(57)【要約】【課題】患者のインピーダンスを測定する必要性を排除する二相性の除細動波形の生成を制御するためのシステムを提供する。【解決手段】パルスで電荷を伝送し、各パルスまたは試料サイクルの終了後保存コンデンサに残る瞬時の電荷にこの電荷を比例させる。このために、患者に伝送される電荷（電流の積算）は、コンデンサに存在する電圧の成分と比較され、電流の積算が前記成分の値に達する瞬間、電流をしゃ断する。順方向の電荷および逆方向の電荷は専ら、選択された用量（エネルギーまたは電荷）の関数となり、患者のインピーダンスの様々な値に対して一定であり、コンデンサにおける必要な電圧は専ら、前記選択された用量の関数となる。【選択図】図１
2010194318.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者のインピーダンスを測定することなく自動的に補正された電荷の除細動波形を生成するための制御システムであって、
各患者に伝送される電荷が、前記インピーダンスの値から独立しているものであり、この結果、順方向および逆方向の電荷が、選択された用量（エネルギーまたは電荷）の関数であり、患者のインピーダンスの様々な値に対して一定の結果を生じるようにされた制御システム。
【請求項２】
前記電荷はパルス伝送され、
前記電荷は、各パルスまたは試料サイクルの終わりの時点の、保存コンデンサにおける電荷の残量に比例する、請求項１に記載の制御システム。
【請求項３】
前記順方向で固定された量の電荷を、かつ前記逆方向でその他のより少ない量の電荷を患者に伝送し、前記少ない量の電荷は、心筋細胞の膜電位をゼロに戻すために、生理的な必要条件に従った比率で調整可能である、請求項１に記載の制御システム。
【請求項４】
エネルギーコンデンサにおける必要な電圧は、確立された範囲内で前記患者のインピーダンスから独立している、請求項１に記載の制御システム。
【請求項５】
エネルギー伝送の総時間の逆数よりはるかに高い周波数の制御された幅のパルスによって、前記患者に前記電荷を伝送する、請求項１に記載の制御システム。
【請求項６】
前記伝送されるエネルギーを測定する好適な方向に前記患者を接続した、各サイクルを開始する「Ｈ−ブリッジ」を使用することによって、前記電荷が所望のものになるまでコンデンサで前記エネルギーを積算する、請求項１に記載の制御システム。
【請求項７】
前記患者に伝送された電流についての積算である前記電荷を前記コンデンサに存在する電圧の成分と比較し、前記電流の積算が前記電圧の成分値に達する時点で、前記電流をしゃ断する、請求項１に記載の制御システム。
【請求項８】
前記コンデンサにおける現在の成分である前記比較電圧を制御された電圧によって置き換え、前記伝送される電荷の量をパルスごとにプログラムすることを可能にし、得られる前記パルス幅が試料時間に達しない、請求項１に記載の制御システム。
【請求項９】
放電の間、請求項８で確立される制限の範囲内で電荷／時間分布の完全な構成を可能にする、請求項１および８に記載の制御システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、患者のインピーダンスを測定する必要がない、自動的に補正された電荷により除細動波形を生成するための制御システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
除細動（defibrillation）および電気的除細動（electric cardioversion）は、直流の電気ショックを人体に適用することにより、心臓の律動の様々な死に至る障害を取り消す、種々の治療法から成る。その高い有効性、適用する上での単純性および安全性はその卓越した普及に寄与しており、保健支援のほとんどどんな領域でも利用することができ、またさらに、自動化されたものは、医療従事者なしで公共の場で利用することができる。
【０００３】
除細動は、患者に意識がなく、脈拍無しで心室細動または心室頻拍を呈する心肺停止の場合に使用される。治療しなければ死に至る。
電気的除細動は、心室細動を除く他の種類のリエントリー性不整脈を取り消すのに用いられる。電気ショックは心臓の電気的活性と同調する。状況が患者の命を危うくするのであれば、電気ショックにより、選択的方法または緊急の方法で施行することができる。
【０００４】
１９４７年、クロード・ベックが心臓手術の間に最初の除細動を行った。
電気的除細動は、１９５０年代にゾルらによって初めてヒトに用いられ、心室細動を誘発することが多い交流ショックによって、心房細動を治療した。その後間もなく、ラウンらが、直流によって同じことを行うことで、この合併症を大幅に減らした。その後、心電図（ＥＣＧ）のＲ波との同調を導入することによって、すなわち、心室の再分極、心電図のＴ波の間は、心室の脱分極による放電の伝播が実行されないようにして、心室の脱分極による放電を伝播させることによって、このような合併症は、消失した。
【０００５】
心臓上で連続する直流ショックは、心筋細胞すべての同時脱分極を誘導し、そのことが再分極への休止を引き起こす。そしてその後、成功したならば、心臓は、先ず心房で次いで心室で脱分極および筋肉の収縮を伴った正常な電気的律動を再開する。治療の成功は、心筋に達する電流密度と同様に、基礎病理およびその持続時間の双方に依存する。
体外式除細動器（External Defibrillator）：胸部の皮膚表面に置かれた数個のパドルまたは電極を介してエネルギーが与えられる。
【０００６】
手動または従来の電気的除細動器−除細動器（Manual or Conventional Cardioverter-Defibrillator）：該除細動器は、医師によって使用されるものである。心電図の一部を示す画面があり、放電をＲ波に同調させると医師が強度を決定する。同調がなければ除細動であり、同調があれば電気的除細動である。
自動体外式除細動器（Automatic External Defibrillator）：自動体外式除細動器（ＡＥＤ）は、装置が不整脈を検出し、操作者にエネルギーを放出するよう知らせる場合、半自動であってもよく、またはエネルギーを放出するのに操作者の介入を必要としない場合、完全に自動であってもよい。
【０００７】
体内式除細動器（Internal Difibrillator）：ワイヤ電極を介してエネルギーが心内膜に与えられる。必要とするエネルギーは、非常に少ない。この手法では、一般に右心腔に設置されるワイヤ電極と共に発電機が皮下組織に埋め込まれる、埋め込み型自動除細動器（ＡＤＩ）を使用する。電流モデルは二相性波形であり、心室細動のリスクを持つ患者に設置される。
【０００８】
単相性（Monophasic）：単相性除細動器はこの時点まで使用され、現在最も使用されるモデルであるにもかかわらず、姿を消す傾向にある。それらは、単極の電流、すなわち、独特の経路の電流を放電する。一般に採用される用量は、３６０ジュールまでのこうした装置による除細動である。
この群の中には、２種類の波形があり、電流の流れが徐々にゼロに戻る単相性減衰正弦型と、電流の流れがゼロに達する前に電子的に終了させる単相性切断指数型とがある。
【０００９】
二相性（Biphasic）：二相性除細動器は、取り消す前の特定量の時間の間、正の方向で流れ、放電の最後のミリ秒の間、負の方向で流れる電流を放電する。それらは、単相性除細動器のエネルギーの約半分しか使用しないので、より効率的である。装置の前に、有効用量の範囲を示しておくべきである。不明ならば、２００ジュールを使用すべきである。一般に、除細動の場合、２〜４ジュール／ｋｇが成人に使用される。そして電気的除細動の場合、０．５〜１ジュール／ｋｇが使用される。
【００１０】
この群は３つの主な波形を有し、二相性切断指数型、二相性直線型、および二相性サンプル指数型である。
【先行技術文献】
【特許文献】
【００１１】
【特許文献１】米国特許第６，６４７，２９０号明細書
【特許文献２】米国特許第６６７１５４６号明細書
【特許文献３】米国特許第７２８３８７１号明細書
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１２】
現在、単相性電流の除細動器は、より好都合である二相性電流による除細動器に取って代わられつつある。同じ治療効果を得るのに必要なエネルギーがより低く、望ましくない副作用（皮膚の火傷、心筋組織の損傷、再細動など）が相当減ることが年月を経て分かったからである。
二相性の除細動波形の使用は、二つの相、直流による第１の相および逆電流による第２の相で患者に電流を伝送することを意味する。
【００１３】
二相性除細動の最新技術では、決定された患者のインピーダンスで伝送されるエネルギーで患者に投与される用量を定量する。
電流は、伝送するエネルギー用量に基づいて、電圧値によってあらかじめ充電された１つの（または複数の）コンデンサを介して与えられる。
この手法の最も広く知られている形態は、二相性切断指数型と呼ばれるものであり、患者にコンデンサを直接放電させることと、電流の方向を反転させること（全体の時間の一区画）と、コンデンサにおける電圧の解除に先立って放電を終えることとを基礎とする。
【００１４】
この方法の有効性についての改善は、電流の方向が反転する第２相によって生成される心筋組織の膜電位の修復によるものである。この事実は、一般的に科学的な同意がある。
ほとんどの製造者における普通の放電時間は、少なくとも７ｍｓ〜多くても２０ｍｓの間の範囲である。電流の循環は、ゼロに落ちる前に中断される。放電の最適な持続時間に関して統一基準はない。
【００１５】
波形の傾斜因子は、最初の電流から最後の電流を差し引いた差異を最初の値で割ったものとして定義される。
【００１６】
【数１】
2010194318.tif 000003
【００１７】
式中、Ｉ0は最初の瞬間の電流であり、ＩFは放電の最後の瞬間の電流である。
Ｔ秒間の指数波形であるので、傾斜因子は、
【００１８】
【数２】
2010194318.tif 000004
【００１９】
として計算されてもよい。式中、ＴTは、パルスの完全な持続時間であり、時間定数τはＲＣ等価回路で決まる（図２を参照のこと）。
この形態のエネルギー伝送は、「Ｈ−ブリッジ」として知られるものを介して実行される。
最少時間の間の電流の最小閾値は、除細動が作用するために必要であり、決定された値を超えると、組織損傷のリスクがある。
【００２０】
異なった患者間または異なった症状の同一患者のインピーダンスは、７から１まで変化するので、インピーダンスの低い患者にとって電流値が高すぎること、またはインピーダンスが高い患者にとって電流値が十分ではないことを回避するために、各放電で患者のインピーダンスを考慮に入れることが必要である。
患者のインピーダンスは、胸部上のパドルに印加される電圧とそのパドルを流れる電流との間の関係として定義される。パドルに印加するように決定された電圧を利用できるので（コンデンサに保存されたもの）、必要な予防措置を取らなければ、パドルに効果的に印加される電流は非常に不確定である。
【００２１】
患者のインピーダンスは、
Ａ．純粋に抵抗性であるわけではないこと、
Ｂ．放電の間、時間内で変化すること、
Ｃ．電流依存性があること
が分かっている。
【００２２】
患者のインピーダンスが変化すれば、各相における伝送された電荷と各相における最大および最小の電流値との間の関係が変化し、したがって、膜電位における所望の修復が生じない可能性があり、または電流が結果的に患者にとって有害になる可能性がある。
従来、こうした不都合について実施された解決法はすべて、患者のインピーダンスの測定およびこの分散の望ましくない効果を補正する方法の選択を示している。これらの測定は、ハードウエアおよび高機能のソフトウエアから成る測定電子装置を組み入れることによって達成されてきた。
【００２３】
現時点まで、患者のインピーダンスを測定する必要性を排除し、その結果、前述の測定方法が持つ不確実性を回避するとともに、考えられる失敗のリスクを軽減することを示す解決法は提案されてこなかった。
【課題を解決するための手段】
【００２４】
本発明は、患者のインピーダンスを測定する必要性を排除する補正された自動的な電荷による切断指数型の二相性除細動波形を生成する制御システムに係るものである。
ここで提案されるシステムは、従来技術で記載されているものとは対照的に、患者のインピーダンスの考えられる変動の自動的かつ瞬時の補正を達成することによって、それを測定することを不要にし、電子測定装置の排除を可能にする。
【００２５】
したがって、電荷提供の方法が簡略化され、１工程を回避し、リスクを最小限に抑え、かつコストを軽減する。
追加の効果として、本装置は、二相性の除細動器としてはもちろん、単相性の除細動器としても機能する。我々の提案に従って設計されるものについては、放電モジュールを取り替えるだけで後者が更新され、二相性として機能させることができる。
【００２６】
本提示で開示されるシステムの特徴は、市場で以前から利用可能なものと比べて画期的であり、かつ優れている。
本発明は、除細動器の治療作用が、エネルギーにおいてだけではなく、患者に伝送に要した電流、およびその伝送に要した時間に関連するという考え方に基づいている。
したがって、その目的は、患者に伝送される総電荷を一定に維持し、各相における電荷間の関係を固定することで達せられる。
【００２７】
この意味で、各相で伝送される電荷および総電荷は選択される用量（所望次第で、エネルギーまたは電荷）の関数であり、患者のインピーダンスの様々な値について一定のままとすべきである。
このことは、心筋細胞における膜電位をゼロに戻すという生理的な要請に従って調整可能な比率にて、順方向で固定した量の電荷を、かつ逆方向で他のより少ない量の電荷を、患者に伝送することによって、達成することができる。
【００２８】
本発明の除細動プロセスによれば、体外式であれ体内式であれ、二相性の除細動で記述される波形の適用により、波形構造の卓越した単純性および汎用性のために、本質的には以下のような高い結果を達成することができる。
１．患者のインピーダンスを測定する必要性を排除する。
２．各充電パッケージがエネルギーコンデンサにおける残りの電荷に比例する場合、充電パッケージの残量を介して電荷を伝送する。
３．伝送された電荷成分をパルスごとに調整する方法の確立を可能にする。
４．患者に伝送される総電荷を補正する。
５．この方法を実施する現在利用可能なものより、単純かつ安全な技術的解決である。
【図面の簡単な説明】
【００２９】
【図１】左側に、切断指数型（truncated exponential）の二相性放電回路の実施図を示す。回路は「Ｈ−ブリッジ」として知られる。スイッチ１および４が閉じられる一方で電流は左から右へと循環し、次いでこれらを開放し、Ｓ２およびＳ３を閉じ、逆電流が生じる。回路は、右で示されるような２つのコンデンサと２つのスイッチの回路によって置き換えられてもよい。
【図２】従来の切断指数型の二相性放電の例を表すグラフである。
【図３】パルス幅を制御する電荷伝送を例示する２つの図である（時間に基づいて伝送される電流および電荷）。二相性放電に適用される「Ｄ級増幅器」の図式的な説明となる。
【図４】波形３について考えられる実用的な回路の実施態様を表す。各パルス（低いゾーン）において伝送された電荷を積算し、コンデンサ（Ｒ1およびＲ2の電圧分配器）に存在する電荷成分とそれを比較することを可能にする回路を破線で強調している。これは、患者のインピーダンスの測定を不要にする鍵となる。右側は、波形を制御するための単純な論理実施のブロック図である。参照周波数で切り替えるスイッチＳ１およびＳ４は、第１相の間、パルス幅を制御し、スイッチＳ２およびＳ３は、第２相の間、同じく制御する。各パルスは、クロック信号の立ち上がりで開始し、Ｃmコンデンサの電圧がＶCalm×Ｒ2／（Ｒ1＋Ｒ2）の値に達すると終了する。
【図５】図４の抵抗性の電圧分配器Ｒ１//Ｒ２を時間可変の電圧信号に取り替えることによって、時間に基づく一時的な電荷分布を無限とし、各パルスで伝送された電荷を任意に決定することができる。
【発明を実施するための形態】
【００３０】
本発明のより良い理解のために、かつ本発明を容易に実用化するために、好ましい実施形態の正確な記載が、本発明において添付の説明的図面を参照して以下の段落にて与えられ、専ら例示となる特徴を伴ったその全体は純粋に例証的であるが、本発明を限定するものではなく、本発明の構成要素は、本文書に述べられる本発明の範囲を逸脱することなく、異なった同等物の中から選択されてもよい。
【００３１】
【数３】
2010194318.tif 000005
【００３２】
【数４】
2010194318.tif 000006
【００３３】
式中、
ＱTE：患者に伝送される総電荷
ｉ：瞬時の電流
ＱF1：順方向に伝送される総電荷
ＱF2：逆方向に伝送される総電荷
Ｔ1：順相の持続時間
ＴT：放電の総持続時間
Ａ：順電荷と逆電荷との間の関係
この値および必要条件を評価する方法はすでに知られている。（特許文献１等）
当該インピーダンスの範囲内で、各相における電荷および伝送される総電荷が患者のインピーダンスとは無関係であるように、幅が独立して調整されるパルスにて電荷が伝送される。
【００３４】
各試料サイクルのコンデンサに存在する総電荷に比例する電荷の「パッケージ」が提供される。
制御された幅を持つこれらのパルスは、エネルギー伝送の総時間の逆数よりもはるかに高い周波数である。典型的な値はＴT＝１０ｍｓであってもよく、それは少なくともＦR＝１０／ＴT＝１ｋＨｚの試料周波数を示す。このシステムは「Ｄ級増幅器」として知られ、電子産業において多種多様の用途で使用されている。
【００３５】
従来のシステムはすべて、患者のインピーダンスを測定し、該インピーダンスから放電のパラメータを計算することを必要とする。これに対して、提案されたシステムは、伝送される電荷を測定し、制御することによって、インピーダンスを測定することも、伝送された電荷を制御するために補正することも必要としない。
逆電流値を含む絶対直流値を加えた、患者に提供される総電荷（ＱTP）は、次の（３）式で表される。
【００３６】
【数５】
2010194318.tif 000007
【００３７】
Ｑi：そのサイクル“ｉ”で患者に提供される電荷量
ｎ＝ＴT／ＴC（試料サイクルの時間にわたる総時間）
患者に伝送される電荷ＱTPは、コンデンサに保存された電荷の変化量ＱEと同一である。
【００３８】
【数６】
2010194318.tif 000008
【００３９】
基本的に、以下の微分方程式に対応するのは、最初の電荷ＱC0を伴ったＲＣ回路である。
【００４０】
【数７】
2010194318.tif 000009
【００４１】
上式から、
【００４２】
【数８】
2010194318.tif 000010
【００４３】
微分方向式は次のような差分式：
【００４４】
【数９】
2010194318.tif 000011
【００４５】
に変換することができる。式中、（ｔi−ｔi-1）を定数ＴCとし、放電のパルス“ｉ”にて伝送される電荷をＱiとする。
【００４６】
【数１０】
2010194318.tif 000012
【００４７】
（患者に伝送される電荷は、コンデンサにおける電荷の変化量と同等である）
我々は、各試料サイクルにおいて伝送される電荷Ｑiは、１よりはるかに小さな割合αで、コンデンサにて残る電荷ＱCiに比例する（α＜＜１）ことを提案する。
【００４８】
【数１１】
2010194318.tif 000013
【００４９】
サイクル“ｉ”についての積分を解くと、
【００５０】
【数１２】
2010194318.tif 000014
【００５１】
が得られる。式中、τ＝（Ｒpac＋Ｒint）Ｃである。
【００５２】
【数１３】
2010194318.tif 000015
【００５３】
（９）式と比較すると、
【００５４】
【数１４】
2010194318.tif 000016
【００５５】
が得られる。
この提案を技術的に実施するには、試料サイクルの一部の間、電荷を保存コンデンサに接続して、電荷を伝送するとよい。我々は、電荷ＩＱiを伝送するのに必要な時間と試料サイクルの持続時間との間の関係であるデューティサイクル（dutty cycle）Ｄiを定義する。
【００５６】
【数１５】
2010194318.tif 000017
【００５７】
ＴCが固定され、ＴON＝ＴCであるとき、そのとき各Ｒ値について、その最大時間で所望の完全な電荷に達することを可能にする最大値Ｃが存在する。最大抵抗値およびＣ値を設定すれば、α値が決定される。
また、α値を決定するために放電回路の内部抵抗Ｒintを考慮に入れなければならない。
【００５８】
コンデンサの最初の電圧および伝送される総電荷は、たとえば、５０オームの規格化した患者の抵抗について所定エネルギー値の伝送量から規定される。このように、我々が提案する電荷量は、エネルギーと相関する。
放電回路の内部抵抗がゼロだとすれば、そのとき、伝送されるエネルギーと電荷との間の関係は一定である。
【００５９】
【数１６】
2010194318.tif 000018
【００６０】
我々は、伝送される総電荷を一定に維持するので、伝送されたエネルギーは結果的に患者のインピーダンスと内部インピーダンスとの関数を生じさせる。これは我々がエネルギーの変化量について、範囲を定めて維持することを望めば、放電回路の内部抵抗に制限を課すことになる。
最大傾斜因子を定義して、我々は必要な最小容量値を計算することが可能である。
【００６１】
【数１７】
2010194318.tif 000019
【００６２】
Ｒmax，ＴCおよび選択するＣを所与として方程式（１１）を用いて、我々はα値を計算することができる。それは、コンデンサに残る電荷に対する、患者に伝送された電荷の比率を定義する。
その後、積分方程式によって、サイクル当たりの伝送される電荷条件を達成するために必要なパルス幅を計算すればよい。
【００６３】
方程式（８）の０からＴCまでの積分は結果的に、その瞬間、電流を取り消すことによって、０からＴONまでの積分と等しくなることを考慮すると、ＴONは、
【００６４】
【数１８】
2010194318.tif 000020
【００６５】
で求められる。
このように患者のインピーダンスと有用なサイクルとの間の関係は線形であることを理解することができる。
我々は、伝送された電荷を測定し、コンデンサ内の残りとその電荷とを比較することができるので、この計算は必要ない。電流の伝送は所望の電荷値に達すると各サイクルで簡単に停止される。
【００６６】
このシステムでは以下が回避される：
・患者のインピーダンスを測定すること
・パルス幅を計算すること
・時間内のインピーダンスの考えられる修正を評価すること
・電圧に基づくインピーダンスの考えられる修正を評価すること
本発明では、複雑なインピーダンス測定装置を排除することによって放電モジュールの信頼性および効率性が高まり、実施は最小限に軽減される。
【００６７】
いったん、伝送するエネルギー、容量、回路の最大抵抗および総時間値が定義されると、コンデンサの最初の電圧値が定義される。
方程式（１３）によって、たとえば、５０オームの抵抗の典型的な名目上の値に対して伝送される参照エネルギーから電荷値が決定される。
この方法を実施するための手法は、伝送される電荷がプログラムされたものであるように各パルス幅を制御することを含む。これは、患者を適当な方向に接続し、伝送された電流を測定し、電荷が所望のものとなるまでコンデンサで該電流を積算することにより、各サイクルを開示する「Ｈ−ブリッジ」を介して達成される。
【００６８】
従来のシステムはすべて患者のインピーダンスを測定し、該インピーダンスからパルス幅を計算することを必要とする。
それに対して本発明のシステムは、伝送された電荷を測定する際、インピーダンスを測定することも、伝送された電荷を制御するために補正することも必要としない。インピーダンスの変動は、自動的かつ瞬時に補正される。
【実施例】
【００６９】
実施例および実施方法を提示する。
伝送されるエネルギー：２００ジュール
参照インピーダンス：５０オーム
試料周波数：５ｋＨｚ
総時間：１０ｍｓ
傾斜因子：ＫD＝０．６５
患者の最大インピーダンス：ＲPmax＝２００オーム
内部抵抗：Ｒint＝５オーム
（１３）式からＣ＝４６．５μＦが導かれる。ここでＣ５０μＦを選択すると、
（２）式からＫD＝０．６２３０となる。
（１４）式から５０オームに対して、
【００７０】
【数１９】
2010194318.tif 000021
【００７１】
となる。
（４）式から
伝送される電荷は：ＱTP＝９９．８ｍＣとなり、
初期の電荷は：Ｑ0＝Ｖ0×Ｃ＝１６０．１ｍＣとなる。
（１１）式から放電係数はα＝０．０１９７０４となる。
【００７２】
コンデンサＣalmで相当する電圧に達し、放電順序を与えられ、オシレータＦｒを開始させた後、動作が開始する。次いで制御論理が、Ｓ１およびＳ４のスイッチを閉じることを指示する。同時にＳ５スイッチが開かれ、Ｃmにおける電圧がＣalmにおける電圧に相当する成分と等しくなるときまで患者に伝送される電流の集積を開始することが可能になる。
【００７３】
このとき、コンデンサは、Ｃalmを放電し、Ｆｒの新しいパルスの開始までスイッチは開放される。反転に相当する時間Ｔ1に達すると、Ｓ１およびＳ４のスイッチは作動するのを止め、Ｓ３およびＳ４が作動する。放電時間Ｔ2を完了すると、Ｓ１からＳ４のスイッチが再び開けられ、Ｓ５は閉じられる。
各サイクルで得られた電圧Ｖm値を合計して、または個別の集積を行って、患者に効果的に伝送された総電荷が所望のものかどうかを確認することができる。
【００７４】
Ｕ２における比較は、
【００７５】
【数２０】
2010194318.tif 000022
【００７６】
で示される。
その際、たとえば、電流変換の設計と共に割り算器および積算器のための条件設計が生じる（アナログまたはデジタルで作動する集積回路を使用してもよい）。
【００７７】
【数２１】
2010194318.tif 000023
【００７８】
ｎは、電流変圧器Ｔ1の巻き線に関係する。
（Ｒ1＋Ｒ2）Ｃalm＞＞Ｔ内部放電（たとえば、３０秒）、
Ｒ1＋Ｒ2＝５０Ｍｅｇ＞６Ｍｅｇを設定する。
４Ｖ前後の最大比較電圧（最大エネルギーのために）を得るためにｎおよびＣmを固定して、次のように除数を計算してもよい。
【００７９】
【数２２】
2010194318.tif 000024
【００８０】
ＶCm＝３．１８６であるようにＣ＝１０μＦを選択する。
前記除数は、容量値における分散を調整することによって補正される。
回路の残りは、電子回路の普通の手順に従って設計すればよい。
一方、抵抗性除数が制御された電圧で置き換えられれば（図５を参照のこと）、伝送される電荷の量はパルスごとにプログラムされるが、得られるパルス幅は試料時間に達しない。
【００８１】
このように、放電の間の電荷／時間分布は、この制限内で完全に構成されてもよい。
本提示において我々は、提案された方法が、インピーダンス測定装置なしで済ませ、従来の操作を相当に簡略化し、結果として起きる測定誤差に由来する結末を排除することを可能にする、高度に信頼できる二相性除細動器のための放電波形生成システムを非常に簡単な形態で実施するのを可能にすることを示した。
【図１】
2010194318.tif 000025
【図２】
2010194318.tif 000026
【図３】
2010194318.tif 000027
【図４】
2010194318.tif 000028
【図５】
2010194318.tif 000029
【外国語明細書】
2010194318.tif 000030
2010194318.tif 000031
2010194318.tif 000032
2010194318.tif 000033
2010194318.tif 000034
2010194318.tif 000035
2010194318.tif 000036
2010194318.tif 000037
2010194318.tif 000038
2010194318.tif 000039
2010194318.tif 000040
2010194318.tif 000041
2010194318.tif 000042
2010194318.tif 000043
2010194318.tif 000044
2010194318.tif 000045
2010194318.tif 000046
2010194318.tif 000047
2010194318.tif 000048
2010194318.tif 000049
2010194318.tif 000050
2010194318.tif 000051
2010194318.tif 000052
2010194318.tif 000053
2010194318.tif 000054
2010194318.tif 000055
2010194318.tif 000056
2010194318.tif 000057
【図１】
2010194318.tif 000058
【図２】
2010194318.tif 000059
【図３】
2010194318.tif 000060
【図４】
2010194318.tif 000061
【図５】
2010194318.tif 000062