DE10012503A1 - Impedanzabschätzung mit dynamischer Signalverlaufssteuerung bei einer Elektrotherapievorrichtung - Google Patents

Abstract

Eine Elektrotherapievorrichtung führt eine Niederpegel-Impedanzmessung bezüglich des Patienten durch, um den anfänglichen Ladungspegel auf dem Kondensator, der verwendet ist, um einen elektrotherapeutischen Signalverlauf zu dem Patienten zu liefern, zu bestimmen. Darüber hinaus wird der Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird, dynamisch gesteuert, um eine Patientenimpedanzveränderlichkeit zu kompensieren. Das Bestimmen des anfänglichen Ladungspegels auf diese Weise verhindert, daß unnötige hohe Spitzenströme in Patienten mit geringer Impedanz fließen, während der Spitzenstrom bei Patienten mit hoher Impedanz auf therapeutisch vorteilhaftem Pegel gehalten wird. Die Elektrotherapievorrichtung umfaßt eine Meßvorrichtung, die verwendet wird, um einen Parameter, der sich auf die Impedanz des Patienten bezieht, zu messen. Der Parameter wird verwendet, um eine Niederpegel-Patientenimpedanz zu bestimmen. Die Meßvorrichtung liefert ein Spannungsausgangssignal, das durch eine Steuerung verwendet wird, um den Anfangsladungspegel des Kondensators zu bestimmen.

Description

Diese Erfindung bezieht sich allgemein auf ein Elektrothera­ pie-Verfahren und eine -Vorrichtung zum Liefern eines Elek­ trotherapie-Signalverlaufs für das Herz eines Patienten. Insbesondere bezieht sich diese Erfindung auf ein Verfahren und eine Vorrichtung zum Liefern eines Elektrotherapie-Si­ gnalverlaufs zum Herzen eines Patienten durch Elektroden, die an den Patienten angebracht sind.

Defibrillatoren legen Elektrizitätspulse an das Herz eines Patienten an, um Kammerrhythmusstörungen, beispielsweise ein Kammerflimmern und eine Kammertachykardie, durch die Prozes­ se einer Defibrillation bzw. Kardioversion in normale Herz­ rhythmen umzuwandeln. Es gibt zwei Hauptklassifikationen von Defibrillatoren: externe und implantierte. Implantierte De­ fibrillatoren werden chirurgisch in Patienten implantiert, bei denen die große Wahrscheinlichkeit besteht, daß sie in der Zukunft eine Elektrotherapie benötigen. Implantierte De­ fibrillatoren überwachen typischerweise die Herzaktivität des Patienten und liefern, wenn es angezeigt ist, direkt elektrotherapeutische Pulse zu dem Herzen des Patienten. Folglich ermöglichen implantierte Defibrillatoren, daß der Patient auf eine ein wenig natürliche Art und Weise entfernt von dem wachsamen Auge des medizinischen Personals lebt.

Externe Defibrillatoren senden elektrische Pulse durch Elek­ troden, die an den Rumpf des Patienten angelegt werden, zu dem Herzen des Patienten. Externe Defibrillatoren sind in der Notaufnahme, dem Operationssaal, Notarztwagen oder ande­ ren Situationen, bei denen ein nicht vorhergesehener Bedarf danach bestehen kann, kurzfristig eine Elektrotherapie für einen Patienten zu liefern, nützlich. Der Vorteil von exter­ nen Defibrillatoren besteht darin, daß dieselben nach Bedarf bezüglich eines Patienten verwendet werden können, und an­ schließend bewegt werden können, um bezüglich eines anderen Patienten verwendet zu werden. Da jedoch externe Defibrilla­ toren ihre elektrotherapeutischen Pulse indirekt zu dem Herz des Patienten liefern (d. h. von der Oberfläche der Haut des Patienten, und nicht direkt zu dem Herz), müssen dieselben mit höheren Energien, Spannungen und/oder Strömen arbeiten als implantierte Defibrillatoren.

Das Zeitdiagramm des Strom- oder Spannungs-Pulses, der durch einen Defibrillator geliefert wird, zeigt den charakteristi­ schen Signalverlauf des Defibrillators. Signalverläufe wer­ den gemäß der Form, der Polarität, der Dauer und der Anzahl von Pulsphasen charakterisiert. Die gängisten externen Defi­ brillatoren liefern einphasige elektrotherapeutische Strom- oder Spannungs-Pulse, obwohl einige zweiphasige sinusförmige Pulse liefern. Einige bekannte implantierbare Defibrillato­ ren verwenden andererseits abgeschnittene exponentielle, zweiphasige Signalverläufe. Beispiele von zweiphasigen im­ plantierbaren Defibrillatoren sind in dem US-Patent 4,821,723; dem US-Patent 5,083,562, dem US-Patent 4,800,883, dem US-Patent 4,850,357 und dem US-Patent 4,953,551 zu fin­ den. Da jeder implantierte Defibrillator für einen einzelnen Patienten bestimmt ist, können seine Betriebsparameter, bei­ spielsweise die Amplituden der elektrischen Pulse und die gelieferte Gesamtenergie wirksam an die Physiologie des Pa­ tienten angepaßt werden, um die Wirksamkeit des Defibrilla­ tors zu optimieren. Folglich können beispielsweise die An­ fangsspannung, die Dauer der ersten Phase und die Gesamt­ pulsdauer eingestellt werden, wenn das Gerät implantiert wird, um die gewünschte Energiemenge zu liefern oder die ge­ wünschte Anfangs- und End-Spannungsdifferenz (d. h. eine kon­ stante Neigung) zu erreichen.

Da im Gegensatz dazu externe Defibrillatorelektroden nicht in direktem Kontakt mit dem Herzen des Patienten sind, und da es möglich sein muß, externe Defibrillatoren für eine Vielzahl von Patienten mit einer Vielzahl von physiologi­ schen Unterschieden zu verwenden, müssen externe Defibrilla­ toren gemäß Puls-Amplituden- und -Dauer-Parametern arbeiten, die bei den meisten Patienten ungeachtet der Physiologie des Patienten wirksam sind. Beispielsweise variiert die Impe­ danz, die durch das Gewebe zwischen den externen Defibril­ latorelektroden und dem Herzen des Patienten geboten wird, von Patient zu Patient, wodurch die Intensität und die Si­ gnalverlaufsform des elektrotherapeutischen Signalverlaufs, der für eine gegebene Anfangs-Puls-Amplitude und -Dauer tat­ sächlich zu dem Herzen des Patienten geliefert wird, vari­ ieren. Puls-Amplituden und -Dauern, die wirksam sind, um Pa­ tienten mit geringer Impedanz zu behandeln, liefern nicht notwendigerweise wirksame und energieeffiziente Behandlungen für Patienten mit hoher Impedanz.

Eine andauernde Herausforderung beim Anlegen eines optimalen elektrotherapeutischen Signalverlaufs an einen Patienten be­ steht darin, Impedanzabweichungen von Patient zu Patient mit dem Anlegen des anfänglichen elektrotherapeutischen Signal­ verlaufs zu kompensieren. Ein Bedarf existiert nach einem Defibrillations-Verfahren und einer -Vorrichtung, die das Liefern eines optimalen elektrotherapeutischen Signalver­ laufs sowohl beim anfänglichen als auch bei nachfolgenden Anwendungen elektrotherapeutischer Signalverläufe ermögli­ chen.

Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht darin, ein elektrotherapeutisches Verfahren, eine elektrotherapeutische Vorrichtung und einen Defibrillator zu schaffen, die opti­ mierte elektrotherapeutische Signalverläufe für verschiedene Patienten liefern.

Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren nach Anspruch 1, eine Elektrotherapievorrichtung nach Anspruch 16 und einen Defi­ brillator nach Anspruch 25 gelöst.

Ein Verfahren zum Durchführen einer Elektrotherapie bezüg­ lich eines Patienten unter Verwendung einer elektrotherapeu­ tischen Vorrichtung, die eine Energiequelle aufweist, umfaßt einen Schritt des Messens eines ersten Parameters, der sich auf eine Impedanz des Patienten bezieht, und des Konfigurie­ rens der Energiequelle basierend auf dem ersten Parameter. Das Verfahren umfaßt ferner den Schritt des Koppelns der Energiequelle mit dem Patienten und den Schritt des Messens eines dritten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch die Energiequelle zu dem Patienten geliefert wird. Das Verfahren umfaßt ferner den Schritt des Entkoppelns der Energiequelle von dem Patienten basierend auf dem dritten Parameter.

Eine Elektrotherapievorrichtung zum Durchführen einer Elek­ trotherapie bezüglich eines Patienten durch eine erste Elek­ trode und eine zweite Elektrode umfaßt eine Energiequelle, um Energie durch die erste Elektrode und die zweite Elektro­ de zu dem Patienten zu liefern. Die Elektrotherapievorrich­ tung umfaßt ferner einen Sensor, der konfiguriert ist, um einen ersten Parameter zu messen, der sich auf die Energie bezieht, die zu dem Patienten geliefert wird. Zusätzlich um­ faßt die Elektrotherapievorrichtung einen ersten Verbin­ dungsmechanismus, der konfiguriert ist, um die Energiequelle mit der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu kop­ peln bzw. von denselben zu entkoppeln. Die Elektrotherapie­ vorrichtung umfaßt ferner ein Meßgerät, das konfiguriert ist, um durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode einen zweiten Parameter, der sich mit der Impedanz des Pa­ tienten ändert, zu messen. Die Elektrotherapievorrichtung umfaßt ferner eine Steuerung, die mit dem ersten Verbin­ dungsmechanismus und der Energiequelle gekoppelt ist und die angeordnet ist, um den ersten Parameter von dem Sensor zu empfangen. Die Steuerung ist konfiguriert, um den ersten Verbindungsmechanismus zu betätigen, um die Energiequelle mit der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu kop­ peln. Die Steuerung ist ferner konfiguriert, um den ersten Verbindungsmechanismus zu betätigen, um die Energiequelle basierend auf dem ersten Parameter von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu entkoppeln. Die Steuerung ist angeordnet, um den zweiten Parameter von dem Meßgerät zu empfangen, um die Energiequelle basierend auf dem zweiten Parameter zu konfigurieren.

Ein Defibrillator zum Liefern eines mehrphasigen Signalver­ laufs durch eine erste Elektrode und eine zweite Elektrode zu einem Patienten für eine Defibrillation umfaßt einen Kon­ densator zum Speichern einer Ladung zur Lieferung zu dem Pa­ tienten durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode. Der Kondensator umfaßt einen ersten Anschluß und einen zwei­ ten Anschluß. Der Defibrillator weist ferner eine Leistungs­ versorgung zum Laden des Kondensators auf. Der Defibrillator umfaßt ferner einen ersten Verbindungsmechanismus, der zwi­ schen den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kon­ densators und die erste Elektrode und die zweite Elektrode geschaltet ist, um zu ermöglichen, daß der erste Anschluß des Kondensators mit entweder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt wird und von derselben entkop­ pelt wird. Der erste Verbindungsmechanismus ermöglicht fer­ ner, daß der zweite Anschluß des Kondensators mit entweder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt wird und von derselben entkoppelt wird. Der Defibrillator umfaßt ferner einen Sensor zum Messen eines ersten Parame­ ters, der sich auf die Energie bezieht, die durch den Kon­ densator geliefert wird. Der Defibrillator umfaßt ferner eine Schaltung, um einen zweiten Parameter zu messen, der sich mit der Impedanz des Patienten ändert. Die Schaltung ist konfiguriert, um den zweiten Parameter durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode zu messen. Der Defi­ brillator umfaßt ferner eine Steuerung, die mit dem ersten Verbindungsmechanismus gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter zu empfangen. Die Steuerung ist konfi­ guriert, um den ersten Verbindungsmechanismus zu betätigen, um den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Konden­ sators basierend auf dem ersten Parameter von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu entkoppeln. Die Steuerung ist angeordnet, um den zweiten Parameter von der Meßvorrichtung zu empfangen und um die Leistungsversorgung zum Laden des Kondensators basierend auf dem zweiten Parame­ ter zu konfigurieren.

Bevorzugte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung werden nachfolgend bezugnehmend auf die beiliegenden Zeich­ nungen näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1 einen abgeschnittenen exponentiellen Entladungssi­ gnalverlauf, der typischerweise einem Patienten mit einer relativ hohen Impedanz zugeordnet wird;

Fig. 2 einen abgeschnittenen exponentiellen Entladungssi­ gnalverlauf, der typischerweise einem Patienten mit einer relativ geringen Impedanz zugeordnet wird;

Fig. 3 ein grobes Blockdiagramm einer ersten Elektrothera­ pievorrichtung;

Fig. 4 ein grobes Blockdiagramm einer zweiten Elektrothe­ rapievorrichtung;

Fig. 5 ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zum Ein­ stellen des Anfangsenergiepegels für den elektro­ therapeutischen Signalverlauf, der unter Verwendung entweder der ersten Elektrotherapievorrichtung, die in Fig. 3 gezeigt ist, oder der zweiten Elektrothe­ rapievorrichtung, die in Fig. 4 gezeigt ist, an den Patienten angelegt werden soll;

Fig. 6A und 6B ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zur Verwendung entweder der ersten, in Fig. 3 gezeigten Elektrotherapievorrichtung oder der zweiten, in Fig. 4 gezeigten Elektrotherapievorrichtung, um die Niederpegel-Impedanzmessung zu kalibrieren;

Fig. 7 ein erstes Ausführungsbeispiel der ersten Elektro­ therapievorrichtung, die in Fig. 3 gezeigt ist;

Fig. 8 eine Meßvorrichtung, die mit jedem der Ausführungs­ beispiele der ersten Elektrotherapievorrichtung oder der zweiten Elektrotherapievorrichtung verwen­ det werden könnte;

Fig. 9 ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens des Ver­ wendens des ersten Ausführungsbeispiels der ersten Elektrotherapievorrichtung, die in Fig. 7 gezeigt ist, um den Signalverlauf, der an den Patienten an­ gelegt wird, dynamisch nachzustellen;

Fig. 10 einen typischen Signalverlauf, der die Folge eines dynamischen Nachstellens des Signalverlaufs, der an einen Patienten mit einer hohen Impedanz angelegt wird, sein könnte;

Fig. 11 einen typischen Signalverlauf, der die Folge eines dynamischen Nachstellens des Signalverlaufs, der an einen Patienten mit einer geringen Impedanz ange­ legt wird, sein könnte; und

Fig. 12 ein erstes Ausführungsbeispiel der zweiten Elek­ trotherapievorrichtung, die in Fig. 4 gezeigt ist.

Die vorliegende Erfindung ist nicht auf die spezifischen exemplarischen Ausführungsbeispiele, die in dieser Beschrei­ bung veranschaulicht werden, begrenzt. Obwohl die Elektro­ therapievorrichtung im Zusammenhang mit einem Betrieb außer­ halb eines Patienten erläutert wird, sollte es klar sein, daß die offenbarten Grundsätze auf eine Elektrotherapievor­ richtung übertragbar sind, die in dem Patienten arbeitet. Obwohl die Elektrotherapievorrichtung im Zusammenhang mit der Verwendung eines zweiphasigen Pulses erläutert wird, sollte es darüberhinaus klar sein, daß die offenbarten Grundsätze auf eine Elektrotherapievorrichtung übertragbar sind, die andere Signalverläufe verwenden, beispielsweise einphasige oder gedämpfte sinusförmige Signalverläufe.

Die Fig. 1 und 2 zeigen die Unterschiede von Patient zu Pa­ tient, die bei einem Entwurf einer externen Elektrothera­ pievorrichtung berücksichtigt werden müssen. Diese Figuren sind schematische Darstellungen abgeschnittener exponentiel­ ler, zweiphasiger Signalverläufe, die von einer externen Elektrotherapievorrichtung zu zwei unterschiedlichen Patien­ ten geliefert werden. Bei diesen Zeichnungen ist die ver­ tikale Achse die Spannung, während die horizontale Achse die Zeit ist. Die Grundsätze, die hierin erläutert werden, sind auch auf Signalverläufe anwendbar, die hinsichtlich des Stroms über der Zeit beschrieben werden. Ferner sind die Grundsätze, die hierin erörtert werden, auf andere Typen von Signalverläufen anwendbar, die als Teil einer Elektrothera­ pie an einen Patienten angelegt werden können, wie z. B. ge­ dämpfte sinusförmige Pulse oder einphasige Pulse.

Der Signalverlauf, der in Fig. 1 gezeigt ist, wird als ein Niederneigungs-Signalverlauf bezeichnet, während der Signal­ verlauf, der in Fig. 2 gezeigt ist, als ein Hochneigungs-Si­ gnalverlauf bezeichnet wird, wobei die Neigung, H, als ein Prozentsatz wie folgt definiert ist:

H = ((|A| - |D|) ÷ |A|) × 100

Wie in den Fig. 1 und 2 gezeigt ist, ist A die Erste-Phase- Anfangsspannung, während D die Zweite-Phase-Endspannung ist. Die Erste-Phase-Endspannung B ist die Folge des exponentiel­ len Abfalls der Anfangsspannung A mit der Zeit durch den Pa­ tienten, während die Zweite-Phase-Endspannung D die Folge des exponentiellen Abfalls der Zweite-Phase-Anfangsspannung C auf die gleiche Art und Weise ist. Die Anfangsspannungen und die Erste- und Zweite-Phase-Dauern der Signalverläufe der Fig. 1 und 2 sind die gleichen. Die Unterschiede der Endspannungen B und D reflektieren Unterschiede der Impedanz des Patienten.

Die Betriebsspannungen und Energielieferungsanforderungen der Elektrotherapievorrichtung beeinflussen die Größe, die Kosten, das Gewicht und die Verfügbarkeit der Komponenten. Insbesondere beeinflussen die Betriebsspannungsanforderungen die Auswahl von Schalter- und Kondensator-Technologien. Die Gesamtenergielieferungs-Anforderungen beeinflussen die Bat­ terie- und Kondensator-Wahl der Elektrotherapievorrichtung. Bei einem gegebenen Patienten defibrillieren extern angeleg­ te, abgeschnittene, exponentielle, zweiphasige Signalverläu­ fe bei geringeren Spannungen und bei geringeren insgesamt gelieferten Energien als extern angelegte einphasige Signal­ verläufe. Darüberhinaus existiert eine komplette Beziehung zwischen der Gesamtpulsdauer, dem Verhältnis der Dauern von erster Phase und zweiter Phase, der Anfangsspannung, der Ge­ samtenergie und der Gesamtneigung.

Bis zu einem gewissen Punkt ist, je mehr Energie einem Pa­ tienten bei einem elektrotherapeutischen Puls geliefert wird, desto größer die Wahrscheinlichkeit, daß der Defibril­ lationsversuch erfolgreich sein wird. Zweiphasige Signal­ verläufe mit geringer Neigung ergeben wirksame Defibrilla­ tionsraten mit einem geringeren Spitzenstrom als Signal­ verläufe mit hoher Neigung. Andererseits liefert eine Elek­ trotherapievorrichtung, die zweiphasige Signalverläufe mit hoher Neigung liefert, einen höheren Spitzenstrom zu dem Pa­ tienten als eine Elektrotherapievorrichtung, die Signalver­ läufe mit geringer Neigung liefert, während eine hohe Wirk­ samkeit bis zu einem bestimmten kritischen Neigungswert bei­ behalten wird. Somit empfangen für einen gegebenen Kapazi­ tätswert, eine gegebene Anfangsspannung und feste Phasen­ dauern Patienten mit hoher Impedanz einen Signalverlauf mit einer geringeren Gesamtenergie und geringeren Spitzenströ­ men, jedoch besseren Umwandlungseigenschaften pro geliefer­ ter Energieeinheit, während Patienten mit geringer Impedanz einen Signalverlauf mit einer höheren gelieferten Energie und höheren Spitzenströmen empfangen. Indem die Elektrothe­ rapievorrichtung mit der Fähigkeit versehen wird, den Si­ gnalverlauf ansprechend auf Messungen, die sich auf die Im­ pedanz des Patienten beziehen, dynamisch nachzustellen, wird die Differenz der Energie, die zu Patienten mit hoher Impe­ danz und Patienten mit geringer Impedanz geliefert wird, re­ duziert.

Das ideale Ergebnis des Anlegens eines Defibrillationspulses an einen Patienten besteht darin, daß die Kammerdefibrilla­ tion nach dem Anlegen eines einzelnen Pulses gestoppt wird, ungeachtet dessen, ob der gelieferte Puls einphasig, zwei­ phasig, gedämpft sinusförmig oder von irgendeiner anderen Pulsform ist. Bei Patienten mit hoher Impedanz ist es mög­ lich, daß eine unzureichende Spitzenamplitude des Stroms, die bei dem ersten Puls zu dem Herzen geliefert wird, das Fibrillieren (Flimmern) nicht stoppt. Bei Patienten mit ge­ ringer Impedanz ist es möglich, daß eine große Spitzenstrom­ amplitude mehr Energie zu dem Herzen liefert, als für eine Defibrillation erforderlich ist. Es besteht ein Bedarf nach einer Möglichkeit, die Spitzenamplitude des Stroms, der zu dem Patienten geliefert wird, von dem ersten Puls, der ent­ sprechend der Impedanz des Patienten nachgestellt werden kann, zu optimieren. Zusätzlich sollte die Form des angeleg­ ten Pulses während des Anlegens des Pulses dynamisch nachge­ stellt werden, um die Wirksamkeit des Defibrillationsver­ suchs zu verbessern.

Um Impedanzabweichungen zwischen Patienten vor dem ersten elektrotherapeutischen Signalverlauf optimal zu kompensie­ ren, besitzt die Elektrotherapievorrichtung vorzugsweise die Fähigkeit, die Impedanz des Patienten ohne das Anlegen hoher Spannungen abzuschätzen. Dies könnte erreicht werden, indem ein Niederpegelspannungs- oder ein Niederpegelstrom-Signal an die Elektroden angelegt wird, während der entsprechende resultierende Strom oder die Spannung, die resultiert, ge­ messen werden. Da die Spannung, die die Folge eines ange­ legten Stroms ist, proportional zu der Impedanz ist, und da der Strom, der die Folge einer angelegten Spannung ist, um­ gekehrt proportional zu der Impedanz ist, können die Mes­ sungen verwendet werden, um direkt als eine Anzeige der Im­ pedanz verwendet zu werden.

Unter Verwendung eines gemessenen Parameters, der sich auf die Impedanz des Patienten bezieht, könnten die Patienten in eine Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen klassifiziert wer­ den, beispielsweise Bereiche für Patienten mit Impedanzen von mehr als 100 Ohm, Impedanzen von mehr als 60 Ohm und we­ niger als oder gleich 100 Ohm, und Impedanzen von weniger als oder gleich 60 Ohm. Der Anfangsspannungspegel, der wäh­ rend des ersten Pulses an den Patienten angelegt wird, wäre einer eines ersten Satzes von Werten, die auf dem Bereich basieren, in den der Patient unter Verwendung der Impedanz­ abschätzung eingeordnet wurde. Beispielsweise würde Patien­ ten mit einer abgeschätzten Impedanz von mehr als 100 Ohm eine anfängliche angelegte Spannung von 1790 Volt zugeordnet werden. Patienten mit einer abgeschätzten Impedanz von mehr als 60 Ohm und weniger als oder gleich 100 Ohm würde eine anfängliche angelegte Spannung von 1500 Volt zugeordnet wer­ den. Patienten mit einer abgeschätzten Impedanz von weniger als oder gleich 60 Ohm würde eine anfängliche angelegte Spannung von 1200 Volt zugeordnet werden.

Andere Schemata zum Variieren der anfänglichen angelegten Spannung sind möglich. Beispielsweise könnte die Niederpe­ gelabschätzung der Impedanz verwendet werden, um zwischen einem vorbestimmten Bereich mögliche Anfangsspannungen zu interpolieren. Dies würde eine nahezu kontinuierliche Ver­ teilung von möglichen Spannungen zwischen den Endwerten des Bereichs von möglichen Anfangsspannungen liefern. Es sollte klar sein, daß eine gleichartige Steuerung bezüglich des An­ legens eines Strompulses an den Patienten verwendet werden könnte. In diesem Fall würde die Impedanzabschätzung ver­ wendet werden, um den anfänglichen angelegten Strom einzu­ stellen. Wie es für das Anlegen eines Spannungspulses der Fall war, könnte die Amplitude des anfänglichen angelegten Stroms bestimmt werden, indem die Impedanzabschätzung in drei Bereiche klassifiziert wird, und indem der anfängliche angelegte Strom abhängig davon, zu welchem der Impedanzbe­ reiche die Impedanzabschätzung gehört, eingestellt wird. Al­ ternativ könnte eine Interpolation verwendet werden, um den Anfangsstrompegel auf eine Art und Weise, die gleichartig zu der des Einstellens des Interpolationspegels für den An­ fangsspannungspegel ist, einzustellen.

In Fig. 3 ist ein grobes Blockdiagramm einer ersten Elektro­ therapievorrichtung 30, wie z. B. eines Defibrillators, ge­ zeigt, die die Impedanzmessung ebenso wie die dynamische Im­ pedanzkompensation durchführen kann. Die erste Elektrothera­ pievorrichtung 30 umfaßt eine Energiequelle 32, um Strompul­ se oder die Spannungspulse des Typs, der in den Fig. 1 und 2 gezeigt ist, zu liefern. Die Energiequelle 32 kann bei­ spielsweise einen einzelnen Kondensator oder eine Kondensa­ torbank, die angeordnet ist, um als ein einzelner Kondensa­ tor wirksam zu sein, aufweisen. Ein erster Verbindungsmecha­ nismus 34 verbindet die Energiequelle 32 selektiv mit einem Paar von Elektroden 36, die elektrisch an einem Patienten, der hier als eine resistive Last 37 dargestellt ist, ange­ bracht sind, und trennt selektiv die Energiequelle 32 von dem Paar von Elektroden 36. Die Verbindungen zwischen den Elektroden 36 und der Energiequelle können eine beliebige von zwei Polaritäten bezüglich des positiven und des negati­ ven Anschlusses der Energiequelle 32 aufweisen. Die erste Elektrotherapievorrichtung wird durch eine Steuerung 38 ge­ steuert. Spezieller betreibt die Steuerung 38 den ersten Verbindungsmechanismus 34, um die Energiequelle 32 in einer der zwei Polaritäten mit den Elektroden 36 zu verbinden, oder die Energiequelle 32 von den Elektroden 36 zu trennen. Zusätzlich ist die Steuerung 38 mit der Energiequelle 32 gekoppelt, um die Anfangsenergie, die durch die Energiequel­ le 32 geliefert wird, zu steuern. Ein Sensor 42 überwacht einen der Energiequelle 32 zugeordneten Parameter, der die Energie anzeigt, die durch die Energiequelle 32 zu dem Pa­ tienten geliefert wird. Die Steuerung 38 empfängt Zeitge­ bungsinformationen von einem Zeitgeber 40, während der Zeit­ geber 40 elektrische Informationen von einem Sensor 42, der über die Energiequelle 32 geschaltet ist, empfängt. Alterna­ tiv kann die Funktion des Zeitgebers 40, oder einer verwand­ ten Fähigkeit, in die Steuerung 38 eingebaut sein, wobei der Sensor 42 direkt mit der Steuerung 38 gekoppelt ist. Der Sensor 42 kann ein Spannungssensor, ein Stromsensor oder ein Ladungssensor sein, abhängig von der Art, auf die der Si­ gnalverlauf, der durch die Energiequelle 32 geliefert wird, gesteuert wird. Eine Meßvorrichtung 44 zum Messen eines Pa­ rameters, der sich auf die Impedanz des Patienten bezieht, ist mit dem zweiten Verbindungsmechanismus 46 gekoppelt. Der zweite Verbindungsmechanismus 46 ist ferner mit den Elektro­ den 36 gekoppelt. Eine Steuerleitung von der Steuerung 38 ist mit dem zweiten Verbindungsmechanismus 46 gekoppelt, um die Verbindung der Meßvorrichtung 44 mit den Elektroden 36 zu steuern. Der Parameter, der durch die Meßvorrichtung 44 gemessen wird, dient als eine Abschätzung für die Impedanz, die durch die Last 37 (die die Impedanz eines Patienten dar­ stellt) der Energiequelle 32 geboten wird, wenn dieselbe durch den ersten Verbindungsmechanismus 34 mit der Last 37 verbunden ist. Der Ausgang der Meßvorrichtung 44 ist mit der Steuerung 38 gekoppelt.

In Fig. 4 ist ein grobes Blockdiagramm einer zweiten Elek­ trotherapievorrichtung 50, wie z. B. eines Defibrillators, gezeigt, die die Impedanzmessung und die dynamische Impe­ danzkompensation durchführen kann. Bei der zweiten Elektro­ therapievorrichtung 50 ist der Sensor 42 mit dem ersten Ver­ bindungsmechanismus 34 gekoppelt, um einen Parameter zu mes­ sen, der sich auf die Energie bezieht, die zu der resistiven Last 37 geliefert wird. Der Ausgang des Sensors 42 ist mit dem Zeitgeber 40 gekoppelt. Der Zeitgeber 40 liefert Zeitge­ bungsinformationen zu der Steuerung 38, die verwendet wird, um die Betätigung des ersten Verbindungsmechanismusses 34 zu steuern. Alternativ kann die Funktion des Zeitgebers 40, oder eine verwandte Fähigkeit, in die Steuerung 38 eingebaut sein, wobei der Sensor 42 direkt mit der Steuerung 38 ge­ koppelt ist. Die Steuerung 38 betätigt den zweiten Verbin­ dungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 mit den Elek­ troden 36 zu koppeln, um eine Niederpegel-Impedanzmessung der resistiven Last 37 durchzuführen.

Die erste Elektrotherapievorrichtung 30 und die zweite Elek­ trotherapievorrichtung 50 umfassen jeweils den zweiten Ver­ bindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 während des Anlegens eines elektrotherapeutischen Signalverlaufs an die resistive Last 37 von den Elektroden 36 zu trennen. Die Trennung schützt die Meßvorrichtung 44 vor den hohen Span­ nungen, die während des Anlegens des elektrotherapeutischen Signalverlaufs auf den Elektroden 36 vorliegen. Es ist mög­ lich, eine Meßschaltung zu konzipieren, die dem Anlegen die­ ser hohen Spannungen widersteht. Wenn eine solche Meßschal­ tung bei der ersten Elektrotherapievorrichtung 30 und der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 verwendet werden wür­ de, wäre der zweite Verbindungsmechanismus 46 nicht notwen­ dig.

In Fig. 5 ist ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zur Verwendung der Hardware, die in Fig. 3 oder in Fig. 4 ge­ zeigt ist, um die Energiequelle 32 durch Einstellen des Energiepegels derselben zu konfigurieren, gezeigt. Zuerst betätigt in einem Schritt 100 die Steuerung 38 den zweiten Verbindungsmechanismus, um die Meßvorrichtung 44 mit den Elektroden 36 zu verbinden. Als nächstes mißt in einem Schritt 102 die Meßvorrichtung 44 einen Parameter, der sich auf die Impedanz der Last 37 bezieht. Dann liest die Steue­ rung 38 in einem Schritt 104 das Ausgangssignal der Meß­ vorrichtung 44. Als nächstes bestimmt in einem Schritt 106 die Steuerung 38 die Niederpegelimpedanz. Schließlich stellt in einem Schritt 108 die Steuerung 38 basierend auf der Nie­ derpegel-Impedanzmessung den Energiepegel der Energiequelle 32 in Vorbereitung auf die Durchführung der Elektrotherapie ein. Während des Anlegens des elektrotherapeutischen Signal­ verlaufs stellt die erste Elektrotherapievorrichtung 30 oder die zweite Elektrotherapievorrichtung 50 den elektrothera­ peutischen Signalverlauf, der dem Patienten geliefert wird, ansprechend auf einen Parameter, der sich auf die Impedanz des Patienten bezieht, dynamisch nach.

Falls die Energiequelle einen Kondensator oder eine Konden­ satorbank aufweist, steuert die Steuerung 38 die Anfangs­ spannung, auf die die Kondensatoren geladen werden. Die Steuerung 38 könnte einen vordefinierten Satz von Anfangs­ ladungsspannungen basierend auf den Impedanzabschätzungen, die von der Meßvorrichtung 44 erhalten werden, verwenden. Alternativ könnte die Steuerung 38 die Impedanzabschätzung, die von der Meßvorrichtung 44 erhalten wird, verwenden, um eine Anfangsladungsspannung durch Interpolation zu erzeugen.

Ein wesentlicher Vorteil ist das Ergebnis des Durchführens einer Niederpegelmessung der Impedanz des Patienten vor dem Anlegen des elektrotherapeutischen Signalverlaufs. Ein Ziel der Verwendung der dynamischen Signalverlaufssteuerung be­ steht darin, die Charakteristika des elektrotherapeutischen Signalverlaufs basierend auf der Impedanz des Patienten nachzustellen. Jedoch findet die dynamische Nachstellung des angelegten Signalverlaufs nach dem Anlegen des elektrothera­ peutischen Signalverlaufs statt. Daher kann die Größe des Stroms, der zu Beginn des Anlegens des elektrotherapeuti­ schen Signalverlaufs fließt, abhängig von der Impedanz des Patienten beträchtlich variieren. Durch die Kombination ei­ ner Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel der Energiequelle 32 einzustellen, und einer dynamischen Signal­ verlaufssteuerung wird eine zusätzliche Kompensation von Im­ pedanzabweichungen zwischen Patienten erhalten. Das Einstel­ len des Energiepegels der Energiequelle 32 (der beispiels­ weise die Spannung sein kann, die auf einem Kondensator ge­ speichert ist) basierend auf der Niederpegel-Impedanzmessung reduziert den Bereich, über den die Größe des Spitzenstroms variiert, wenn sich die Impedanz des Patienten ändert. Das Verbessern der Anpassung zwischen der Impedanz des Patienten und des angelegten elektrotherapeutischen Signalverlaufs verbessert die Effizienz der Elektrotherapie. Wenn der Ener­ giepegel der Energiequelle nach dem Anlegen eines elektro­ therapeutischen Signalverlaufs mit einem nominellen Ener­ giepegel eingestellt werden würde, würde der Vorteil des Reduzierens des Bereichs, über den der Spitzenstrom va­ riiert, während des Anlegens dieses elektrotherapeutischen Signalverlaufs nicht erhalten.

Die Niederpegel-Impedanzmessung mit der dynamischen Signal­ verlaufssteuerung könnte verwendet werden, um Protokolle mit gesteigerter Energie zu optimieren (Elektrotherapieverfah­ ren, die die Energie bei aufeinanderfolgenden Defibrilla­ tionsversuchen erhöhen). Das Durchführen einer Niederpegel- Impedanzmessung, um den Energiepegel der Energiequelle 32 vor dem Anlegen des ersten elektrotherapeutischen Signalver­ laufs einzustellen, ermöglicht, daß der elektrotherapeuti­ sche Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird, be­ ginnend mit dem ersten angelegten elektrotherapeutischen Signalverlauf besser an die Impedanz des Patienten angepaßt ist. Durch das Einstellen des Energiepegels der Energiequel­ le 32 basierend auf der gemessenen Impedanz des Patienten existiert die Möglichkeit, eine Defibrillation mit weniger Energie zu erreichen, als verwendet werden würde, wenn der Energiepegel der Energiequelle 32 basierend auf einer mitt­ leren Patientenimpedanz eingestellt werden würde. Dies wird erreicht, während sichergestellt wird, daß Patienten mit ho­ her Impedanz therapeutisch vorteilhafte Energiepegel empfan­ gen.

Alternative Ausführungsbeispiele der ersten Elektrothera­ pievorrichtung 30, die in Fig. 3 gezeigt ist, und der zwei­ ten Elektrotherapievorrichtung 50, die in Fig. 4 gezeigt ist, umfassen die Fähigkeit, die Genauigkeit der Niederpe­ gel-Impedanzmessung, die vor dem Anlegen jedes elektrothe­ rapeutischen Signalverlaufs durchgeführt wird, zu kalibrie­ ren. In den Fig. 6A und 6B ist ein grobes Flußdiagramm eines Verfahrens zum Verwenden der alternativen Ausführungsbei­ spiele der ersten Elektrotherapievorrichtung 30 oder der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50, um den Energiepegel der Energiequelle 32 einzustellen und eine Elektrotherapie durchzuführen, gezeigt. In einem ersten Schritt 110 betätigt die Steuerung 38 einen zweiten Verbindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 mit Elektroden 36 zu verbinden. Als nächstes mißt die Meßvorrichtung 44 in einem Schritt 112 ei­ nen Parameter, der sich auf die Impedanz der Last 37 be­ zieht. Dann liest die Steuerung 38 in einem Schritt 114 das Ausgangssignal der Meßvorrichtung 44. Als nächstes bestimmt die Steuerung 38 in einem Schritt 116 die Niederpegelimpe­ danz der resistiven Last 37. Danach stellt die Steuerung 38 in einem Schritt 118 basierend auf der Impedanzabschätzung den Anfangsenergiepegel der Energiequelle 32 in Vorbereitung auf das Durchführen der Elektrotherapie ein. Als nächstes betätigt die Steuerung 38 in einem Schritt 120 den zweiten Verbindungsmechanismus 46, um die Meßvorrichtung 44 von den Elektroden 36 zu trennen. Dann betätigt die Steuerung 38 in einem Schritt 122 den ersten Verbindungsmechanismus 34, um die Energiequelle 32 mit den Elektroden 36 zu koppeln. Als nächstes mißt der Sensor 42 in einem Schritt 124 einen Para­ meter, der sich auf die Energie, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird, bezieht. Nachfolgend bestimmt die Steue­ rung 38 in einem Schritt 126 die Impedanz der resistiven Last 37 (die den Patienten darstellt) unter Verwendung des Parameters, der sich auf die Energie, die durch die Energie­ quelle 32 geliefert wird, und die Energiepegeleinstellung der Energiequelle 32 vor dem Anlegen des elektrotherapeuti­ schen Signalverlaufs bezieht. In einem Schritt 128 bestimmt die Steuerung 38 einen Impedanzversatzwert als die Differenz zwischen der Niederpegel-Impedanz, die in dem Schritt 116 bestimmt wird, und der Impedanz, die in dem Schritt 126 be­ stimmt wird. Als nächstes stellt in einem Schritt 130 die Steuerung 38 die Niederpegelimpedanz unter Verwendung des Impedanzversatzwerts nach. Schließlich stellt in einem Schritt 132 die Steuerung 38 nach dem Entkoppeln der Ener­ giequelle 32 von den Elektroden 36 den Energiepegel der Energiequelle 32 basierend auf der nachgestellten Niederpe­ gelimpedanz ein.

Die Nachstellung der Niederpegel-Impedanzmessung durch den Impedanzversatzwert kann als eine Kalibrierung der Niederpe­ gel-Impedanzmessung betrachtet werden. Der Impedanzversatz­ wert wird für das nächste Anlegen eines elektrotherapeuti­ schen Signalverlaufs verwendet, um die Niederpegel-Impedanz­ messung, die vor dem Anlegen des elektrotherapeutischen Si­ gnalverlaufs durchgeführt wurde, nachzustellen. Der Energie­ pegel der Energiequelle 32 wird dann basierend auf der Nie­ derpegel-Impedanzmessung, die um den Impedanzversatzwert nachgestellt wurde, eingestellt. Auf diese Weise wird der Energiepegel der Energiequelle 32 besser nachgestellt, um an die Impedanz des Patienten angepaßt zu sein, als es der Fall wäre, wenn der Energiepegel der Energiequelle 32 basierend auf der Niederpegel-Impedanzmessung ohne Nachstellung ein­ gestellt werden würde. Der Impedanzversatzwert selbst kann nach dem Anlegen jedes elektrotherapeutischen Signalverlaufs aktualisiert werden, indem der Unterschied zwischen der jüngsten Niederpegel-Impedanzmessung und der Impedanzmes­ sung, die nach dem Anlegen des elektrotherapeutischen Si­ gnalverlaufs durchgeführt wurde, bestimmt wird.

Die Veränderlichkeit zwischen Niederpegel-Impedanzmessungen, die über eine Zeitperiode durchgeführt werden, liefert eine Anzeige der Zuverlässigkeit der Niederpegel-Impedanzmessung. Eine relativ große Änderung der Niederpegel-Impedanzmessung (in dem Bereich von zumindest 10% bis 20%) zeigt die Wahr­ scheinlichkeit von Problemen bei dem Koppeln der Elektrothe­ rapievorrichtung mit dem Patienten. Die Probleme, die Nie­ derpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen bewirken können, um­ fassen Kontaktprobleme zwischen den Elektroden und dem Pa­ tienten oder Defekte in den Elektroden. Die Niederpegel-Im­ pedanzmessungs-Abweichungen können vor dem Anlegen des er­ sten elektrotherapeutischen Signalverlaufs oder zwischen dem Anlegen von elektrotherapeutischen Signalverläufen erfaßt werden.

Die Steuerung in der Elektrotherapievorrichtung könnte kon­ figuriert sein, um den Benutzer zu informieren, wenn relativ große Niederpegel-Impedanzmessungs-Abweichungen erfaßt wur­ den, um eine Gelegenheit für den Benutzer zu liefern, eine empfohlene Korrekturhandlung abzuschließen, und dann mehrere Niederpegel-Impedanzmessungen durchzuführen, um zu bestim­ men, ob das Problem korrigiert wurde. Alternativ könnte die Elektrotherapievorrichtung mit der Anwendung der Elektrothe­ rapie unter Verwendung eines vorher gewählten Energiepegels oder eines voreingestellten Energiepegels fortfahren, wenn relativ große Schwankungen der Niederpegel-Impedanzmessung erfaßt werden. Bei einer noch weiteren Alternative könnte die Elektrotherapievorrichtung den Benutzer veranlassen, das Problem zu korrigieren, wobei, wenn der Benutzer nicht er­ folgreich ist, die Elektrotherapie unter Verwendung eines vorher ausgewählten Energiepegels oder eines vorausgewählten Energiepegels angewendet wird.

Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel der Energiequelle 32 einzustellen, besitzt ei­ nen Vorteil gegenüber einer Messung der Impedanz des Pa­ tienten, die primär auf Parametern basiert, die aus dem An­ legen eines elektrotherapeutischen Signalverlaufs gemessen werden, um den Energiepegel einer Energiequelle einzustel­ len. Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung er­ möglicht, daß der Energiepegel der Energiequelle vor dem Anlegen des ersten elektrotherapeutischen Signalverlaufs eingestellt wird, wodurch die angelegte Energie besser an die Impedanz des Patienten angepaßt wird. Solche Verfahren, die den Energiepegel basierend auf der Impedanz des Patien­ ten einstellen, indem zuerst ein elektrotherapeutischer Si­ gnalverlauf angelegt wird, der einem Energiepegel ent­ spricht, der für einen Patienten mit einer nominellen Impe­ danz optimiert ist, können mehr Energie liefern als für Pa­ tienten mit niedriger Impedanz notwendig ist, und weniger als die optimale Energiemenge für Patienten mit hoher Impe­ danz.

Die Verwendung einer Niederpegel-Impedanzmessung, um den Energiepegel der Energiequelle 32 einzustellen, besitzt fer­ ner einen Vorteil gegenüber Elektrotherapieverfahren, die einen zu dem Patienten seriellen Widerstand variieren, um den momentanen Signalverlauf, der an den Patienten angelegt wird, zu steuern. Diese Verfahren stellen allgemein den Energiepegel der Energiequelle derart ein, daß ausreichend Energie für Patienten mit hoher Impedanz verfügbar ist. Der zu dem Patienten serielle Widerstand wird eingestellt, um einem Patienten mit nomineller Impedanz zu entsprechen. Nach dem Anlegen des elektrotherapeutischen Signalverlaufs wird die zu dem Patienten serielle Impedanz eingestellt, um den Strom auf den gewünschten Pegel einzustellen. Die Verwendung des Serienwiderstands ist eine relativ ineffiziente Art und. Weise zum Steuern des Stroms, der zu dem Patienten geliefert wird. Wenn der Energiepegel der Energiequelle beispielsweise ausreichend hoch eingestellt wird, um eine optimale Energie für einen Patienten mit einer Impedanz von 150 Ohm (einem Patienten mit hoher Impedanz) zu liefern, und eine Elektro­ therapie tatsächlich bezüglich eines Patienten mit einer Im­ pedanz von 75 Ohm (einem Patienten mit einer nominellen Im­ pedanz) durchgeführt wird, dann wird (unter der Annahme, daß der Serienwiderstand anfänglich für einen Patienten mit ei­ ner nominellen Impedanz eingestellt war) näherungsweise die Hälfte der der Energie Energiequelle in dem Serienwiderstand verbraucht. Im Gegensatz dazu hat die Verwendung einer Kleinsignal-Impedanzmessung, um den Energiepegel der Ener­ giequelle 32 einzustellen, das Anlegen von therapeutisch optimaleren Energiepegeln für Patientenimpedanzen im Bereich von gering bis hoch zur Folge, ohne den verschwendeten Ener­ gieverbrauch in Serienwiderständen. Dieses Verhalten ist aufgrund der begrenzten Energie, die für eine Elektrothera­ pie bei tragbaren Elektrotherapievorrichtung verfügbar ist, besonders wichtig.

In Fig. 7 ist ein vereinfachtes schematisches Diagramm ge­ zeigt, das ein erstes Ausführungsbeispiel der ersten Elek­ trotherapievorrichtung 30, die durch das Blockdiagramm, das in Fig. 3 gezeigt ist, dargestellt ist, zeigt. Eine Hoch­ spannungs-Leistungsversorgung 200 wird durch die Steuerung 202 konfiguriert, um einen Ladungskondensator 204 durch eine Sperrdiode 206 zu laden. Der Zielladungspegel des Speicher­ kondensators 204 wird durch Steuerung 202 basierend auf der Niederpegelmessung der Impedanz 208 des Patienten einge­ stellt. Die Niederpegelabschätzung der Impedanz 208 des Pa­ tienten wird unter Verwendung der Meßvorrichtung durchge­ führt. Die Steuerung 202 empfängt das Ausgangssignal von der Meßvorrichtung 44, um eine Abschätzung der Patientenimpedanz 208 zu erhalten. Unter Verwendung dieser Abschätzung der Pa­ tientenimpedanz 208 lädt die Steuerung 202 den Speicherkon­ densator 204 entsprechend der Patientenimpedanz 208 auf eine Anfangsspannung auf. Der Anfangsladungsspannungswert wird basierend auf der Impedanzabschätzung derart ausgewählt, daß der Spitzenstrom, der am Anfang der Entladung zu dem Patien­ ten geliefert wird, ausreichend groß für eine Defibrillation ist, jedoch nicht wesentlich jenseits des Pegels liegt, der für eine Defibrillation benötigt wird.

Während des Ladens des Speicherkondensators 204 durch die Hochspannungsleistungsversorgung 200 sind Schalter SW1, SW2, SW3 und SW4 geöffnet, so daß keine Spannung an die Patien­ tenimpedanz 208 angelegt ist. Während des Aufladens des Speicherkondensators 204 ist der Schalter SW5 geschlossen. Nachdem der Speicherkondensator 204 durch die Hochspannungs­ leistungsversorgung auf seine Zielspannung aufgeladen wurde, beendet die Steuerung 202 ein weiteres Aufladen des Spei­ cherkondensators 204 durch die Hochspannungsleistungsversor­ gung 200.

Ein zweiphasiger Schalterzeitgeber 210 steuert die Schalter SW1, SW2, SW3, SW4 und SW5 unter Verwendung jeweiliger Steuersignale T1, T2, T3, T4 und T5. Ansprechend auf ein Si­ gnal von der Steuerung 202 initiiert der zweiphasige Schal­ terzeitgeber 210 die Entladung des Speicherkondensators 204 durch die erste Elektrode 212 und die zweite Elektrode 214. Der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 initiiert die Entla­ dung des Speicherkondensators 204 für die erste Phase des zweiphasigen Pulses durch das Schließen des Schalters SW1 und des Schalters SW4. Wenn der Schalter SW5 vorher durch den zweiphasigen Schalterzeitgeber 210 geschlossen wurde, wird durch das Schließen des Schalters SW1 und des Schalters SW4 die Spannung, die auf dem Speicherkondensator 204 ge­ speichert ist, über die Patientenimpedanz 208 angelegt. Ab­ hängig von dem verwendeten Elektrotherapieverfahren kann das Liefern der Erste-Phase-Spannung durch den zweiphasigen Schalterzeitgeber 210 nach dem Ablauf einer vorbestimmten Zeitperiode oder nachdem die Spannung über den Speicherkon­ densator 204 auf einen vorbestimmten Wert abgefallen ist, beendet werden. Die Beendigung des Lieferns der ersten Phase des zweiphasigen Pulses geschieht durch das Öffnen des Schalters SW5 unter Verwendung des Steuersignals T5 und das nachfolgende Öffnen des Schalters SW1 und des Schalters SW4 unter Verwendung der Steuersignale T1 bzw. T4.

Die Steuerung 202 verzögert um die Zeitperiode G, die in den Fig. 10 und 11 gezeigt ist, bevor die zweite Phase des zwei­ phasigen Pulses initiiert wird. In Vorbereitung auf die zweite Phase wird der Schalter SW5 geschlossen. Am Ende der Zeitperiode G zwischen der ersten und der zweiten Phase schließt der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 den Schalter SW2 und den Schalter SW3 unter Verwendung der Steuersignals T2 bzw. T3. Durch das Schließen des Schalters SW2 und des Schalters SW3 ist die Polarität der Spannung, die während der zweiten Phase angelegt wird, entgegengesetzt zu der Po­ larität der Spannung, die in der ersten Phase angelegt wird. Die zweite Phase wird abgeschlossen, wenn der zweiphasige Schalterzeitgeber 210 den Schalter SW5 öffnet. Der Abschluß der zweiten Phase kann am Ende einer vorbestimmten Zeitpe­ riode oder nachdem die Spannung über den Speicherkondensator 204 auf einen vorbestimmten Wert abgefallen ist, auftreten.

Ein Komparator 216 vergleicht die Spannung über den Spei­ cherkondensator 204 mit einem Schwellenwert, um zu bestim­ men, wann die Spannung über den Speicherkondensator 204 den Schwellenwert erreicht. Der Widerstandsteiler, der durch ei­ nen ersten Widerstand 218 und einen zweiten Widerstand 220 gebildet ist, skaliert die Spannung, die an den Komparator 216 angelegt wird. Abhängig von dem verwendeten Elektrothe­ rapieverfahren kann die Beendigung der ersten Phase nach ei­ ner vorbestimmten Zeit durchgeführt werden, oder wenn die Spannung über den Speicherkondensator 204 den Schwellenwert erreicht. Die Beendigung der zweiten Phase der zweiphasigen Pulses erfolgt nach einer vorbestimmten Zeitperiode.

Eine Vielzahl von Komponenten kann verwendet werden, um die Schalter SW1 bis SW5 zu implementieren. Für das schematische Diagramm, das in Fig. 7 gezeigt ist, könnte ein Bipolartran­ sistor mit isoliertem Gate (IGBT; IGBT = insulated gate bi­ polar transistor) als Schalter SW5 verwendet werden, während Silizium-gesteuerte Gleichrichter als Schalter SW1 bis SW4 verwendet werden könnten. Ein IGBT ist als ein Spannungsge­ steuerter elektronischer Schalter wirksam. Für Spannungen, die an die Basis angelegt werden, die größer als ein Schwel­ lenwert sind, kann ein Strom zwischen dem Kollektor und dem Emitter fließen. Der IGBT wird abgeschaltet, indem die Ba­ sisspannung entfernt wird. Im Gegensatz dazu ist ein ge­ steuerter Siliziumgleichrichter (SCR; SCR = silicon con­ trolled rectifier) ein Lawinenschalter, der durch das Anle­ gen eines Triggersignals an einen Steueranschluß einen leit­ fähigen Zustand betritt. Bis der Strom durch den SCR Null erreicht, bleibt der SCR in dem leitfähigen Zustand. Damit die Schalter SW1 und SW4 oder die Schalter SW2 und SW3 bei dem Anlegen eines Triggersignals leiten, muß der Schalter SW5 geschlossen sein. Bei dem schematischen Diagramm, das in Fig. 7 gezeigt ist, wird der Schalter SW5 geöffnet, um am Ende entweder der ersten Phase oder der zweiten Phase den Stromfluß durch entweder die Schalter SW1 und SW4 oder die Schalter SW2 und SW3 zu unterbrechen.

Durch das Plazieren des Schalters SW5 gemäß der schemati­ schen Darstellung von Fig. 7 muß der Schalter SW5 nicht der maximalen Spannung, die über den Speicherkondensator 204 gespeichert wird, standhalten, wenn alle Schalter SW1 bis SW5 offen sind. Die Spannung, der der Schalter SW5 standhal­ ten muß, wird durch die SCRs und den IGBT geteilt. Wenn der Schalter SW5 durch den zweiphasigen Schalterzeitgeber 210 geöffnet wird, ist die Spannung, die über dem Schalter SW5 anliegt, sehr nahe an der gesamten Kondensatorspannung. Zu diesem Zeitpunkt ist jedoch die Spannung über dem Speicher­ kondensator 204 beträchtlich abgefallen. Andere Konfigura­ tionen von Speicherkondensatoren und Schaltern können ver­ wendet werden, um einen zweiphasigen Puls zu dem Patienten zu liefern. Darüberhinaus könnte die Schaltung, die in Fig. 7 gezeigt ist, verwendet werden, um eine Vielzahl von ande­ ren Pulsen als zweiphasigen zu liefern.

Ein Ausführungsbeispiel der Meßvorrichtung 44 ist in dem vereinfachten schematischen Diagramm, das in Fig. 8 gezeigt ist, enthalten. Bei diesem Ausführungsbeispiel der Meßvor­ richtung 44 ist der Parameter, der sich auf die Patienten­ impedanz bezieht, eine Spannung am Ausgang eines Filters. Es sollte klar sein, daß andere Parameter, beispielsweise ein Strom, verwendet werden könnten, um die Impedanz des Patien­ ten abzuschätzen. Eine Signalquelle 300 liefert ein Recht­ ecksignal mit einer Frequenz von näherungsweise 31 kHz und einer Spitze-Spitze-Amplitude von 5 V. Ein Spannungsteiler, der aus einem Widerstand 302 und einem Widerstand 304 gebil­ det ist, dämpft das Rechtecksignal, das durch die Signal­ quelle 300 geliefert wird, so daß an einem Schaltungsknoten 306 eine Spitze-Spitze-Spannung von etwa 25 mV vorliegt. Es sollte klar sein, daß andere Signalquellen-Frequenzen und -Amplituden zum Messen des Parameters, der sich auf die Im­ pedanz des Patienten bezieht, verwendet werden könnten. Dar­ überhinaus könnten andere Werte des Widerstands 302 und des Widerstands 304 verwendet werden, um die Spannung, die durch die Signalquelle 300 geliefert wird, zu teilen.

Der Knoten 306 ist mit der Primärseite eines Isoliertrans­ formators 308 verbunden. Die Sekundärseite des Isoliertrans­ formators 308 ist durch ein zweipoliges Einfach-Umschalt- Relais 310 mit einer ersten Elektrode 212 und einer zweiten Elektrode 214 verbunden. Der Isoliertransformator 308 re­ flektiert die Patientenimpedanz 208 von seiner Sekundärseite zu seiner Primärseite. Daher wird der Stromfluß durch die Primärseite des Isoliertransformators 308 durch die Patien­ tenimpedanz 208 beeinflußt. Der Strom, der durch die Pri­ märseite des Isoliertransformators 308 fließt, fließt durch den Widerstand 312 und in die virtuelle Masse an dem inver­ tierenden Eingang des Verstärkers 314. Ein Widerstand 316, der von dem invertierenden Eingang mit dem Ausgang des Ver­ stärkers 314 verbunden ist, ein Widerstand 312 und ein Ver­ stärker 314 bilden einen invertierenden Verstärker mit einer Verstärkung, die näherungsweise gleich dem Verhältnis der Werte der Widerstände 316 und 312 ist.

Der Ausgang des Verstärkers 314 ist mit dem Eingang eines Bandpaßfilters 318 gekoppelt. Die Mittenfrequenz des Band­ paßfilters 318 ist auf die Frequenz der Signalquelle 300 abgestimmt. Das Ausgangssignal des Bandpaßfilters 318 ist ein Sinussignal, das die Grundfrequenz der Signalquelle 300 aufweist. Die Amplitude des von dem Bandpaßfilter 318 ausge­ gebenen Sinussignals ist eine Funktion der Größe der Patien­ tenimpedanz 208.

Der Ausgang des Bandpaßfilters 318 ist mit dem Eingang eines Spitzendetektors 320 verbunden. Der Spitzendetektor 320 speichert den Spitzenwert des Sinussignals, das von dem Bandpaßfilter 318 ausgegeben wird, auf einen Kondensator 322. Der Spitzendetektor kann unter Verwendung eines her­ kömmlichen Verstärkers implementiert sein, der als ein Span­ nungsfolger konfiguriert ist, wobei der Ausgang des Span­ nungsfolgers mit der Anode einer Schottkydiode verbunden ist. Die Kathode der Schottkydiode wäre mit dem Kodensator 322 gekoppelt. Die Steuerung 202 umfaßt einen A/D-Wandler, um die Spannung auf dem Kondensator 322 in einen digitalen Wert umzuwandeln und einen Niederpegelwert für die Patien­ tenimpedanz 208 aus diesem digitalen Wert zu berechnen.

In Fig. 9 ist ein grobes Flußdiagramm eines Verwendungsver­ fahrens für die Hardware, die in Fig. 3 gezeigt ist, um den Signalverlauf, der ansprechend auf Echtzeitmessungen von Si­ gnalverlaufparametern durch die Energiequelle 32 an die Last 37 angelegt wird, dynamisch nachzustellen. Das Verfahren, das in Fig. 9 gezeigt ist, entspricht dem Fall, bei dem die Energiequelle 32 aus einem Kondensator oder einer Bank von Kondensatoren gebildet ist. Der erste Schritt des Verfah­ rens, das in Fig. 9 gezeigt ist, würde der Messung des Pa­ rameters, der sich auf die Impedanz der Last 37, die in Fig. 3 gezeigt ist, bezieht, folgen.

In einem Schritt 400 betätigt die Steuerung 38 den Verbin­ dungsmechanismus 34, um den Energiefluß von der Energiequel­ le 32 in die Last 37 zu initiieren. Dann bestimmt die Steue­ rung 38 in einem Schritt 402, ob die Zeit, die seit der Ini­ tiierung des Energieflusses von der Energiequelle 32 in die Last 37 verstrichen ist, geringer ist als ein vorbestimmter Schwellenzeitwert. Der vorbestimmte Schwellenzeitwert wird basierend auf der empirisch bestimmten minimalen Zeitperiode ausgewählt, die zur Lieferung einer wirksamen ersten Phase des elektrotherapeutischen Signalverlaufs erforderlich ist. Wenn die verstrichene Zeit geringer ist als der Schwellen­ zeitwert bestimmt die Steuerung 38 in einem Schritt 404, ob die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder gleich einem Schwellenspannungswert ist. Der vorbestimmte Schwellenspannungswert wird basierend auf der empirisch bestimmten minimalen gelieferten Energie ausge­ wählt, die zum Liefern einer wirksamen ersten Phase des elektrotherapeutischen Signalverlaufs erforderlich ist. Wenn die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird, nicht kleiner oder gleich dem Schwellenspannungswert ist, springt die Steuerung 38 zu dem Schritt 420 zurück, in dem dieselbe bestimmt, ob die verstrichene Zeit geringer ist als der vorbestimmte Schwellenzeitwert.

Wenn die Steuerung 38 bestimmt, daß die verstrichene Zeit größer ist als der vorbestimmte Schwellenzeitwert, bestimmt die Steuerung 38 in einem Schritt 406, ob die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder gleich dem vorbestimmten Schwellenspannungswert ist. Wenn die Spannung nicht kleiner ist als der vorbestimmte Schwel­ lenspannungswert, fährt die Steuerung 38 fort, zu bestimmen, ob die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder gleich dem vorbestimmten Schwellenspan­ nungswert ist.

Wenn einer der Schritte des Bestimmens, ob die Spannung, die durch die Energiequelle 32 geliefert wird, kleiner oder gleich dem vorbestimmten Schwellenspannungswert ist, be­ stimmt, daß dies der Fall ist, beendet die Steuerung 38 in einem Schritt 408 das Entladen der Energiequelle 32, um die erste Phase des zweiphasigen Pulses abzuschließen. Als näch­ stes wartet die Steuerung 38 in einem Schritt 410 um das vorbestimmte Zeitintervall G zwischen der ersten und der zweiten Phase des zweiphasigen Pulses. Dann schaltet in ei­ nem Schritt 412 der Verbindungsmechanismus 34 die Polarität der durch die Energiequelle 32 an die Last 37 angelegten Spannung. Als nächstes initiiert die Steuerung 38 in einem Schritt 414 die Entladung der zweiten Phase des zweiphasigen Pulses für ein vorbestimmtes Zeitintervall F. Am Ende des vorbestimmten Zeitintervalls F beendet schließlich die Steuerung 38 das Entladen der Energiequelle 32, indem die Energiequelle 32 unter Verwendung des Verbindungsmechanis­ musses 34 von den Elektroden 36 getrennt wird. Zusätzliche Einzelheiten bezüglich des ersten Ausführungsbeispiels der ersten Elektrotherapievorrichtung sind in dem US-Patent 5,593,427, das hiermit durch Bezugnahme aufgenommen wird, zu finden.

Für Patienten mit einer hohen Impedanz erzeugt das Verfah­ ren, das in Fig. 9 gezeigt ist, den Signalverlaufstyp, der in Fig. 10 gezeigt ist. Bei dem Signalverlauf in Fig. 10 ist die Zeitperiode E der ersten Phase des zweiphasigen Pulses über einen vorbestimmten Schwellenzeitwert hinaus verlän­ gert, so daß sich die Energiequelle 32 auf den vorbestimmten Schwellenspannungswert entlädt, bevor die erste Phase abge­ schlossen wird. Für Patienten mit einer geringen Impedanz erzeugt das Verfahren, das in Fig. 9 gezeigt ist, den Si­ gnalverlaufstyp, der in Fig. 11 gezeigt ist. Bei dem Signal­ verlauf in Fig. 11 wird die erste Phase des zweiphasigen Pulses abgeschlossen, bevor der vorbestimmte Schwellenzeit­ wert erreicht wird, wenn der vorbestimmte Schwellenspan­ nungswert während der Entladung der Energiequelle 32 er­ reicht wird. Daher stellt das Verfahren, das in Fig. 9 ge­ zeigt ist, den Signalverlauf, der durch die Energiequelle 32 an den Patienten angelegt wird, ansprechend auf die Patien­ tenimpedanz, die durch die Steuerung 38 erfaßt wird, dyna­ misch nach.

In Fig. 12 ist ein vereinfachtes schematisches Diagramm ge­ zeigt, das ein erstes Ausführungsbeispiel einer zweiten Elektrotherapievorrichtung 50, die durch das Blockdiagramm, das in Fig. 4 gezeigt ist, dargestellt ist, zeigt. Gemäß Fig. 12 ist die Energiequelle ein Kondensator 500 mit einem Kapazitätswert zwischen 60 und 150 Mikrofarad, mit einem op­ timalen Kapazitätswert von 100 Mikrofarad. Das erste Ausfüh­ rungsbeispiel umfaßt ferner einen Aufladungsmechanismus, beispielsweise eine Hochspannungs-Leistungsversorgung 501, zum Aufladen des Kondensators 500 auf eine Anfangsspannung. Eine Steuerung 502 steuert den Betrieb der Elektrotherapie­ vorrichtung 50, um automatisch ansprechend auf erfaßte Rhythmusstörungen oder manuell ansprechend auf einen mensch­ lichen Bediener einen elektrotherapeutischen Signalverlauf durch Elektroden 506 zu der Patientenimpedanz 504 zu lie­ fern.

Schalter 508 und 510 isolieren den Patienten von der Defi­ brillationsschaltung bis zum Anlegen eines zweiphasigen Pul­ ses. Schalter 508 und 510 können eine beliebige geeignete Art von Trenngliedern sein, beispielsweise mechanische Re­ lais, Halbleiterelemente, Funkenstrecken oder andere Gas­ entladungselemente. Bei dem ersten Ausführungsbeispiel der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 umfaßt der erste Ver­ bindungsmechanismus 34 vier Schalter 512, 514, 516 und 518, die durch die Steuerung 502 betrieben werden, um einen elek­ trotherapeutischen Signalverlauf von dem Kondensator 500 zu Patienten zu liefern.

Das erste Ausführungsbeispiel der zweiten Elektrotherapie­ vorrichtung 500 kann ferner eine optionale Strombegren­ zungsschaltung umfassen, die einen Widerstand 520 und einen Schalter 522 aufweist, um einen zusätzlichen Schutz für die Schaltungskomponenten und den Bediener zu liefern. Bei der Beschreibung des Betriebs des ersten Ausführungsbeispiels der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 sind vor der Ent­ ladung des Kondensators 500 alle Schalter offen. Es sollte jedoch klar sein, daß es nicht notwendig ist, daß alle Schalter in der offenen Stellung beginnen. Beispielsweise könnten bestimmte Schalter in der geschlossenen Stellung be­ ginnen, wobei die Sequenz des Öffnens der Schalter entspre­ chend modifiziert wäre.

Vor dem Aufladen des Kondensators 500 durch die Hochspan­ nungs-Leistungsversorgung 501 führt die Meßvorrichtung 44 eine Niederpegelmessung der Patientenimpedanz 504 durch. Der zweite Verbindungsmechanismus 46 verbindet die Meßvorrich­ tung 44 mit Elektroden 506, um die Impedanzabschätzung durchzuführen. Wenn die Impedanzabschätzung abgeschlossen ist, steuert die Steuerung 502 den zweiten Verbindungsme­ chanismus 46, um die Meßvorrichtung von den Elektroden 506 zu trennen. Die Messung des Parameters, der sich auf die Pa­ tientenimpedanz bezieht, dient als eine Abschätzung für die Impedanz, die dem Kondensator 500 durch die Patientenimpe­ danz 504 geboten wird. Der Ausgang der Meßvorrichtung 44 ist mit der Steuerung 502 gekoppelt. Unter Verwendung dieser Ab­ schätzung der Patientenimpedanz 504 steuert die Steuerung 502 die Hochspannungs-Leistungsversorgung 501, um den Kon­ densator 500 entsprechend der Patientenimpedanz 504 auf eine Anfangsspannung aufzuladen. Der Anfangsladungsspannungswert wird basierend auf der Impedanzabschätzung derart ausge­ wählt, daß der Spitzenstrom, der am Beginn der Entladung zu dem Patienten geliefert wird, ausreichend groß für eine De­ fibrillation ist, jedoch nicht beträchtlich jenseits des Pe­ gels liegt, der für eine Defibrillation benötigt wird.

Ansprechend darauf, daß ein Signalverlauf-Analysator 523 einen Bedarf nach einem elektrotherapeutischen Signalverlauf anzeigt, schließt die Steuerung 502 zuerst die Schalter 508 und 510, dann den Schalter 518 und dann den Schalter 514, um das Liefern des elektrotherapeutischen Signalverlauf zu dem Patienten zu initiieren. Ein Sensor 524 überwacht den Strom, der durch den Kondensator 500 geliefert wird. Wenn der Spit­ zenstrom unterhalb einer Schaltungssicherheitsschwelle ist, wird der Schalter 522 geschlossen, um den Widerstand 520 aus der Schaltung zu nehmen. Spitzenstromwerte oberhalb der Schwelle könnten einen Kurzschlußzustand anzeigen.

Die Dauer der ersten und der zweiten Phase des zweiphasigen Pulses werden durch das Messen eines Patienten-abhängigen elektrischen Parameters bestimmt. Wie nachfolgend detail­ lierter beschrieben wird, ist der gemessene Parameter bei dem bevorzugten Ausführungsbeispiel die Zeit, die benötigt wird, damit eine vorbestimmte Ladungsmenge durch die Ener­ giequelle zu dem Patienten geliefert wird. Die Ladungssteue­ rung kann eine bessere Rauschfestigkeit liefern als andere Signalverlaufs-Überwachungsverfahren, beispielsweise eine Spannungs- oder Strom-Überwachung. Das erste Ausführungsbei­ spiel der zweiten Elektrotherapievorrichtung 50 verwendet einen Integrator 526, um ein Maß der Ladung, die zu dem Pa­ tienten geliefert wird, zu der Steuerung 502 zu liefern. Die Steuerung 502 stellt die Dauer der ersten und der zweiten Phase (wodurch die Signalverlaufsform gesteuert wird) ba­ sierend auf Ladungsmessungen, die durch den Integrator 526 geliefert werden, ein. Es sollte klar sein, daß andere Pa­ rameter überwacht werden können, um die Länge der ersten und der zweiten Phase zu steuern. Beispielsweise kann die Mes­ sung der Spannungs- oder Strom-Amplitude verwendet werden, um die Länge der ersten und der zweiten Phase zu steuern.

Am Ende der ersten Phase des Signalverlaufs öffnet die Steuerung den Schalter 518, um das Liefern des elektrothe­ rapeutischen Signalverlaufs zu beenden. Der Schalter 522 kann ebenfalls zu einem beliebigen Zeitpunkt nach dem Zeit­ punkt, zu dem der Schalter 518 geöffnet wird, geöffnet wer­ den. Die Steuerung 502 öffnet ebenso den Schalter 514. Nach dem Verstreichen einer kurzen Zwischenphasenperiode schließt die Steuerung 502 die Schalter 512 und 516, um das Liefern der zweiten Phase des Signalverlaufs zu initiieren. Die Dau­ er der zweiten Phase könnte durch die Dauer der ersten Phase bestimmt werden. Jedoch existieren andere Möglichkeiten, auf die die Dauer der zweiten Phase bestimmt werden kann. Bei­ spielsweise könnte die Dauer der zweiten Phase auf eine vor­ bestimmte Zeit eingestellt werden. Am Ende der zweiten Phase öffnet die Steuerung 502 den Schalter 512, um das Liefern des elektrotherapeutischen Signalverlaufs zu beenden. Die Schalter 516, 508 und 510 werden nach dem Öffnen des Schal­ ters 512 geöffnet.

Es folgt nun eine Beschreibung einer spezifischen Implemen­ tierung des ersten Ausführungsbeispiels der zweiten Elektro­ therapievorrichtung 50. Bei diesem Beispiel sind die Schal­ ter 508 und 510 als ein mechanisches zweipoliges Zweifach- Umschalt-Relais implementiert. Die Schalter 514 und 516 sind jeweils als ein Paar von seriellen SCR implementiert, um die Spannungssperranforderungen mit gegenwärtig verfügbaren Kom­ ponenten zu erfüllen. Der Schalter 518 ist als zwei serielle Bipolartransistoren mit isoliertem Gate ("IGBTs") implemen­ tiert, wiederum um die Spannungssperranforderungen zu erfül­ len.

Die Funktionen der Schalter 522 und 518 sind unter Verwen­ dung von drei seriell verbundenen IGBTs implementiert, um die Spannungssperranforderungen zu erfüllen. Der IGBT, der zwischen die zwei anderen IGBTs geschaltet ist, wird sowohl durch den Schalter 522 als auch den Schalter 518 verwendet. Der mittlere IGBT ist zu der gleichen Zeit eingeschaltet, zu der der Schalter 522 eingeschaltet ist, und ist zu der glei­ chen Zeit ausgeschaltet, zu der der Schalter 518 ausgeschal­ tet ist. Durch die Verwendung von drei IGBTs, um die Funk­ tionen der Schalter 522 und 518 zu implementieren, ist der Widerstand 520 in zwei Widerstände aufgeteilt, um die Span­ nung gleichmäßig über zwei der IGBTs zu verteilen.

Der Sensor 524 kann verwendet werden, um Strominformationen zu der Steuerung 502 zu senden, um einen Kurzschluß zwischen Elektroden 506 oder einen Zustand, bei dem eine oder beide Elektroden 506 nicht mit dem Patienten verbunden sind, zu erfassen. Der Sensor 524 und der Integrator 526 können je­ weils unter Verwendung eines Operationsverstärkers, der zum Erfassen von Ladungsgrenzen bzw. Stromgrenzen einen Schwel­ lenkomparator speist, implementiert sein. Der Integrator 526 könnte einen Schalter zum Zurücksetzen desselben in seinen Anfangszustand vor der Initiierung eines elektrotherapeuti­ schen Signalverlaufs umfassen.

Ein Komparator, der in dem Integrator 526 enthalten ist, überwacht die Ladung, die zu dem Patienten geliefert wird, und sendet ein Signal zu der Steuerung 502, wenn die Ladung 0,06182 Coulombs (was als "Qt" bezeichnet wird) erreicht. Die Zeit, die erforderlich ist, um diese Ladung ("t(Qt)") zu erreichen, wird unter Verwendung eines Aufwärts/Abwärts-Zäh­ lers, der eine skalierte Referenzfrequenz abwärts zählt, durch die Steuerung 502 überwacht. Ein Element des Frequenz­ skalierers ist ein wählbarer 2 : 3-Vorskalierer. Der Zeitgeber 528 umfaßt den Aufwärts/Abwärts-Zähler, den 2 : 3-Vorskalierer und die Frequenzquelle zum Liefern der Zeitgebungsinforma­ tionen, die durch die Steuerung verwendet werden, um die Entladung des Kondensators 500 zu steuern. Der Vorskalierer ist während der ersten Phase auf drei eingestellt. Bei die­ sem Beispiel sind elf Zeitschwellen in der Steuerung gespei­ chert, was die erste Phasendauer ("t(ø1)") basierend auf der Zeit, die erforderlich ist, um Qt zu erreichen, bestimmt. An jeder Zeitschwelle wird ein neuer Wert von t(ø1) geladen, bis Qt erreicht wird. Wenn Qt nicht innerhalb von 6,35 mS erreicht wird, wird t(ø1) auf 12 mS eingestellt. Der Zähler läuft während der Lieferung der gesamten ersten Phase mit der skalierten Abwärtsfrequenz. Einige exemplarische Werte für Qt-Schwellen und t(ø1) sind in Tabelle I gezeigt.

Tabelle I

Bei diesem Beispiel ist die Zwischenphasenverzögerung auf 300 µS eingestellt. Bei 0 µS (dem Anfang der Verzögerung zwischen der ersten und der zweiten Phase) werden die Er­ ste-Phase-IGBTs geöffnet, was die erste Phase abschließt. Bei 250 µS werden die Zweite-Phase-IGBTs geschlossen. Bei 300 µS werden die Zweite-Phase-SCRs geschlossen, was die zweite Phase initiiert.

Bei diesem Beispiel wird die Zweite-Phase-Zeitgebung durch die Erste-Phase-Zeitgebung bestimmt. Speziell wird der Zähl­ wert, der während Phase 1 akkumuliert wird (2,3 mS bis 12 mS) verwendet, um die Dauer der zweiten Phase zu steuern. Während der zweiten Phase wird der Zähler, der während der ersten Phase hochgezählt wurde, auf 0 heruntergezählt, wobei zu diesem Zeitpunkt die zweite Phase beendet wird. Die tat­ sächliche Dauer der zweiten Phase hängt von der skalierten Abwärtsfrequenz ab, die verwendet wird, um den Zähler her­ unterzuzählen. Wenn die erste Phase t(Qt) kleiner als 3,07 mS war, wird der Referenztakt-Vorskalierer auf drei einge­ stellt, um eine Dauer der zweiten Phase zu ergeben, die gleich der Dauer der ersten Phase ist. Wenn t(Qt) größer oder gleich 3,07 mS ist, wird der Vorskalierer auf zwei ein­ gestellt, was eine Dauer der zweiten Phase ergibt, die 2/3 der Dauer der ersten Phase beträgt.

Eine Alternative zu der Messung der Ladungslieferung, um die Länge der ersten Phase des zweiphasigen Pulses zu bestimmen, ist die Messung der Spannung, die auf dem Kondensator 500 bleibt. Bei dieser Implementierung wird eine Schaltung, bei­ spielsweise ein Spannungsteiler, der mit einem Pufferver­ stärker verbunden ist, verwendet, um die Spannung auf dem Kondensator 500 zu überwachen. Der Ausgang des Pufferver­ stärkers ist mit einem Komparator verbunden. Wenn der Kompa­ rator einen Spannungspegel an dem Ausgang des Pufferverstär­ kers erfaßt, der einem Spannungsabfall auf dem Kondensator 500 von 1000 V entspricht, wird ein Signal zu der Steuerung 502 gesendet. Abhängig von dem Zeitpunkt (Vt), zu dem die Spannung auf dem Kondensator 500 1000 V erreicht, wird die Dauer der ersten Phase des zweiphasigen Pulses variiert. Wie bei dem Ladungssteuerausführungsbeispiel wird die Zeit, die erforderlich ist, um diese Spannung zu erreichen, unter Ver­ wendung eines Aufwärts/Abwärts-Zählers, der eine skalierte Abwärtsgrenzfrequenz zählt, überwacht. Die Dauer der ersten Phase (t(ø1)) basiert auf der Zeit, die erforderlich ist, um Vt zu erreichen. Das Verfahren, um t(ø1) geeignet auszuwäh­ len, ist identisch zu dem des Ladungssteuerausführungsbei­ spiels. Wenn Vt nicht innerhalb von 6,18 mS erreicht wird, wird t(ø1) auf 12 mS eingestellt. Tabelle II zeigt die t(Vt)-Schwellen und deren zugeordnete Längen der ersten Pha­ se (t(ø1)). Die Zwischenphasenverzögerung und das Bestimmen der Zeitgebung der zweiten Phase sind absolut gleichartig zu dem Ladungssteuerverfahren.

Tabelle II

Claims (34)

1. Verfahren zum Anwenden einer Elektrotherapie bezüglich eines Patienten (37; 208; 504), bei einer Elektrothera­ pievorrichtung (30; 50), die eine Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) aufweist, mit folgenden Schritten:
Messen (102; 112) eines ersten Parameters, der sich auf eine Impedanz des Patienten (37; 208; 504) bezieht;
Konfigurieren (108; 118) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem ersten Parameter;
Koppeln (122) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit dem Patienten (37; 208; 504);
Messen (124) eines dritten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) zu dem Patienten (37; 208; 504) gelie­ fert wird; und
Entkoppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von dem Patienten (37; 208; 504) basierend auf dem dritten Parameter.

2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die Elektrotherapie­ vorrichtung (30; 50) folgende Merkmale aufweist: eine erste Verbindungseinrichtung (34), die zwischen die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) und eine erste Elektrode (36; 212; 506) und eine zweite Elektrode (36; 214; 506), die mit dem Patienten (37; 208; 504) gekop­ pelt sind, gekoppelt ist; eine Meßvorrichtung (44), die für eine Koppelung zu der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) konfigu­ riert ist; und eine Steuerung (38; 202; 502), die mit der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501), der ersten Verbindungseinrichtung (34), der Meßvorrichtung (44) und einem Sensor (42; 216; 524, 526) gekoppelt ist, bei dem:
das Messen (102; 112) des ersten Parameters die Verwen­ dung der Meßvorrichtung (44) umfaßt;
das Konfigurieren (108; 118) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) das Einstellen eines zweiten Para­ meters unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, wobei der zweite Parameter auf dem ersten Para­ meter basiert und sich auf die Energie, die durch die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) gespeichert wird, bezieht;
das Koppeln (122) der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit dem Patienten (37; 208; 504) das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214, 506) zu koppeln;
das Messen (124) des dritten Parameters die Verwendung des Sensors (42; 216; 524, 526) umfaßt; und
das Entkoppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von dem Patienten (37; 208; 504) das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) umfaßt, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) ba­ sierend auf dem dritten Parameter zu entkoppeln.

3. Verfahren nach Anspruch 2, das ferner folgende Schritte aufweist:
Messen (102; 112) des ersten Parameters unter Verwen­ dung der Meßvorrichtung (44), wobei das Messen (102; 112) des ersten Parameters nach dem Betätigen der er­ sten Verbindungseinrichtung (34) unter Verwendung der Steuerung (38; 202; 502) stattfindet, um die Energie­ quelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektro­ de (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu entkoppeln;
Bestimmen (126) einer ersten Patientenimpedanz basie­ rend auf dem dritten Parameter; und
Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf dem ersten Parameter und der ersten Patientenimpedanz.

4. Verfahren nach Anspruch 3, bei dem das Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf dem ersten Para­ meter und der ersten Patientenimpedanz das Bestimmen (116) einer zweiten Patientenimpedanz basierend auf dem ersten Parameter, das Bestimmen (128) einer Differenz zwischen der ersten Patientenimpedanz und der zweiten Patientenimpedanz, und das Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf der Differenz und der zweiten Patientenimpedanz umfaßt.

5. Verfahren nach Anspruch 4, bei dem das Messen (102; 112) des ersten Parameters unter Verwendung der Meßvor­ richtung (44) das Anlegen eines Signalverlaufs mit ei­ ner unzureichenden Energie für eine Elektrotherapie an den Patienten (37; 208; 504) durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) umfaßt.

6. Verfahren nach Anspruch 5, bei dem das Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf der Differenz und der zweiten Patientenimpedanz das Einstellen (132) des zweiten Parameters basierend auf der Summe der zweiten Patientenimpedanz und der Differenz umfaßt.

7. Verfahren nach Anspruch 2, das ferner folgende Schritte aufweist:
Klassifizieren des ersten Parameters in einen einer Mehrzahl von vorbestimmten Bereichen, wobei jeder der vorbestimmten Bereiche einem einer Mehrzahl von Werten entspricht, wobei das Einstellen (132) des zweiten Pa­ rameters das Einstellen des zweiten Parameters auf ei­ nen der Werte, der einem der vorbestimmten Bereiche entspricht, in dem das Klassifizieren den ersten Para­ meter plazierte, und wobei das Klassifizieren des er­ sten Parameters nach dem Messen des ersten Parameters und vor dem Einstellen des zweiten Parameters stattfin­ det.

8. Verfahren nach Anspruch 7, bei dem der zweite Parameter eine Spannung umfaßt, die auf einem Kondensator (32; 200, 204; 500, 501) gespeichert ist, wobei der Konden­ sator in der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) enthalten ist.

9. Verfahren nach Anspruch 8, das ferner den Schritt des Bestimmens eines ersten Zeitintervalls basierend auf dem dritten Parameter aufweist, wobei das Bestimmen des ersten Zeitintervalls nach dem Messen des dritten Para­ meters und vor dem Betätigen der ersten Verbindungsein­ richtung (34), um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu entkoppeln, statt­ findet.

10. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der dritte Parameter einen Strom, der in den Patienten (37; 208; 504) fließt, umfaßt.

11. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der dritte Parameter eine Spannung auf dem Kondensator (32; 204; 500) um­ faßt.

12. Verfahren nach Anspruch 9, bei dem der dritte Parameter eine Ladung, die zu dem Patienten (37; 208; 504) gelie­ fert wird, umfaßt.

13. Verfahren nach Anspruch 12, bei dem:
das erste Zeitintervall eine Zeit umfaßt, die erforder­ lich ist, um eine vorbestimmte Ladungsmenge zu dem Pa­ tienten (37; 208; 504) zu liefern; und
das Betätigen der ersten Verbindungseinrichtung (34), um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elek­ trode (36; 214; 506) zu entkoppeln, das Bestimmen eines zweiten Zeitintervalls umfaßt, indem das erste Zeitin­ tervall in eines einer Mehrzahl von vorbestimmten Zeit­ intervallen klassifiziert wird, indem einer einer Mehr­ zahl von Zeitwerten, die den vorbestimmten Zeitinter­ vallen entsprechen, ausgewählt wird, um eine Zeitdauer von dem Koppeln der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu dem Entkoppeln der Energiequelle von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einzustellen.

14. Verfahren nach Anspruch 13, bei dem die Meßvorrichtung (44) eine zweite Verbindungseinrichtung zum Koppeln bzw. Entkoppeln des Meßvorrichtung (44) mit bzw. von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) aufweist.

15. Verfahren gemäß Anspruch 14, bei dem der erste Parame­ ter eine Spannung umfaßt.

16. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) zum Durchführen ei­ ner Elektrotherapie bezüglich eines Patienten (37; 208; 504) durch eine erste Elektrode (36; 212; 506) und eine zweite Elektrode (36; 214; 506), mit folgenden Merkma­ len:
einer Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501), um Ener­ gie durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode zu dem Patienten zu liefern;
einem Sensor (42; 216; 524, 526), der konfiguriert ist, um einen ersten Parameter, der sich auf die Energie, die zu dem Patienten (37; 208; 504) geliefert wird, be­ zieht, zu messen;
einer ersten Verbindungseinrichtung (34), die konfi­ guriert ist, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu koppeln bzw. von denselben zu entkoppeln;
einer Meßvorrichtung (44), die konfiguriert ist, um ei­ nen zweiten Parameter, der sich mit einer Impedanz des Patienten ändert, durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) zu messen; und
einer Steuerung (38; 202; 502), die mit der ersten Ver­ bindungseinrichtung (34) und der Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter von dem Sensor (42; 216; 524, 526) zu empfangen, wobei die Steuerung (38; 202; 502) konfiguriert ist, um die erste Verbindungseinrichtung (34) zu betätigen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu koppeln, und konfiguriert ist, um die erste Verbindungseinrichtung (34) zu betätigen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem ersten Parameter von der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elek­ trode (36; 214; 506) zu entkoppeln, und wobei die Steuerung (38; 202; 502) angeordnet ist, um den zweiten Parameter von der Meßvorrichtung (44) zu empfangen, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf dem zweiten Parameter zu konfigurieren.

17. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 16, bei der die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) eine Leistungsversorgung (200; 501) und einen Kondensator (204; 500) aufweist, wobei die Leistungsversorgung zum Aufladen des Kondensators dient.

18. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 17, bei der der zweite Parameter eine Ausgangsspannung von der Meßvorrichtung (44) umfaßt; und bei der die Meßvorrichtung (44) eine Konfiguration auf­ weist, um eine Messung des zweiten Parameters durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) durchzuführen.

19. Elektrotherapievorrichtung nach Anspruch 18, bei der die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration auf­ weist, um eine erste Patientenimpedanz basierend auf dem ersten Parameter zu bestimmen, um eine zweite Pa­ tientenimpedanz basierend auf dem zweiten Parameter zu bestimmen, um eine Differenz zwischen der ersten Pa­ tientenimpedanz und der zweiten Patientenimpedanz zu bestimmen, und um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf der Differenz und der zweiten Pa­ tientenimpedanz zu konfigurieren.

20. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 19, bei der die Meßvorrichtung (44) eine Konfiguration auf­ weist, um eine Messung des zweiten Parameters durch das Anlegen eines Signalverlaufs, der eine unzureichende Energie für eine Elektrotherapie besitzt, an den Pa­ tienten durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) durchzuführen.

21. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 20, bei der die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um die Energiequelle (32; 200, 204; 500, 501) basierend auf der Summe der zweiten Patientenimpedanz und der Differenz zu konfigurieren.

22. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 18, bei der die Leistungsversorgung (32; 200, 204; 500, 501) eine Konfiguration aufweist, um den Kondensator (204; 500) basierend auf der Ausgangsspannung von der Meßvorrichtung (44) auf eine einer Mehrzahl von vorbe­ stimmten Spannungen aufzuladen.

23. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 18, bei der die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um eine Interpolation unter Verwendung der Ausgangsspannung von der Meßvorrichtung (44) durchzu­ führen, um eine Ladungsspannung zum Aufladen des Kon­ densators (204; 500) mit der Leistungsversorgung (200; 501) zu bestimmen.

24. Elektrotherapievorrichtung (30; 50) nach Anspruch 23, bei der die Meßvorrichtung (44) eine zweite Verbin­ dungseinrichtung (46) zum Koppeln der Meßvorrichtung (44) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) bzw. zum Entkoppeln von denselben aufweist.

25. Defibrillator (30; 50) zum Liefern eines mehrphasigen Signalverlaufs durch eine erste Elektrode (36; 212; 506) und eine zweite Elektrode (36; 214; 506) zu einem Patienten (37; 208; 504) für eine Defibrillation, mit folgenden Merkmalen:
einem Kondensator (204; 500) zum Speichern einer Ladung zur Lieferung zu dem Patienten (37; 208; 504) durch die erste Elektrode und die zweite Elektrode, wobei der Kondensator (204; 500) einen ersten Anschluß und einen zweiten Anschluß aufweist;
einer Leistungsversorgung (200; 501) zum Laden des Kon­ densators (204; 500);
einer ersten Verbindungseinrichtung (34), die zwischen den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kon­ densators (204; 500) und die erste Elektrode und die zweite Elektrode gekoppelt ist, um zu ermöglichen, daß der erste Anschluß des Kondensators (204; 500) mit ent­ weder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt und von derselben entkoppelt wird, und um er­ möglichen, daß der zweite Anschluß des Kondensators (204; 500) mit entweder der ersten Elektrode oder der zweiten Elektrode gekoppelt und von derselben entkop­ pelt wird; und
einem Sensor (42; 216; 524, 526) zum Messen eines er­ sten Parameters, der sich auf die Energie bezieht, die durch den Kondensator (204; 500) geliefert wird;
einer Schaltung (44), zum Messen eines zweiten Parame­ ters, der mit der Patientenimpedanz variiert, wobei die Schaltung (44) zum Messen des zweiten Parameters durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elek­ trode (36; 214; 506) konfiguriert ist; und
einer Steuerung (38; 202; 502), die mit der ersten Ver­ bindungseinrichtung (34) gekoppelt ist und angeordnet ist, um den ersten Parameter zu empfangen, wobei die Steuerung (38; 202; 502) konfiguriert ist, um basierend auf dem ersten Parameter die erste Verbindungseinrich­ tung (34) zu betätigen, um den ersten Anschluß und den zweiten Anschluß des Kondensators (204; 500) von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode zu entkop­ peln, wobei die Steuerung angeordnet ist, um den zwei­ ten Parameter von der Meßvorrichtung (44) zu empfangen und die Leistungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des Kondensators (204; 500) basierend auf dem zweiten Para­ meter zu konfigurieren.

26. Defibrillator nach Anspruch 25, bei dem die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um eine erste Patientenimpedanz basierend auf dem ersten Para­ meter zu bestimmen, um eine zweite Patientenimpedanz basierend auf dem zweiten Parameter zu bestimmen, um eine Differenz zwischen der ersten Patientenimpedanz und der zweiten Patientenimpedanz zu bestimmen, und um die Leistungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des Kondensators (204; 500) basierend auf der Differenz und der zweiten Patientenimpedanz zu konfigurieren.

27. Defibrillator nach Anspruch 26, bei dem die Schaltung (44) eine Konfiguration zum Durchführen einer Messung des zweiten Parameters durch das Anlegen eines Signal­ verlaufs, der eine unzureichende Energie für eine Defi­ brillation besitzt, durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) an den Pa­ tienten aufweist.

28. Defibrillator nach Anspruch 27, bei dem die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um die Lei­ stungsversorgung (200; 501) zum Aufladen des Kondensa­ tors (204; 500) basierend auf der Summe der zweiten Patientenimpedanz und der Differenz zu konfigurieren.

29. Defibrillator nach Anspruch 25, bei dem die Schaltung (44) eine Signalquelle (300) zum Liefern eines Signals durch die erste Elektrode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) zum Erzeugen des zweiten Para­ meters aufweist.

30. Defibrillator nach Anspruch 29, bei dem der erste Para­ meter eine Spannung über den Kondensator (204; 500) um­ faßt.

31. Defibrillator nach Anspruch 29, bei dem der erste Pa­ rameter die Ladung, die zu dem Patienten (37; 208; 504) geliefert wird, umfaßt.

32. Defibrillator nach Anspruch 31, bei dem die Steuerung (38; 202; 502) eine Konfiguration aufweist, um die La­ dung, die zu dem Patienten (37; 208; 504) geliefert wird, zu überwachen, um ein Zeitintervall zum Liefern einer vorbestimmten Ladungsmenge zu dem Patienten zu bestimmen und das Zeitintervalls in eines einer Mehr­ zahl von vorbestimmten Zeitintervallen zu klassifizie­ ren, wobei die Steuerung (38; 202; 502) ferner eine Konfiguration aufweist, um einen einer Mehrzahl von vorbestimmten Zeitwerten, die den vorbestimmten Zeit­ intervallen entsprechen, auszuwählen, um eine Zeitdauer von dem Koppeln des ersten Anschlusses und des zweiten Anschlusses mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) zu dem Entkoppeln des ersten Anschlusses und des zweiten Anschlusses von der ersten Elektrode und der zweiten Elektrode einzu­ stellen.

33. Defibrillator nach Anspruch 32, bei dem die Schaltung (44) eine zweite Verbindungseinrichtung (46) zum Kop­ peln der Schaltung (44) mit der ersten Elektrode (36; 212; 506) und der zweiten Elektrode (36; 214; 506) bzw. zum Entkoppeln der Schaltung (44) von denselben auf­ weist.

34. Defibrillator nach Anspruch 33, bei dem der zweite Pa­ rameter eine Spannung umfaßt, die durch die erste Elek­ trode (36; 212; 506) und die zweite Elektrode (36; 214; 506) über den Patienten gemessen wird.