(57)【要約】  治療量のエネルギーを患者に送達するシステムおよび方法である。当該システムは、治療量のエネルギーと実質的に等しい定格エネルギー蓄積容量を有するキャパシタと、キャパシタに結合されるとともに、ある時間間隔の間、実質的に一定の電流でキャパシタからエネルギーを解放するように構築される昇圧コンバータと、昇圧コンバータに結合され、二相電圧波形で実質的に一定の電流を患者に適用するために構築されたＨブリッジ回路とを含む。当該方法は、治療量のエネルギーと実質的に等しい量のエネルギーをキャパシタに蓄積することと、キャパシタに結合される昇圧コンバータを使用して、ある時間間隔の間に相対的に一定の電流にて上記量のエネルギーを解放することと、昇圧コンバータに結合されるＨブリッジ回路を使用して、上記量のエネルギーの部分を患者へとある方向に送達することとを含む。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者負荷に治療量のエネルギーを送達するシステムであって、
前記治療量のエネルギーと実質的に等しい定格エネルギー蓄積容量を有するキャパシタと、
前記キャパシタに結合され、ある時間間隔の間、実質的に一定の電流にて前記キャパシタからエネルギーを解放するように構築される昇圧コンバータと、
前記昇圧コンバータに結合され、前記実質的に一定の電流を前記患者負荷に二相電圧波形で適用するように構築されるＨブリッジ回路とを含む、システム。
【請求項２】
前記昇圧コンバータは、
キャパシタに結合されるインダクタと、
電流感知ネットワークと、
前記インダクタと前記電流感知ネットワークとの間に結合されるソリッドステートスイッチとを含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項３】
前記昇圧コンバータはさらに、前記ソリッドステートスイッチおよび前記電流感知ネットワークに結合され、前記ソリッドステートスイッチをサイクル動作させるように構築されるコントローラ回路を含む、請求項２に記載のシステム。
【請求項４】
前記電流感知ネットワークは、電流プロファイルを受け取り、かつ、前記ソリッドステートスイッチから受け取られた電流と前記電流プロファイルを比較するように構築される、請求項２または３に記載のシステム。
【請求項５】
前記Ｈブリッジ回路は、複数のスイッチを含み、前記複数のスイッチの各々は、当該スイッチを制御し、かつ、第１の位相と第２位相とを有する位相プロファイルを受け取るように構築される回路を含む、請求項１に記載のシステム。
【請求項６】
前記Ｈブリッジ回路はさらに、前記位相プロファイルを反転させるように前記複数のスイッチの少なくとも２つに結合されるインバータを含む、請求項５に記載のシステム。
【請求項７】
前記複数のスイッチの少なくとも２つのスイッチは、前記第１の位相の間に開状態にあるように構成され、前記第２の位相の間に閉状態にあるように構成される、請求項５または６に記載のシステム。
【請求項８】
前記昇圧コンバータ回路はさらに、前記キャパシタ上の電圧降下と、上記時間間隔に亘る前記患者負荷における変動とを補償するように構築される、請求項１に記載のシステム。
【請求項９】
前記治療量のエネルギーおよび前記時間間隔は、心臓が細動している患者を細動除去するよう選択される、請求項１〜３、５〜６および８のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項１０】
前記治療量のエネルギーおよび前記時間間隔は、心臓がペーシングインパルスを必要とする患者をペーシングするように選択される、請求項１〜３、５〜６および８のいずれか１項に記載のシステム。
【請求項１１】
患者負荷に治療量のエネルギーを送達する方法であって、
前記治療量のエネルギーと実質的に等しい量のエネルギーをキャパシタに蓄積することと、
前記キャパシタに結合される昇圧コンバータを使用して、ある時間間隔の間に相対的に一定の電流にて前記量のエネルギーを解放することと、
前記昇圧コンバータに結合されるＨブリッジ回路を使用して、前記量のエネルギーの第１の部分を前記患者負荷へ第１の方向に送達することとを含む、方法。
【請求項１２】
前記方法はさらに、前記Ｈブリッジ回路を使用して、前記患者負荷へ第２の方向に前記量のエネルギーの第２の部分を送達することを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１３】
蓄積された前記量のエネルギーを解放することは、
前記キャパシタに結合されるインダクタにエネルギーを移動させることと、
前記インダクタと電流感知ネットワークとの間に結合されるソリッドステートスイッチを通る電流の量を感知することとを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項１４】
前記量のエネルギーを解放することは、前記ソリッドステートスイッチおよび前記電流感知ネットワークに結合されるコントローラ回路を使用して、前記ソリッドステートスイッチをサイクル動作させることをさらに含む、請求項１３に記載の方法。
【請求項１５】
前記量のエネルギーを解放することは、電流プロファイルを受け取り、かつ、前記電流感知ネットワークを使用して、前記ソリッドステートスイッチを通る電流の量と前記電流プロファイルを比較することとをさらに含む、請求項１３または１４に記載の方法。
【請求項１６】
前記Ｈブリッジ回路は複数のスイッチを含み、前記量のエネルギーの第１の部分を第１の方向に送達し、前記量のエネルギーの第２の部分を第２の方向に送達することは、前記複数のスイッチを制御することを含む、請求項１２に記載の方法。
【請求項１７】
前記複数のスイッチを制御することは、第１の位相および第２の位相を有する位相プロファイルを受け取ることを含む、請求項１６に記載の方法。
【請求項１８】
前記複数のスイッチを制御することはさらに、前記第１の位相から前記第２の位相までの前記位相プロファイルにおける変化の受け取りに応答して、前記複数のスイッチの少なくとも４つのスイッチの状態を変更することを含む、請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
前記量のエネルギーを解放することは、前記キャパシタ上での電圧降下と、前記時間間隔に亘る患者負荷インピーダンスにおける変化とを補償することを含む、請求項１１に記載の方法。
【請求項２０】
心臓が細動している患者を細動除去するよう前記治療量のエネルギーおよび前記時間間隔を決定することをさらに含む、請求項１１〜１４および１６〜１９のいずれか１項に記載の方法。
【請求項２１】
心臓がペーシングインパルスを必要とする患者をペーシングするよう前記治療量のエネルギーおよび前記時間間隔を決定することをさらに含む、請求項１１〜１４および１６〜１９のいずれか１項に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
関連出願
この出願は、米国特許法第１１９条（ｅ）に基づき、ここで本願明細書において全文参照により援用される、２０１２年８月２０日に出願された「負荷に直線二相電力波形を適用するための方法および装置（METHOD AND APPARATUS FOR APPLYING A RECTILINEAR BIPHASIC POWER WAVEFORM TO A LOAD）」という名称を有する米国仮特許出願連続番号第６１／６９１，１３７号に対して優先権を主張する。
【０００２】
背景
１．分野
実施形態の局面は一般に、安全な電力レベルを超えることなく、選択されたエネルギーインパルスを負荷に適用するための方法および装置に関する。より特定的には、実施形態の局面は、治療医療目的のために患者に電気エネルギーインパルスを適用することに関する。さらに特定的には、実施形態の局面は、心臓細動除去器および／またはペーシング装置に使用されるような方法および装置に関する。
【背景技術】
【０００３】
２．関連技術の議論
現在の細動除去器技術は、たとえば１０ミリ秒に時間決めされた所望の大きさの直線二相エネルギーインパルスを患者に適用するように準備される受動エネルギー蓄積要素であるキャパシタに電気エネルギーを蓄積する。公知の細動除去器では、エネルギーは、エネルギーインパルスの最初の６ミリ秒の間、第１の位相すなわち第１の方向でキャパシタから患者を通過する電流として適用され、次いで、エネルギーインパルスの残りの４ミリ秒の間、第１の位相とは反対の位相、すなわち、第１の方向とは反対の第２の方向においてキャパシタから患者を通過する電流として適用される。キャパシタは、広範囲の患者および動作条件、特にエネルギーがキャパシタから移動される際に生じる電圧降下に対応するために、所望のエネルギーの送達を作り出すために必要とされるエネルギーのレベルよりも高いエネルギーのレベルまで充電される。上記の公知の細動除去器は、抵抗器ネットワークを組み込んでおり、安全な電力レベルを超過する電力レベルが患者において放散することをセンサが検出すると、患者に送達されることから電流の一部を転換することによって過剰なエネルギーが抵抗器ネットワークの中へと放散される。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【０００４】
概要
実施形態のある局面に従うと、電気的な負荷を示す患者を治療するよう治療量のエネルギーを送達するために直線二相電力波形を適用する方法が提供される。上記方法は、治療量のエネルギーと実質的に等しくかつ治療量のエネルギーを実質的に超えない量のエネルギーをキャパシタに蓄積するステップと、昇圧コンバータを使用して、制御された態様で、患者によって示される負荷を通るように第１の方向に第１の間隔の間に蓄積されたエネルギーを解放するステップとを含む。上記方法はさらに、患者によって示される負荷を通るように第２の方向に第２の間隔の間に、蓄積されたエネルギーを解放するステップを含んでもよい。また上記方法はさらに、患者によって示された負荷が約２５Ωと２００Ωとの間にある場合に所定の最大安全電力レベルを超過することなく組み合わせられる第１の間隔および第２の間隔に亘って、蓄積されたエネルギーを実質的に使い尽くすステップを含んでもよい。また上記方法はさらに、蓄積されたエネルギーの部分をキャパシタからインダクタに解放するステップと、蓄積されたエネルギーの部分をインダクタから負荷に解放するステップと、負荷へのエネルギーの実質的に均一なフローを作り出すよう、交互のシーケンスでインダクタおよび負荷への上記エネルギーの部分の解放を制御するステップとを含む。実施形態の他の局面に従うと、治療量のエネルギーおよび第１の間隔は、心臓がペーシングインパルスを必要とする患者をペーシングするように選択される。実施形態のさらに他の局面に従うと、治療量のエネルギーおよび第１の間隔は、心臓が細動している患者を細動除去するように選択される。
【０００５】
別の実施形態の局面に従うと、電気的な負荷を示す患者を治療するよう治療量のエネルギーを送達するために直線二相電力波形を適用するためのシステムが提供される。当該システムは、治療量のエネルギーと実質的に等しい定格エネルギー蓄積容量を有するキャパシタと、キャパシタ上に蓄積されたエネルギーの減少によりキャパシタの両端の電圧が降下する間、実質的に一定の電流としてキャパシタからエネルギーを供給するように構築および構成された昇圧コンバータと、直線二相電力波形で患者に電流を適用するように構築および構成されるＨブリッジ回路とを含む。上記システムはさらに、第１および第２の間隔の組み合わせの１０ミリ秒間制御するコントローラを含み得、第１の間隔は６ミリ秒である。
【０００６】
ある実施形態の局面に従うと、患者負荷に治療量のエネルギーを送達するシステムが提供される。上記システムは、治療量のエネルギーと実質的に等しい定格エネルギー蓄積容量を有するキャパシタと、キャパシタに結合されるとともに、ある時間間隔の間、実質的に一定の電流でキャパシタからエネルギーを解放するように構築される昇圧コンバータと、昇圧コンバータに結合されるとともに、二相電圧波形で実質的に一定の電流を患者負荷に適用するように構築されるＨブリッジ回路とを含む。
【０００７】
ある実施形態に従うと、上記昇圧コンバータは、キャパシタに結合されるインダクタと、電流感知ネットワークと、インダクタと電流感知ネットワークとの間に結合されるソリッドステートスイッチとを含む。上記昇圧コンバータはさらに、ソリッドステートスイッチおよび電流感知ネットワークに結合され、ソリッドステートスイッチをサイクル動作させるように構築されるコントローラ回路を含んでもよい。実施形態の他の局面に従うと、電流感知ネットワークは、電流プロファイルを受け取り、かつ、ソリッドステートスイッチから受け取られた電流と電流プロファイルを比較するように構築される。
【０００８】
ある実施形態に従うと、Ｈブリッジ回路は、複数のスイッチを含み、複数のスイッチの各々は、スイッチを制御し、かつ、第１の位相と第２位相とを有する位相プロファイルを受け取るように構築される回路を含む。実施形態の他の局面に従うと、Ｈブリッジ回路はさらに、位相プロファイルを反転させるように複数のスイッチの少なくとも２つに結合されるインバータを含み得る。複数のスイッチの少なくとも２つのスイッチは、第１の位相の間に開状態にあるように構成され、第２の位相の間に閉状態にあるように構成されてもよい。
【０００９】
ある実施形態に従うと、昇圧コンバータ回路はさらに、キャパシタ上の電圧降下と、上記時間間隔に亘る患者負荷における変動とを補償するように構築される。ある実施形態に従うと、治療量のエネルギーおよび時間間隔は、心臓が細動している患者を細動除去するように選択される。ある実施形態に従うと、治療量のエネルギーおよび時間間隔は、心臓がペーシングインパルスを必要とする患者をペーシングするように選択される。
【００１０】
ある実施形態の局面に従うと、患者負荷に治療量のエネルギーを送達する方法が提供される。上記方法は、キャパシタにおいて治療量のエネルギーと実質的に等しい量のエネルギーを蓄積することと、キャパシタに結合される昇圧コンバータを使用して、ある時間間隔の間に、相対的に一定の電流で上記量のエネルギーを解放することと、昇圧コンバータに結合されるＨブリッジ回路を使用して、上記量のエネルギーの第１の部分を患者負荷へ第１の方向に送達することとを含む。ある実施形態に従うと、上記方法はさらに、Ｈブリッジ回路を使用して、患者負荷へ第２の方向に上記量のエネルギーの第２の部分を送達することを含む。
【００１１】
ある実施形態に従うと、上記量の蓄積されたエネルギーを解放することは、キャパシタに結合されるインダクタにエネルギーを移動させ、インダクタと電流感知ネットワークとの間に結合されるソリッドステートスイッチを通る電流の量を感知することを含む。ある実施形態に従うと、上記量のエネルギーを解放することは、ソリッドステートスイッチおよび電流感知ネットワークに結合されるコントローラ回路を使用して、ソリッドステートスイッチをサイクル動作させることを含む。ある実施形態に従うと、上記量のエネルギーを解放することは、電流プロファイルを受け取り、かつ、電流感知ネットワークを使用して、ソリッドステートスイッチを通る電流の量と電流プロファイルを比較することとをさらに含む。
【００１２】
ある実施形態に従うと、Ｈブリッジ回路は複数のスイッチを含み、上記量のエネルギーの第１の部分を第１の方向に送達し、上記量のエネルギーの第２の部分を第２の方向に送達することは、複数のスイッチを制御することを含む。ある実施形態に従うと、複数のスイッチを制御することは、第１の位相および第２の位相を有する位相プロファイルを受け取ることを含む。実施形態の他の局面に従うと、複数のスイッチを制御することはさらに、第１の位相から第２の位相までの位相プロファイルにおける変化の受け取りに応答して、複数のスイッチの少なくとも４つのスイッチの状態を変更することを含む。
【００１３】
ある実施形態に従うと、上記量のエネルギーを解放することは、キャパシタ上での電圧降下と、時間間隔に亘る患者負荷インピーダンスにおける変化とを補償することを含む。ある実施形態に従うと、上記方法は、心臓が細動している患者を細動除去するよう治療量のエネルギーおよび時間間隔を決定することをさらに含む。ある実施形態に従うと、上記方法は、心臓がペーシングインパルスを必要とする患者をペーシングするよう治療量のエネルギーおよび時間間隔を決定することをさらに含む。
【００１４】
さらに別の実施形態の局面に従うと、電荷蓄積装置上の電圧が降下する間に、電荷蓄積装置から患者負荷までの対象の電力フローを維持する方法は、電力フローを維持するために、電荷蓄積装置と患者負荷との間に昇圧コンバータを挿入することを含む。上記方法はさらに、電荷蓄積装置上の電圧降下を補償するとともに患者負荷インピーダンスにおける変化を時間に亘って補償するよう、昇圧コンバータによって送達される電流を制御することを含んでもよい。
【００１５】
添付の図面は、尺度決めされて描かれることは意図されない。図面において、さまざまな図において示される同一またはほぼ同一の各構成要素は、同様の数字によって表わされる。明瞭さのために、すべての図面においてすべての構成要素が標識付けされるわけではない。
【図面の簡単な説明】
【００１６】
【図１】電気的な負荷を示す患者を治療するよう治療量のエネルギーを送達するために直線二相電力波形を送達するための回路の概略図である。
【図２】患者負荷が２５Ωである場合での、ある期間に亘る図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【図３】患者負荷が５０Ωである場合での、ある期間に亘る図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【図４】患者負荷が１００Ωである場合での、ある期間に亘る図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【図５】患者負荷が１５０Ωである場合での、ある期間に亘る図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【図６】患者負荷が２００Ωである場合での、ある期間に亘る図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【図７Ａ】患者の身体にさまざまな異なる細動波形を送達するよう図１の回路と共に使用され得るさまざまな電流プロファイルおよび位相プロファイルを示す図である。
【図７Ｂ】患者の身体にさまざまな異なる細動波形を送達するよう図１の回路と共に使用され得るさまざまな電流プロファイルおよび位相プロファイルを示す図である。
【図７Ｃ】患者の身体にさまざまな異なる細動波形を送達するよう図１の回路と共に使用され得るさまざまな電流プロファイルおよび位相プロファイルを示す図である。
【図７Ｄ】患者の身体にさまざまな異なる細動波形を送達するよう図１の回路と共に使用され得るさまざまな電流プロファイルおよび位相プロファイルを示す図である。
【図７Ｅ】患者の身体にさまざまな異なる細動波形を送達するよう図１の回路と共に使用され得るさまざまな電流プロファイルおよび位相プロファイルを示す図である。
【図７Ｆ】患者の身体にさまざまな異なる細動波形を送達するよう図１の回路と共に使用され得るさまざまな電流プロファイルおよび位相プロファイルを示す図である。
【図８】図１の回路のＨブリッジサブ回路において使用されるスイッチのための駆動回路の概略図である。
【図９】患者負荷が２５Ωである場合における、ペーサーモードのためにプログラムされる際の図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【図１０】患者負荷が３００Ωである場合における、ペーサーモードのためにプログラムされる際の図１の回路によって作り出される電気的な波形のグラフである。
【発明を実施するための形態】
【００１７】
詳細な説明
この発明はその適用において、以下の説明に記載されるかまたは図面に示される構造の詳細および構成要素の配置に限定されない。本発明は、他の実施形態が可能であり、さまざまな態様で実施または実行可能である。さらに、本願明細書において使用される語法および用語は、説明目的のためであり、限定的であるとみなされるべきでない。「含む」、「備える」、「有する」、「含有する」、「伴う」、およびそれらのバリエーションの本願明細書における使用は、その後に述べられる項目と、その同等物と、付加的な項目とを包含するよう意図される。
【００１８】
背景のセクションにおいて示されたように、細動除去器は、安全な電力レベルを超過せずに所望量のエネルギーを患者に送達する装置である。エネルギーは、単純にある期間に亘って負荷に送達される電力である。
【００１９】
【数１】
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【００２０】
式中、Ｐは電力（単位はワット）を表わし、Ｅはエネルギー（単位はジュール）を表わし、ｔはエネルギーが送達される期間（単位は秒）を表わす。シンプルな抵抗型負荷、すなわち、電圧が加えられる際に電流のフローに抵抗する負荷において電気エネルギーが放散される場合、電力は、負荷の両端の電気的な圧力の大きさである負荷に加えられる電圧と、負荷を通る電荷の運動の大きさである負荷を通る電流とで表現され得る。電力は、
【００２１】
【数２】
2015526193.tif 000004
【００２２】
であり、式中、Ｖは電圧（単位はボルト）を表わし、Ｉは電流（単位はアンペア）を表わし、Ｒは負荷の抵抗（単位はオーム）を表わす。
【００２３】
細動除去器は、電荷として、キャパシタ上に所望量の電気エネルギーを蓄積する。キャパシタに電荷を蓄積することによって、キャパシタの端子の両端に電圧が現われる。細動除去器のユーザが患者に治療ショックを適用すると、キャパシタに蓄積された電気エネルギーは、エネルギーが放散するシンプルな抵抗型負荷を身体が実質的に提供する患者を通るように解放される。キャパシタが負荷にエネルギーを供給すると、キャパシタ上の電荷は減少するので、キャパシタの両端に現われる電圧も減少する。電圧が減少または降下すると、負荷を通る電流も減少する。上で与えられた電力の定義にいずれかを適用して、キャパシタ上の電荷が患者に電流を供給することにより失われるとキャパシタ上の電圧が降下するので、規定された大きさＥ０の治療ショックの開始時にキャパシタによって送達される電力Ｐ０が、治療ショックの終了時にキャパシタによって送達される電力ＰＮより大きいということが観察される。
【００２４】
従来、電圧降下に対応するために、所望のエネルギーインパルスが送達されるまで一定の所望の最大電力レベルを送達する間、キャパシタのサイズは、エネルギーインパルスの終了時にて、最悪の場合の負荷に所望のエネルギーインパルスを提供するために選択される。これらの目的のために、最悪の場合の負荷は、エネルギーインパルスの間に一定の電力レベルを維持するようより大きな電流を必要とするので、予期された抵抗範囲の下端にある負荷であると考えられ得る。このような設計は、所望のエネルギーインパルスを産出するレベルまで充電されると、エネルギーインパルスの最初の部分の間に患者において所望の電力レベルを超過する電力レベルを放散させるキャパシタを必要とする。以前に説明されたように、超過した電力送達の間、超過したエネルギーは抵抗器へと単に放散し、負荷すなわち患者に送達される電力を所望の最大レベルにまで低減し、これにより、電力が消費されるとともに、エネルギーが放散抵抗器へとダンプされて回収または別の態様で治療の使用に供されなくなるので定格エネルギー蓄積容量が最大エネルギー送達要件より大きいキャパシタの使用が必要とされる。
【００２５】
定格エネルギー蓄積容量が最大エネルギー送達要件より大きいキャパシタを使用することはいくつかの観点から不利である。所与のキャパシタ技術については、蓄積容量がより大きくなると、より大きなサイズおよび／または重量が必要となる。物理的により大きなキャパシタは、機器がより大きく構築されてしまい輸送するのがより難しくなるので、特にポータブル機器で使用するために望ましくない。サイズおよび重量のファクタは、自分で完全に歩行可能でない場合がある患者が着用、搬送、または携帯するよう意図される機器には禁止的であることが証明され得る。さらに、上述したように浪費されるがそれでもまだキャパシタ上に蓄積されるエネルギーによって、キャパシタにエネルギーを配置する充電回路に必要な充電時間および性能特性が増大する。
【００２６】
たとえば、背景セクションで記載された、超過エネルギーが放散抵抗器へと放散される従来の細動除去器においては、必要とされる最小のエネルギー定格が約３８１ジュールであるキャパシタが使用される。最大エネルギーショックについて好ましい状況下（すなわち１６１Ωのインピーダンスを示す患者への２００ジュールセッティング）では、キャパシタの必要とされる最小エネルギー定格の約６９％が患者に送達される。より高いインピーダンス患者の場合には、エネルギー利用は、１７５Ωのインピーダンスを示す患者の場合に６７％までわずかに減少し、２００Ωのインピーダンスを示す患者の場合には６３％まで減少する。エネルギー利用の減少は、主として放散抵抗器に放散されたエネルギーによって、インピーダンスがより低い患者にはより厳しくなる（たとえば２５Ωインピーダンスを示す患者の場合には３７％であり、１５Ωインピーダンスを示す患者の場合には２１％）。このような従来の細動除去器での使用に有効化された物理的に最も小さなキャパシタの１つは、重さが約１０ｏｚ（２８３．５グラム）であり、体積が約２０ｉｎ３（３２７．７ｃｍ３）である。
【００２７】
実施形態の局面に従うと、昇圧コンバータは、一定の電流の送達を制御および規制するよう用いられ、これにより、所望のエネルギーインパルスの送達の間に電力放散レベルが一定になる。要約すると、昇圧コンバータは、最初はキャパシタから実質的に一定の電流としてエネルギーを蓄積するインダクタまで、次いで、当該インダクタから患者まで、全部の所望のエネルギーインパルスを送達するための時間と比較すると非常に短いバーストでエネルギーを移動させる。インダクタを通る電流への変化に抵抗する傾向があるインダクタの固有の電気的特性によりインダクタによって患者に送達された電流は実質的に一定であるので、上に与えられた電力の定義に従って、一定の最大の所望の電力レベルが患者において放散する。ここで、実施形態の局面を組み込む細動除去器の昇圧コンバータ回路がより詳細に記載される。
【００２８】
まず、基本的な昇圧コンバータ回路が図１に関連して記載される。昇圧コンバータ回路１００は、ノードが負荷１０２に接続されると、その出力ノード１０１にて実質的に一定の電流を提供する。回路１００は、患者の負荷への放電が引き起こされるまで所望のインパルスのためのエネルギーが保持される蓄積キャパシタ１０３と、放電が引き起こされると蓄積キャパシタ１０３から電流を受け取るよう接続されたインダクタ１０４と、電流放電の反転に対して保護するダイオード１０５と、随意に平滑キャパシタ１０６と、下に列挙される制御要素と含む。蓄積キャパシタ１０３にエネルギーを供給するよう、バッテリまたは他のＤＣ電源（図示せず）のような充電回路が、たとえばリレーを介して蓄積キャパシタ１０３に結合される。蓄積キャパシタ１０３の端子は、インダクタ１０４の第１の端子に電気的に結合されており、当該第１の端子は、図１において、抵抗器１０４ｒと直列に結合されたインダクタ１０４ｌとしてモデル化される。インダクタ１０４の第２の端子は、ダイオード１０５のアノードに電気的に結合され、ダイオード１０５のカソードは、随意の平滑キャパシタ１０６の第１の端子と出力ノード１０１とに電気的に結合される。
【００２９】
キャパシタエネルギー方程式Ｅ＝１／２ＣＶ２に従って、約１２１８Ｖまで充電される、図１に示されるように２７０μＦの例示的なキャパシタ１０３は、例示的な治療ショックのための２００ジュールを蓄積する。１０ミリ秒のインパルスに亘って２００ジュールを送達することは、２０ｋＷの実質的に一定の瞬時電力を負荷１０２に送達することを必要とする。負荷１０２が２５Ωである場合、電力方程式Ｐ＝Ｉ２Ｒは、２８Ａの電流を必要とする一方、２００Ωの負荷１０２は１０Ａの電流を必要とする。インダクタ１０４のサイズは、患者の負荷１０２に所望の電力レベルを送達する間に実質的な電流降下を防止するようなサイズである。図１に示される１ｍＨインダクタ１０４は、図２−図６において以下に示されるように所望の結果を作り出す。一実施形態に従うと、インダクタ１０４は、自己インダクタンスを最適化するように寸法決めされた飽和可能でない１ｍＨリッツ線空心コイルであり得る。
【００３０】
キャパシタエネルギー蓄積性能の１００％の利用が理論上の目標であるが、以下の表Ｉによると、関連付けられる実際の損失を有する実際的な回路素子が達成するのは幾分低い利用率である。図２−図６に示されるとともに以下に議論されるシミュレーションは、キャパシタ１０３のキャパシタンスが２７０μＦであり初期の蓄積エネルギーが３０５ジュールであることを想定する。
【００３１】
【表１】
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【００３２】
最小エネルギー定格が３８１ジュールである蓄積キャパシタを使用する従来の細動除去器に対する比較して、本発明の実施形態は、患者に同様の量のエネルギーを提供しつつ、約２０％低い最小のエネルギー定格（たとえば３０５ジュール）を有する蓄積キャパシタの使用を可能にする。結果として、本発明の実施形態と共に使用される蓄積キャパシタ１０３のサイズおよび重量は、従来の細動除去器において使用される蓄積キャパシタに対して約２０％低減され得る。従来の細動除去器において使用される放散抵抗器およびそれらに関連付けられるシャンティング装置と、生成された熱を放散させるのに必要とされる熱管理機構のいずれかとについての必要性を除去することにより、サイズおよびコストのさらなる効率性が提供される。
【００３３】
ＵＣ３８４２電流モードＰＷＭコントローラとして便宜上モデル化された特殊コントローラ回路１０７の制御出力は、高電圧および高電流のソリッドステートスイッチ１０８の制御入力に接続され、ソリッドステートスイッチ１０８は、インダクタ１０４の第２の端子と電流感知ネットワーク１０９との間に結合される。ソリッドステートスイッチ１０８は、図１に示されるようなＩＧＢＴか、または、サイリスターのような別のタイプの高電圧および高電流のソリッドステートスイッチであり得る。本発明の実施形態は、他のタイプのコントローラ回路および他のタイプの高電流のスイッチが代替的に使用され得るので、ＰＷＭコントローラの特定タイプの使用または特定タイプの高電流ソリッドステートスイッチに限定されないということが理解されるべきである。スイッチ１０８を通じて引き抜かれた電流は、電流感知ネットワーク１０９によって測定され、所望の電流プロファイル１１０と比較され、その結果がコントローラ回路１０７に入力として提供される。上で説明したように、電流が累乗の法則によって直接的に瞬時電力に関係付けられるので、所望の電流について制御することはさらに、所望の瞬時電力レベルについて制御する。
【００３４】
患者１０２によって示された負荷は、Ｈブリッジ構造を通じて出力ノード１０１に接続され、これにより、所望の時間に所望の方向に患者を通るように電流が流れる。Ｈブリッジは、４つのＨブリッジスイッチ１１１を含んでおり、各Ｈブリッジスイッチ１１１ａ、１１１ｂ、１１１ｃ、１１１ｄは、それぞれのスイッチングトランジスタ１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃ、１１６ｄと、各々に関連付けられるそれぞれの制御回路１１７ａ、１１７ｂ、１１７ｃ、１１７ｄとを含む。スイッチングトランジスタは、絶縁ゲートバイポーラトランジスタ（ＩＧＢＴ）、金属酸化膜半導体電界効果トランジスタ（ＭＯＳＦＥＴ）、シリコン制御整流素子（ＳＣＲ）、または、利用可能であり得る他の高電流スイッチング装置であり得る。例示的な実施形態において、モデル化の目的だけのために、チャネルＡ入力１１２ＡおよびチャネルＢ入力１１２Ｂを有するオシロスコープ１１２が含まれている。チャンネルＡ，１１２Ａは、スイッチ１０８を通る電流のインパルスを監視し、チャネルＢ，１１２Ｂは、患者の負荷１０２の両端の電圧を監視する。チャネルＡ，１１２ＡおよびチャネルＢ，１１２Ｂによって作り出されるトレースが図２に示され、次いで、図１の回路の動作の説明において参照される。
【００３５】
図１の回路は、図２に示されるように、２５Ωの患者負荷１０２に２００ジュールの細動除去ショックを供給するために以下のように動作する。蓄積キャパシタ１０３はまず、充電回路（図示せず）によって、約２００ジュールの電気エネルギーが充電される。インダクタ１０４ｒおよび他の位置における寄生抵抗を含む、患者に電荷を送達する回路の全体にわたる寄生抵抗により、小さな寄生損失が存在する。寄生抵抗が無視可能である場合、約２００ジュール以下がキャパシタに蓄積される必要があるが、寄生抵抗が無視できない場合、蓄積キャパシタ１０３は、所望の２００ジュールの電気エネルギーを超える、最悪の場合の条件下で寄生抵抗において放散されたエネルギーを構成するのにちょうど十分である小さな超過を保持するべきである。他のショックエネルギー（すなわち２００ジュール以外）が、当業者には公知であるように、提供され得るということが理解されるべきである。
【００３６】
一実施形態によると、ソリッドステートスイッチ１０８が開状態、かつ、Ｈブリッジスイッチ１１１ａ−ｄが開状態で、動作が開始される。治療ショックが引き起こされると、Ｈブリッジスイッチの対、たとえば１１１ａ，１１１ｃが閉じられ、電流が患者負荷１０２を流れ始める。その後、電流はインダクタ１０４において増加する。図２に示されるように、線２００によって示されるように、この初期期間２０１の間、スイッチ１０８を通る電流は０である。次に期間２０２の間、コントローラ回路１０７はスイッチ１０８をオンおよびオフするサイクル動作をさせ始め、これにより、電流がスイッチ１０８を流れることが可能になる。スイッチ１０８が閉じられており、かつ、コントローラ回路１０７が所望の電流またはそれ以上がスイッチ１０８を通って流れていることを検出すると、コントローラ回路１０７は再びスイッチ１０８を開くようソリッドステートスイッチ１０８に制御信号を供給し、これにより、電流がインダクタ１０４を通って患者負荷１０２に流れることが可能になる。一定間隔で、コントローラ１０７は、スイッチ１０８を閉じ、所望のレベルまで電流が増加するのをチェックし、その時点で、制御信号は再びスイッチ１０８を開く。
【００３７】
各サイクルの間、期間２０２中において、電流感知ネットワーク１０９の出力から、コントローラ回路１０７が、正しい電流レベルに到達または超過したと決定すると、スイッチを開くよう制御信号がソリッドステートスイッチ１０８に適用され、電流が、蓄積キャパシタ１０３に蓄積されたエネルギーからインダクタ１０４および患者負荷１０２を通って流れることを可能にする。電流が患者を通るよう流れ始めると、線２１０によって図２に示された電圧が患者の両端に現われ、これにより、インダクタ１０４における電流が減衰し始めるので、コントローラ回路１０７は再びソリッドステートスイッチ１０８を閉じて、インダクタに蓄積される電流を増加させることによりサイクルを再び始める。治療ショックの間に何度も上記のサイクルを繰り返すことによって、蓄積キャパシタ１０３上に蓄積されるエネルギーが、患者において最大の許容可能な定格消費電力レベルを超えることなく、患者に供給される。いくつかの実施形態に従うと、患者に適用されるべき所望の波形は、ある間隔の後、極性を反転するということが分かった。したがって、Ｈブリッジスイッチは、治療ショックサイクルへと約６ミリ秒で、スイッチ１１１ａおよび１１１ｃの閉じられた対を開き、スイッチ１１１ｂおよび１１１ｄの開かれた対を閉じるように所望の位相プロファイル１２０によって制御され、適用されるショック２１１の極性を反転する。なお、スイッチ１１１ａおよび１１１ｃは、Ｈブリッジ構造の短絡を回避するよう、スイッチ１１１ｂおよび１１１ｄを閉じる前に開かれる。患者負荷１０２に適用された電流の大きさ（および患者負荷１０２の両端に生じる電圧）は、極性反転２１１および２１３の間に実質的に変化しない。
【００３８】
図３、図４、図５および図６に示されるように、上記動作は、５０Ω、１００Ω、１５０Ωおよび２００Ωの抵抗値を示す患者について、同様である。負荷１０２における変動は、治療ショック波形、すなわち波形の全体的な形状、について減衰特性が異なることになるとともに、所望のように２００ジュールのインパルスが適用されるように患者の電圧が異なることになる。図３、図４、図５および図６の各々において、図２の要素に対応する要素を示す参照番号は、当該図の番号に対応する１００の位を除いて、対応する。たとえば、図２の線２００は、図３の線３００に対応するが、異なる患者負荷１０２についてである。
【００３９】
図２に示されるように、２５Ωの患者負荷１０２の場合、患者電圧２１０の絶対値は、約１．５ｋＶのピークと５００Ｖとの間で変化する。５０Ωの患者負荷１０２の場合、患者電圧３１０の絶対値は、図３に示されるように、はるかに平坦な形状を有する。それは約２ｋＶのピークに達するが、インパルスのほとんどの間約１．２ｋＶのままであり、最終的にちょうど１．０ｋＶ未満まで漸減する。図４に示されるように、１００Ωの患者負荷１０２の場合、患者電圧４１０の絶対値はさらに平らな形状を有する。また、それは約２ｋＶのピークに達するが、インパルスのほとんどの間約１．５ｋＶのままであり、最終的に約１．２ｋＶ未満まで漸減する。１５０Ωの患者負荷１０２の場合、患者電圧５１０の絶対値は、図５に示されるように、かなり平坦な形状を有する。それは約２ｋＶのピークに達するが、ほとんど全インパルスの間、約１．８ｋＶのままである。２００Ωの患者負荷１０２の場合、患者電圧６１０の絶対値はかなり平坦な形状を有する。それは、図６に示されるように、約２ｋＶのピークに達するが、ほとんど全インパルスの間、約１．８ｋＶのままである。
【００４０】
実際的なシステムにおいては、ある期間の間に患者に実質的に一定のエネルギーを送達することが好ましい。したがって、２００ジュールの治療ショックが１０ミリ秒の期間内に送達されることが望ましい場合、コントローラ回路１０７は、２０Ｊ／ミリ秒を送達するインダクタ１０４における電流レベルを得るように設計またはプログラムされる。電流感知ネットワーク１０９、所望の電流プロファイル１１０およびソリッドステートスイッチ１０８に関するコントローラ回路１０７は、２０Ｊ／ミリ秒レベルまたは所望の他のレベルまたは波形を制御および維持するフィードバックループを形成する。治療ショックが完了した後は、超過のエネルギーがダンプされず、蓄積キャパシタ１０３に残留エネルギーが残らないことが望ましいので、以下に説明される寄生損失を除いて、蓄積キャパシタ１０３は、２００ジュールの定格エネルギー蓄積容量を有する必要があるだけである。
【００４１】
図７Ａ−図７Ｆは、図１の昇圧コンバータ回路１００が、患者に適用される細動除去波形の形状および／または位相を制御するように使用され得る態様を示す。図１に関して上述したように、スイッチ１０８を通じて引き抜かれる電流は、電流感知ネットワーク１０９によって測定され、所望の電流プロファイル１１０と比較され、コントローラ回路１０７に入力として提供される。この比較は、図１に示される回路において、コンパレータとして構成されたオペアンプ１１８によって行なわれる。所望の電流プロファイル１１０の形状および振幅を制御することにより、所望の振幅および所望の形状の波形は患者負荷１０２に送達され得る。
【００４２】
たとえば、図７Ａに示されるように、約２２Ａの電流レベルに対応するとともに約４０Ａに対応するレベルに徐々に増加するステップインパルスを有する電流プロファイル１１０が、図３−図６に示される電流および電圧波形を提供するように用いられ得る。電流プロファイル１１０は継続時間が約１０ミリ秒であり、電流が０である（図３−図６において期間３０１、４０１、５０１および６０１に対応する）初期期間または領域１１０ａを含み、その後には約２２Ａに対応するステップインパルス（領域１１０ｂ）が続く。約１ミリ秒で、電流プロファイル１１０は、約２４Ａに対応する値に直線的に増加する（領域１１０ｃ）。電流プロファイル１１０は、約２ミリ秒（領域１１０ｄ）の間、約２４Ａに対応するレベルにあるままであり、次いで、約４０Ａに対応するレベルに線形に増加し（領域１１０ｅ）、その後、電流プロファイルが約１０ミリ秒で零電流レベル（領域１１０ｆ）に戻る。図３−図６に示される電流および電圧波形を生成するよう使用される電流プロファイル１１０の全体形状は、スイッチ１０８を通る電流のそれぞれのエンベロープまたはプロファイル３０３、４０３、５０３および６０３によって、各それぞれの図において示される。図３−図６において患者に適用された電圧波形３１０、４１０、５１０および６１０の違いは、主として患者負荷１０２の違いによる。図２に示される電流および電圧波形を生成するために使用される電流プロファイル１１０の全体形状が、スイッチ１０８を通る電流２００のエンベロープ２０３によって図２に示される。
【００４３】
患者に適用される細動波形の位相は、Ｈブリッジスイッチ１１１の各々に提供される所望の位相プロファイル１２０によって制御され得る。たとえば、図７Ｂは、図２−図６に示される波形の位相を制御するために使用され得る所望の位相プロファイル１２０を示す。示されるように、位相プロファイル１２０は最初に、時間０（またはその前）でハイ状態を取り、その後、６ミリ秒でロー状態へと変化する。図１に示された回路において、Ｈブリッジスイッチ１１１ａおよび１１１ｃの各々は位相プロファイル１２０を受け取る一方、Ｈブリッジスイッチ１１１ｂおよび１１１ｄの各々は位相プロファイル１２０の反転されたバージョンを受け取る。位相プロファイル１２０のハイ状態は、初期の６ミリ秒の間にＨブリッジスイッチ１１１ａおよび１１１ｃの各々を完全に閉じるとともにスイッチ１１１ｂおよび１１１ｄの各々を完全に開位置に維持するよう、動作する。約６ミリ秒で、位相プロファイル１２０のレベルが変化し、これにより、Ｈブリッジスイッチ１１１ａおよび１１１ｃを完全に開き、スイッチ１１１ｂおよび１１１ｄを完全に閉じ、これにより、図２−図６の各々に示されるように、送達された電圧波形の極性を反転する。インバータ１１５の存在は、位相プロファイル１２０を反転させるだけでなく、Ｈブリッジスイッチ１１１ｂおよび１１１ｄの各々に提供された信号を遅延させるよう機能し、これにより、スイッチ１１１ａおよび１１１ｃが開いた後までこれらのスイッチが閉じられないことを保証することを補助する。必要ならば、付加的な遅延も提供され得る。Ｈブリッジスイッチ１１１ａ、１１１ｂ、１１１ｃ、１１１ｄの各々において用いられるスイッチングトランジスタ１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃおよび１１６ｄがリニアモードで動作すること可能である場合、位相プロファイル１２０のハイ状態およびロー状態は、熱的破壊を回避するために、スイッチングトランジスタが完全に導電する（オン）または完全に導電しない（オフ）ようであるべきである。
【００４４】
図７Ｃは、各位相の初期の部分に亘って０値から所望の電圧レベル（たとえば２００Ωの患者については約２ｋＶの振幅）まで漸近的に増加する二相電圧波形を生成するよう図１の昇圧コンバータ回路１００と共に使用され得る代替的な所望の電流プロファイル１１０を示す。図７Ｂに示されるものと同様の位相プロファイル１１０と組み合わされると、昇圧コンバータ回路１００は、図７Ｄに示されるものと同様に、細動電圧７１０を患者の身体に提供し得る。図７Ｄに示されるように、二相電圧波形７１０は、継続時間が約１０ミリ秒であり、約６ミリ秒で位相を切り替える。各位相の最初の数ミリ秒の間、患者の身体に加えられた電圧７１０は、（２００Ωの患者の場合）約２０００Ｖの振幅に漸近的に上昇する。図７Ｄに示される電圧波形７１０の形状を達成するために、平滑キャパシタ１０６（図１）は省略され得るか、または、値が０にセットされ得る。図７Ｄに示されたような上昇する漸近の電圧波形は、図２−図６の各々に示される電圧においてステップインパルスを回避することによって、細動除去の間に患者の心臓への外傷の量を低減し得る。
【００４５】
図７Ｅおよび図７Ｆは、図７Ａに関して上で論じられる電流プロファイル１１０と共に使用され得る代替的な位相プロファイルを示す。たとえば、図７Ｅは、１０ミリ秒の持続時間に亘る２つの対向する位相を有する所望の位相プロファイル１２０を示し、当該１０ミリ秒の持続時間において、対向する位相は持続時間が実質的に同じである（すなわち各々約５ミリ秒）。そのような位相プロファイルは、各方向に患者の心臓に送達される電荷の量をバランスするよう使用され得、これにより、患者の心臓への外傷を潜在的に低減する。図７Ｆは、患者の身体に単相の細動ショックを供給するために使用され得る代替的な位相プロファイルを示す。
【００４６】
さまざまな異なる電流プロファイル１１０および位相プロファイル１２０が、各々が異なる形状、振幅および／または位相を有する対応する様々な異なる細動波形を生成するよう、図１の昇圧コンバータ回路１００と共に使用され得るということが理解されるべきである。たとえば、電流プロファイル１１０はシンプルな指数波形または減衰した正弦波を含み得、位相プロファイル１２０は単相、二相、三相、またはその他であり得る。したがって、特定の形状、振幅、位相、位相のシーケンスまたは上記のすべてが特に効果的であると判断される場合、基準波形が所望の電流プロファイル１１０および所望の位相プロファイル１２０として生成および使用され得、所望の生じた細動波形を達成する。図１には示されないが、所望の電流プロファイル１１０および所望の位相プロファイル１２０の各々は、メモリに格納され得、たとえば細動除去器のプロセッサによってコンパレータ１１８および各々のＨブリッジスイッチ１１１に提供され、これにより、所望のように患者に適用される細動波形の形状、振幅または位相が変化する。
【００４７】
再び図１を参照して、各Ｈブリッジスイッチ１１１ａ−ｄ内には、ドライバ回路（すなわち１１７ａ、１１７ｂ、１１７ｃおよび１１７ｄ）が存在する。これらの回路は、より詳細に図８に示されたフィードバックシステムである。各ドライバ回路はスイッチングトランジスタ（すなわちそれぞれ１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃおよび１１６ｄ）を制御して、それより上では電流がクリッピングされる制御された最大レベルまでの電流を通過させるように構成される。
【００４８】
各ドライバ回路には、制御信号ＤＲＩＶＥを受け取るよう接続されるオペアンプ８０２が存在し、制御信号ＤＲＩＶＥは所望の位相プロファイル１２０に基づくとともに出力ＧＡＴＥを作り出し、出力ＧＡＴＥは必要に応じて、スイッチングトランジスタ（図１；１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃおよび１１６ｄ）のオンおよびオフを切り替える。第２のオペアンプ８０４は、各スイッチングトランジスタ（図１；１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃおよび１１６ｄ）を通る電流を感知するように接続されており、オペアンプ８０２への入力を制御するので、出力ＧＡＴＥでの電圧は、スイッチングトランジスタを通る所望の最大電流まで、スイッチングトランジスタをオンにする。図１に示される実施形態において、スイッチングトランジスタ１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃおよび１１６ｄの各々は、２状態（すなわちオンまたはオフ）スイッチとして非線形モードで動作され得るか、または、電圧制御された電流源として線形モードで動作され得るＩＧＢＴである。回路１００が、細動除去に十分な治療上有効な量のエネルギーを提供するよう使用される場合、スイッチングトランジスタ１１６ａ、１１６ｂ、１１６ｃおよび１１６ｄは典型的に、熱的破壊を回避するために非線形モード（たとえば２状態スイッチとして）で動作される。しかしながら、コントローラ回路１０７によって規定されたタイミング、所望の電流プロファイル１１０および所望の位相プロファイル１２０を調節することにより、図１の回路は、ペーシングおよび細動除去を行なうようにプログラムされ得る。たとえば、コントローラ回路１０７および所望の電流プロファイル１１０によって規定されるタイミングを適切に制御することによって、かつ、ペーシングに典型的に使用されるエネルギーにて、平滑キャパシタ１０６は、所望の電圧のＤＣ電源に実質的に対応し得る。Ｈブリッジスイッチの対（すなわち１１１ａおよび１１１ｃ、１１１ｂおよび１１１ｄ）に好適な位相プロファイルを提供することにより、それぞれのＨブリッジスイッチの対のスイッチングトランジスタは、所望のペーシング波形を提供するよう、それらの線形モードで動作され得る。
【００４９】
図９および図１０は、コントローラ回路１０７によって規定されたタイミングおよび電流プロファイル１１０が適切にプログラムされると、患者負荷１０２に好適なペーシング波形９０２，１００２を送達するようＨブリッジスイッチ１１１ａおよび１１１ｃまたは１１１ｂおよび１１１ｄの対に提供され得る位相プロファイル１２０を示す。図９および図１０の各々において、コントローラ回路１０７のタイミングおよび電流プロファイル１１０が平滑キャパシタ１０６が５０ＶのＤＣ電圧源として効果的に動作するようにプログラムされている。図９に示されるように、ドライバ回路１１７Ａおよび１１７ＣのＤＲＩＶＥ入力に提供される約２７ｍＶの電圧レベルは、２５Ωの負荷を示す患者１０２に８ｍＡ，２００ｍＶのペーシングパルスを送達するのに十分である。図１０に示されるように、約４６５ｍＶの電圧レベルは、３００Ωの負荷を示す患者１０２に１４０ｍＡ，４２Ｖのペーシングパルスを送達するのに十分である。適切に位相プロファイル１２０を制御することによって、数ミリアンペアから２００ミリアンペア以上に及ぶペーシングパルスが、細動ショックを送達するよう使用されるものと同じ回路トポロジを使用して患者に提供され得る。
【００５０】
本発明の実施形態は、主として細動除去およびペーシングに関して記載されたが、送達されるエネルギーは、ペーシングまたは細動除去のために典型的に使用されるエネルギーの範囲の間にある他のタイプの治療波形を患者の身体に送達するように使用され得るということが理解されるべきである。たとえば、ペーシングパルスは典型的に数ｍＡから約２００ｍＡまでの範囲であり、細動除去パルスは典型的に、約１Ａから約３５〜４０Ａの範囲である。電流のこれらの範囲間には、たとえば患者の心臓などの電荷バンピング（charge bumping）を行なうようさまざまな治療目的のために患者の身体に適用され得る広いスペクトルのエネルギーが存在する。したがって、コントローラ回路、電流プロファイル１１０および位相プロファイル１２０のタイミングを変えることによって、本発明の実施形態は、患者の身体に適用される治療波形の形状、電圧および電流の１つ以上を調整するよう使用され得る。
【００５１】
この発明の少なくとも１つの実施形態のいくつかの局面を記載したが、当業者であればさまざまな変更、修正および改善が容易に思い浮かぶだろうということが理解されるべきである。そのような変更、修正および改善は、この開示の部分であるように意図され、本発明の範囲内にあるように意図される。したがって上記の記載および図面は単に例示目的である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７Ａ】
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【図７Ｂ】
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【図７Ｃ】
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【図７Ｄ】
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【図７Ｅ】
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【図７Ｆ】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【国際調査報告】
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