充電するために必要とされる高電圧に変換するＤＣ−ＤＣコンバータを有し、更に、ＡＥＤ３１０の他の処理及び電子素子のための適当な電圧のパワーを供給する。

本発明の原理に従って構成され、図４の除細動器の高電圧サブシステム３０８において使用されるのに適した高電圧バイフェージックパルス回路が、図５に概略的に示されている。図５の回路は、電力管理サブシステム１３７のＶ_１電源１３７ａからの電圧Ｖ_１によって除細動ショックを供給するために充電される主キャパシタ１１２を有する。ショックの供給は、ショック供給信号Ｓに応じて、スイッチ１２２を閉じることによって始められる。スイッチ１２２は、インダクタ１１４及び小さい抵抗器１１６によって、患者電極４１６の第１のものに結合される。インダクタ１１４は、低インピーダンス患者に供給される電流を制限し、小さい抵抗器１１６は、それが使用される回路脚部を流れる電流を制限する。インダクタ１１４及び抵抗器１１６の標準値は、それぞれ３５ｍＨ及び２Ωである。

スイッチ１３４が、２つの患者電極の間に結合される。第２のキャパシタ１２０が、第２のパルスフェーズを供給するために第２の患者電極４１６に結合される。主キャパシタ１１２から第２のキャパシタ１２０への電荷供給パスは、スイッチ１２４、小さいインダクタ１３６及びダイオード１３２を含む。インダクタ１３６の標準値は、２ｍＨである。このインダクタは、後述されるように短い時間期間の間、使用に切り替えられるだけであり、相対的に小さい電圧差を受けるので、小さくてよい。ダイオード１３２は、このパスにおける一方向の電流を確実にする。スイッチ１２８は、インダクタ１１４及び抵抗器１１６の接続部と、２つのキャパシタが結合される基準導電脚部との間に結合される。２つのキャパシタの標準値は、主キャパシタ１１２については５０μＦであり、第２のキャパシタ１２０については１４０μＦである。主キャパシタ１１２は、通常のＡＥＤにおいて現在使用されているキャパシタと同じサイズであるポリプロピレンキャパシタでありえ、第２のキャパシタは、相対的に安価な電解キャパシタスタックでありうる。

この例において、スイッチ１２４、１２８及び１３４は、トリガされるスパークギャップ装置によって実現される。スパークギャップ装置は、２つの電極を有し、それらの電極間に電位が印加され、電位が電極間の電極間隔及び誘電の臨界レベルに達すると、スパークが電極間に生成されるので、装置が放電する。これらのスパークギャップ装置は、トリガパルスＴｒ_１、Ｔｒ_２及びＴｒ_３によってそれらの放電をそれぞれ促すことによって制御可能に放電される。トリガパルスは、スパークギャップにおけるガスをイオン化し、放電を急に生じさせる。いくつかの装置についてトリガパルスは、電気パルスであり、他の場合、トリガパルスは、紫外線光源を励起して、紫外線エネルギーによりスパークギャップガスをイオン化する。通常のスイッチの代わりにスパークギャップ装置を使用することから得られる利点は、スパークギャップ装置がトリガされるときに行われる低コスト及び急速なスイッチの切り替えである。

バイフェージックパルスが患者に供給されるとき、波形の２つのフェーズが、２つの電極間に一方向の電流を生じさせて、パルスの第１のフェーズの間、患者の胸部をスパンし、そののち、第２のフェーズの間、他の方向の電流を生じさせる。理論上、第１のフェーズの間は第１の方向に流れ、第２のフェーズの間は反対の方向に流れる電流を受け取り、それによって、キャパシタ電荷を二重に使用し、結果として非常に効率的なＡＥＤをもたらすことが可能である。本発明の回路は、この理論を実行に移すことによって効率的なＡＥＤを生成する。図５の回路の動作において、主キャパシタ１１２は、ショックの供給に備えて、Ｖ_１電源１３７ａによって充電される。第２のキャパシタ１２０は、この準備の間、充電される必要はないが、必要に応じて、Ｖ_２電源１３７ｂによって示されるように、この時、より小さいレベルに充電されてもよい。パルスの第１のフェーズの間、患者インピーダンスは、２つのキャパシタの間に結合されるので、患者インピーダンスは、２つのキャパシタが直列に結合されていることを知る。救助者が、ショック供給ボタン１３６を押すと、バイフェージックパルスの第１のフェーズが始まり、電流は、スイッチ１２２、インダクタ１１４、抵抗器１１６を通り、患者Ｒ_ｐａｔを通り、第２のキャパシタ１２０に戻る。第２のキャパシタ１２０は、主キャパシタ１１２と共通に結合されるより低いプレートを有する。このように、第２のキャパシタ１２０は、バイフェージックパルスの第１のフェーズの間、主キャパシタ１１２によって供給される電荷によって充電され始める。

パルスの第１のフェーズを終えて、第２のフェーズを供給することが望まれると、スパークギャップ装置１２４が、トリガパルスＴｒ_１によってトリガされ、主キャパシタ１１２からの電流が、スパークギャップ装置、インダクタ１３６及びダイオード１３２を通じて、キャパシタ１２０をより高いレベルに急速にシャントする。主キャパシタからの電流をこのようにシャントし、患者インピーダンスＲ_ｐａｔをバイパスすることは、バイフェージックパルスの第１のフェーズを終わりにする。電流のこのフローは、短く、第１のパルスフェーズの供給によってその初期充電レベルからすでに減少された主キャパシタ１１２の電圧レベルが、第２のキャパシタ１２０の上昇電圧レベルに近づくまで、続くことができるだけである。インダクタ１３６は、電荷移動のこの短い持続時間のため、及び２つのキャパシタの相対的に小さい電圧差のため、小さい。

主キャパシタから第２のキャパシタへの電荷の短いシャントに続いて、第２のフェーズが、スパークギャップ装置１２８をトリガすることによって始められる。第２のキャパシタ１２０からの電荷が、第２の患者電極に供給されるので、電流は、第１のフェーズと反対方向に患者に流れる。バイフェージックパルスのこの第２のフェーズの間の電流パスは、第２のキャパシタ１２０から、患者を通って、小さい抵抗器１１６及びスパークギャップ装置１２８を通り、キャパシタ１２０に戻る。同時に、主キャパシタ１１２上の残留電荷は、キャパシタ１１２から、スイッチ１２２、インダクタ１１４、スパークギャップ装置１２８を通って、キャパシタ１１２に戻る電流によって放散される。このように、パルスの第２のフェーズが第２のキャパシタによって供給されるとき、主キャパシタは放電される。

バイフェージックパルスの第２のフェーズを終わらせることが望まれると、スパークギャップ装置１３４が、トリガパルスＴｒ_３によってトリガされる。このスパークギャップ装置は、患者電極をバイパスすることによって、患者へのエネルギーの供給を終える。キャパシタ１２０上の残留電荷は、スパークギャップ装置１３４、小さい抵抗器１１６及びスパークギャップ装置１２８を通って、第２のキャパシタ１２０に戻る。抵抗器１１６は、この放電中、このループ回路を通るピーク電流を制限する。キャパシタによって蓄えられた残留エネルギーが放散されたのち、（通常のスイッチング装置が使用される場合の他のスイッチのように）スイッチ１２２は開かれ、回路は、別のバイフェージックパルスの供給のために充電の準備をされる。

こうして、制御されたバイフェージックパルスが、Ｈブリッジの複雑さ及び費用なしに単純な回路によって、及びパルス供給中にのみ閉じなければならない「メイクオンリ」スイッチを使用することによって、供給される。このような回路は、低コストのＡＥＤに非常に適している。

図５に示されるタイプのバイフェージックパルス供給回路は、示される患者インピーダンスについて以下の制御されたバイフェージックパルスを供給することができる：

３０Ωの患者についての回路の性能特性が、図６に示されている。曲線６００は、第１の正のフェーズ６００ａ及び第２の負のフェーズ６００ｂを含むバイフェージックパルスを示している。患者に供給される電荷は、第１のフェーズの間は非常に急速に上昇し、第２のフェーズの間はよりゆっくり変化することが見られる曲線６０６によって示されている。曲線６０６の一部は、曲線の変曲点の後、第２のフェーズの間の電流の逆のフローを表すものとして、第２のフェーズの間、下方に向かう。曲線６０２は、主キャパシタ１１２の電圧を示している。主キャパシタ１１２の電圧は、その最初に充電された電圧レベルから始まり、６００ａの第１のフェーズの間低下し、電流が第２のキャパシタ１２０にシャントされるので第２のフェーズの間も放電し続け、最終的に放電される前のパルスの終わりに負になる。曲線６０４は、第２のキャパシタ１２０の電圧を示しており、第２のキャパシタ１２０の電圧は、この例において、最初に充電されていない。第２のキャパシタは、第１のフェーズの間に第１のキャパシタから患者に流れる電流のフローによって充電されるとき、電圧を高め、第２のフェーズが始まるとき、ピークに達し、第２のフェーズが第２のキャパシタによって供給されるとき、低下することが見られる。

図７は、１８０Ωの患者について回路の性能特性を示している。バイフェージックパルス７００の第１のフェーズ７００ａの最初の上昇は、より大きな患者インピーダンスのため、より低い振幅を達成することが見られる。この同じ特性は、第２のフェーズ７００ｂの開始時に見られる。これらの曲線は、スイッチ１２４が、第２のフェーズ７００ｂの開始に備えて、第２のキャパシタ１２０に電荷を移すために閉じられるとき、時間ｔ_ｘにおける第１のフェーズの終わりの近くで生じる遷移をより明確に示している。曲線７０２によって示される主キャパシタ１１２上の電圧は、スイッチ１２４が時間ｔ_ｘにおいて閉じられるまで、第１のフェーズの間、次第に低下することが見られ、時間ｔ_ｘにおいて、電荷が、第２のキャパシタに移されるとき、主キャパシタ電圧は、より急速に低下する。これは、より大きい患者インピーダンスの理由により、図６と比較して、より少ない電荷が第１のフェーズの間に供給されるからである。第２のキャパシタ１２０上の電圧の対応する急速な増加が、第２のキャパシタ電圧曲線７０４に関して見られ、その後、電荷が、バイフェージックパルスの第２のフェーズの間、第２のキャパシタから供給されるので、第２のキャパシタ電圧曲線は、第２のフェーズ７０４ｂの間、下降する。曲線７０６は、患者に供給される蓄積電荷を示しており、第２のフェーズの間の負のスロープは、第２のフェーズの間に供給される波形の極性の変化を表す。スイッチ１３４が閉じられると、第２のフェーズ７００ｂは終わり、キャパシタ上の残りのエネルギーは、放散される。

こうして、本発明のバイフェージックパルス供給回路は、標準のＨブリッジ回路と比較して相対的に簡単であり、所望の特性を有する治療上効果的なバイフェージックパルスを生成するために「メイクオンリ」スイッチを閉じることによって、患者インピーダンスの全レンジにわたって制御されることができる。スイッチの閉鎖は、バイフェージックパルスの各フェーズが特に制御された時間に開始され終了される（トランケートされる）ようにし、それによって、処置されている所与の患者インピーダンスを示す患者について適応されたバイフェージックパルスが、処置のために供給される。

従来技術の簡単な正弦波の除細動パルス回路を示す図。 図１の回路によって生成されることができる波形を示す図。 本発明の高電圧回路の用途に適したＡＥＤを示す図。 図３のＡＥＤの主要な機能サブシステムを示すブロック図。 本発明の原理により構成される高電圧回路を示す図。 低インピーダンス患者のための図５の高電圧回路の動作を説明する波形を示す図。 高インピーダンス患者のための図５の高電圧回路の動作を説明する波形を示す図。

Claims (12)

1. バイフェージックパルスを供給する高電圧除細動器回路であって、
   高電圧源と、
   患者電極の対と、
   少なくとも第１のパルスフェーズを供給するために前記高電圧源によって充電されるように結合される第１のキャパシタであって、前記患者電極の対のうち第１のものに制御可能に結合される、第１のキャパシタと、
   第２のパルスフェーズを供給するために、前記患者電極の対のうち第２のものに結合される第２のキャパシタと、
   前記バイフェージックパルスの各フェーズの持続時間を制御するように結合される複数のスイッチであって、前記バイフェージックパルスの供給中、選択的に閉じられ、開かれないスイッチと、
   を有し、前記複数のスイッチが、前記第１のパルスフェーズの持続時間の大部分ののち、前記第１のキャパシタから前記第２のキャパシタに電荷を移すために閉じられるスイッチを含む、高電圧除細動器回路。
2. 前記スイッチが、前記バイフェージックパルスの供給中にのみ閉じられるスイッチを有する、請求項１に記載の高電圧除細動器回路。
3. 前記第２のキャパシタは、前記第２のパルスフェーズの間、前記患者電極の対のうち第２のものに電流を供給するよう前記スイッチの少なくとも１つによって制御される、請求項１に記載の高電圧除細動器回路。
4. 前記第２のキャパシタは、前記第２のパルスフェーズの供給中、前記患者電極の対のうち第２のものに結合されている、請求項３に記載の高電圧除細動器回路。
5. 前記複数のスイッチは、前記第１のパルスフェーズの供給を始めるために閉じられる第１のスイッチを含む、請求項１に記載の高電圧除細動器回路。
6. 前記複数のスイッチは、前記第２のパルスフェーズの供給を始めるために閉じられる第２のスイッチを含む、請求項５に記載の高電圧除細動器回路。
7. 前記複数のスイッチは、前記第２のパルスフェーズの供給を終えるために閉じられる第３のスイッチを含む、請求項６に記載の高電圧除細動器回路。
8. 前記複数のスイッチは、前記第２のパルスフェーズの終わりに、少なくとも１つのキャパシタを放電するために閉じられる第３のスイッチを含む、請求項６に記載の高電圧除細動器回路。
9. 前記スイッチの少なくとも１つは、トリガされるスパークギャップ装置を有する、請求項１乃至８のいずれか１項に記載の高電圧除細動器回路。
10. バイフェージックパルスを発生する高電圧除細動器回路の各部が制御手段により制御される前記高電圧除細動器回路の作動方法であって、前記高電圧除細動回路は、
    高電圧源と、
    患者電極の対と、
    少なくとも第１のパルスフェーズを供給するために前記高電圧源によって充電されるように結合される第１のキャパシタであって、前記患者電極の対のうち第１のものに制御可能に結合される、第１のキャパシタと、
    第２のパルスフェーズを供給するために、前記患者電極の対のうち第２のものに結合される第２のキャパシタと、
    前記バイフェージックパルスの各フェーズの持続時間を制御するように結合される複数のスイッチであって、前記バイフェージックパルスの供給中、選択的に閉じられ、開かれないスイッチと、を有し、
    前記複数のスイッチが、第１のスイッチ、第２のスイッチ、第３のスイッチ及び電荷移動スイッチを含み、
    前記方法は、前記制御手段が、
    前記バイフェージックパルスを発生させるステップであって、
    高電圧源から第１のキャパシタを充電するステップと、
    前記第１のパルスフェーズを供給するために前記第１のキャパシタ及び前記患者電極の対のうち第１のものの間の前記第１のスイッチを閉じるステップと、
    前記第１のパルスフェーズの持続時間の大部分ののち、前記第１のキャパシタから前記第２のキャパシタに電荷を移すために前記電荷移動スイッチを閉じるステップと、
    前記第１のパルスフェーズを終了し、前記第２のパルスフェーズを始めるために前記第２のスイッチを閉じるステップと、
    前記第２のパルスフェーズを終了するために前記第３のスイッチを閉じるステップと、
    によって行われるステップと、
    を含む方法。
11. 前記第２のパルスフェーズを終了するために前記第３のスイッチを閉じる前記ステップは、前記第１のキャパシタに蓄えられた電荷を放散させることを更に含む、請求項１０に記載の方法。
12. 各スイッチを閉じる前記複数のステップが、スパークギャップ装置をトリガすることを更に含む、請求項１０に記載の方法。

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