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Die
vorliegende Beschreibung betrifft Elektrotherapieschaltkreise und
besonders externe Defibrillatoren, die über Elektroden, die extern
am Körper
des Patienten oder intern während
eines chirurgischen Eingriffs am Herz des Patienten angebracht werden,
Defibrillationsstromstöße an das
Herz des Patienten abgeben.
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Normalerweise
führt die
elektrochemische Aktivität
im menschlichen Herz dazu, dass sich die Muskelfasern des Organs
in aufeinander abgestimmter Weise zusammenziehen und entspannen.
Diese synchrone Aktion der Herzmuskulatur bewirkt, dass Blut aus
den Herzkammern in die lebenswichtigen Organe des Körpers gepumpt
wird. Im Fall von Kammerflimmern (KF) führt jedoch anomale elektrische
Aktivität
im Herz dazu, dass sich einzelne Muskelfasern asynchron und chaotisch
zusammenziehen. Im Ergebnis dieses Synchronisationsverlustes verliert
das Herz die Fähigkeit,
Blut wirksam zu pumpen.
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Defibrillatoren
erzeugen einen starken Stromimpuls, der die mit Kammerflimmern in
Zusammenhang stehende chaotische elektrische Aktivität des Herzes
unterbricht und dem elektrochemischen System des Herzes die Möglichkeit
zur Resynchronisierung gibt. Nach Wiederherstellung der geordneten
elektrischen Aktivität setzen
normalerweise synchrone Muskelkontraktionen, die zur Wiederherstellung
der wirksamen Pumpfunktion des Herzes führen, wieder ein.
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Der
für die
wirksame Defibrillation erforderliche Strom hängt von der besonderen Stromwellenform, einschließlich ihrer
Amplitude, Dauer, Gestalt (d. h. ob es sich um eine sinusförmige, abklingende
sinusförmige,
Rechteck- oder exponentiell abklingende Gestalt handelt) und davon
ab, ob die Stromwellenform einpolig (einphasig) ist oder eine sowohl
positive als auch negative Polung hat (also zweiphasig ist). Es
wurde darauf hingewiesen, dass starke Defibrillationsströme das Herzgewebe
schädigen
können.
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Es
ist bekannt, dass ein externer Defibrillator gebaut wurde, der die
Impedanz des Patienten abtasten und die Dauer der ersten und zweiten
Phase einer zweiphasigen Wellenform in Abhängigkeit von der Impedanz des
Patienten festlegen kann. Ein Beispiel eines derartigen Defibrillators
ist in PCT Patent Veröffentlichung
Nr. WO 95/05215 beschrieben. Fain et al., US-Patent Nr. 5.230.336,
offenbaren eine Methode zur Einstellung von Impulsbreiten einphasiger
und zweiphasiger Defibrillationswellenformen auf der Grundlage der gemessenen
Patientenimpedanz. Kerber et al., „Advance Prediction of Transthoracic
Impedance in Human Defibrillation and Cardioversion: Importance
of Impedance in determining the Success of Low-energy Shocks", 1984, beschreiben
ein Verfahren zur Auswahl der Energie der Defibrillationsschocks
auf der Grundlage der mit Hilfe eines Hochfrequenzsignals gemessenen
Impedanz des Patienten.
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Es
ist ferner bekannt, dass ein Defibrillator mit einem Sicherheitswiderstand
im Defibrillatorpfad (PCT Patent Veröffentlichung Nr. WO 95/05215)
gebaut wurde. Vor Anwendung einer Defibrillationswellenform bei einem
Patienten wird ein Testimpuls durch den Sicherheitswiderstand geleitet,
während
ein Strommesswiderstand den Strom überwacht. Ist der abgetastete
Strom geringer als der für
einen Kurzschluss repräsentative Sicherheitsschwellenwert,
wird der Sicherheitswiderstand entfernt und die Defibrillationswellenform
bei dem Patienten angewendet.
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Es
ist bekannt, dass in einem implantierbaren Defibrillator eine zweiphasige
Wellenform genutzt wird, deren erste Phase aus mehrfachen abgekürzten abklingenden
Expontentialfunktionen, die eine sägezahnförmige Näherung einer linearen Gestalt
bilden, bestehen (Kroll, US-Patent Nr. 5.199.429). Das wird dadurch
erreicht, dass eine bestimmte Anzahl von Energiespeicherkondensatoren
geladen und dann nacheinander einzelne Kondensatoren während der
ersten Phase entladen werden, wodurch die Sägezahnform des vom Schaltkreis
abgegebenen Stroms erzeugt wird. Ein neueres Patent, Kroll, US Patent
Nr. 5.514.160, beschreibt eine zweiphasige Wellenform mit einer
linearen ersten Phase, die durch Anordnung eines MOSFET Strombegrenzers
im Defibrillationspfad erzeugt wird, in einem implantierbaren Defibrillator.
In diesem Patent wird darauf hingewiesen, dass der stark nichtlineare
Strombegrenzer für
den Kondensator wie ein kleiner und abnehmender Widerstand aussieht.
Auch Schuder et al. beschreiben in "Transthoracic Ventricular Defibrillation
in the 100 kg Calf with Symmetrical One-Cycle Bidirectional Rectangular
Wave Stimuli" die
Nutzung zweiphasiger Wellenformen mit linearen ersten und zweiten
Phasen zur Behandlung von Kammerflimmern bei Kälbern. Stroetmann et al., US
Patent Nr. 5.350.403, offenbaren eine Wellenform mit sägezahnförmiger Welligkeit,
die durch die periodische Unterbrechung einer nichtkontinuierlichen
Entladung einer Ladeschaltung erzeugt wird.
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US
Patent Nr. 5.531.764 offenbart einen implantierbaren Defibrillator
mit programmierbaren Schockwellenformen und -pfaden, wobei jede
der aufeinander folgenden Wellenformen eine andere Gestalt und Form haben
kann und in gewünschter
Folge an bzw. durch einen Bereich des menschlichen Herzes abgegeben
werden kann. Die Schockwellenformen können unabhängig voneinander durch bestimmte
oder verschiedene Herzbereiche in einer berechneten gemeinsamen
Zeit an die Topf- oder Haftelektrode abgegeben werden. Als Alternative
kann eine erste Schockwellenform oder eine Gruppe von Schockwellenformen durch
einen oder mehrere Herzbereiche abgegeben werden, gefolgt von der
Abgabe einer gemäß Zeitabfolge
verzögerten Schockwellenform
bzw. Schockwellenformen durch einen oder mehrere Herzbereiche an
die Topf- oder Haftelektrode. US Patent Nr. 5.391.186 offenbart
einen implantierbaren Kardioverter-Defibrillator, der eine unterbrochene
entladene Abgabe zur Steuerung der Abgabespannungswellenform nutzt.
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Die
vorliegende Erfindung betrifft einen Elektrotherapiestromkreis zur
Abgabe einer Stromwellenform an einen Patienten, die eine Ladungsspeichervorrichtung,
mindestens zwei mittels elektrischer Schaltung mit entgegengesetzten
Polen der Ladungsspeichervorrichtung verbundene Entladungselektroden
und eine mit der Ladungsspeichervorrichtung verbundene Steuerschaltung
umfasst. Erfindungsgemäß steuert
der Stromkreis eine kontinuierliche Entladung der Ladungsspeichervorrichtung über die
Elektroden, um eine Phase einer Stromwellenform zu erzeugen, wobei
die Differenz zwischen dem Spitzenstrom der Phase und dem geringsten Strom
der Phase weniger als ein Drittel des Spitzenstroms der Phase beträgt, gefolgt
von einer weiteren Phase der Stromwellenform mit einer der ersten
Phase entgegengesetzten Polung und kürzerer Dauer. In bevorzugten
Ausführungsformen
beträgt
die Differenz zwischen dem Spitzenstrom der ersten Phase und dem
geringsten Betrag der Phase weniger als ein Viertel, vorzugsweise
weniger als ein Fünftel
des Spitzenstroms. Die zweite Phase der Stromwellenform hat normalerweise
die Form einer verkürzten
Exponentialfunktion.
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In
bevorzugten Ausführungsformen
der Erfindung umfasst mindestens eine der Phasen der Stromwellenform
eine Welligkeit. Die die Welligkeit aufweisende Phase der Wellenform
ist normalerweise eine im Wesentlichen lineare positive Phase einer
zweiphasigen Wellenform. Wir denken, dass die Nutzung einer Wellenform
mit einer im Wesentlichen linearen positiven Phase dazu führt, die
für die
wirksame Defibrillation erforderliche durchschnittliche Wahrnehmbarkeitsschwelle
zu senken und die Schädigung
des Patientengewebes auch dann zu vermeiden, wenn die dem Patienten
verabreichte Gesamtenergie relativ hoch ist.
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Um
eine niedrigere durchschnittliche Wahrnehmbarkeitsschwelle für die wirksame
Defibrillation zu Verfügung
zu stellen und die Möglichkeit
der Schädigung
des Patientengewebes zu minimieren, kann die Höhe (der Aufwärtssprung)
der Welligkeit auf weniger als ein Drittel und vorzugsweise weniger
als ein Viertel oder ein Fünftel
der Höhe
des Spitzenstroms der Phase beschränkt werden. Wir denken, dass
die Dauer der die Welligkeit umfassenden Phase zwischen 50 und 70
Prozent (d. h. drei Fünftel
von fünf
Achtel) der Gesamtdauer der die Welligkeit umfassenden Phase und
der anderen Phase betragen sollte. Außerdem denken wir, dass jede
sägezahnförmige Welligkeit
in einer der beiden Phasen der Wellenform vorzugsweise eine Höhe von weniger
als etwa einem Viertel und vorzugsweise weniger als etwa einem Sechstel
der durchschnittlichen Phasenhöhe
haben sollte, um die für
die wirksame Defibrillation erforderliche durchschnittliche Wahrnehmbarkeitsschwelle
und die Möglichkeit
der Schädigung
des Patientengewebes weiter zu minimieren.
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Die
erfindungsgemäße Elektrotherapieschaltung
umfasst normalerweise einen mit der Ladungsspeichervorrichtung und
einer der Elektroden verbundenen ohmschen Stromkreis und einen Steuerstromkreis.
Der Steuerstromkreis ist mit dem ohmschen Stromkreis verbunden und
steuert den Widerstand des ohmschen Stromkreises während der
Entladung der Ladungsspeichervorrichtung, um eine bestimmte Stromwellenform zwischen
den Entladungselektroden zu erzeugen. Der ohmsche Stromkreis kann
mehrere in Reihe geschaltete Widerstände umfassen.
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In
bevorzugten Ausführungsformen
entscheidet der Steuerstromkreis auf der Grundlage der während eines
anfänglichen
Abtastimpulsabschnitts der Entladung der Ladungsspeichervorrichtung
abgetasteten Patientenimpedanz, wie viele Widerstände (gegebenenfalls)
am Anfang eines therapeutischen Entladungsabschnitts der Entladung
der Ladungsspeichervorrichtung (d. h. am Anfang einer zweiphasigen
Defibrillationswellenform) in den Defibrillationspfad aufzunehmen
sind. In Abhängigkeit
von der abgetasteten Patientenimpedanz kann dies bedeuten, dass
die Stromstärke
zwischen Abtastimpuls und Beginn der zweiphasigen Defibrillationswellenform
zunimmt. Wenn die zweiphasige Defibrillationswellenform beginnt,
werden die im Defibrillationspfad befindlichen Widerstände nach
einander überbrückt, wodurch
eine sägezahnförmige Näherung an
eine linear Gestalt des Abgabestroms erzeugt wird (der Abgabestrom
klingt ab und steigt dann jedes Mal an, wenn ein Widerstand überbrückt wird).
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Die
Erfindung stellt eine verbesserte, kostengünstige Methode zur Erzeugung
einer zweiphasigen Wellenform mit einer linearen ersten Phase zur
Verfügung.
Widerstände
sind im Vergleich zu Kondensatoren relativ billig, und eine Gesamtzahl
von N Stufen der Widerstandswerte kann mit log2N
Widerständen
im Gegensatz zu N Kondensatoren erreicht werden, indem die Widerstände einfach
in binärer
Folge (1-2-4-usw.) in Reihe geschaltet werden. Da anstatt von Kondensatoren
Widerstände
genutzt werden, ist keine Schaltung erforderlich, um beim Aufladen
Spannungen an den Kondensatoren auszugleichen oder die Spannungsumkehr in
den Kondensatoren zu verhindern.
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Bestimmte
Ausführungsformen
schließen
eine die Welligkeit glättende
Stellwiderstandsstufe ein. Die Stellwiderstandsstufe ist eine Schaltung,
die jedes Mal, wenn einer der Festwertwiderstände kurzgeschlossen wird, auf
ihren maximalen Widerstandswert zurückgesetzt wird und dann während des
Zeitraums vor der nächsten
stufenweisen Reduzierung des Widerstands auf Null sinkt.
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Ein
weiterer Vorteil der Erfindung besteht darin, dass die Widerstände im Defibrillationspfad
unbedingt kurzschlussfest sind.
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Nach
einem weiteren Aspekt der Erfindung umfasst die Elektrotherapieschaltung
einen mit der Ladungsspeichervorrichtung und einer der Elektroden
verbundenen regelbaren Wechselstromwiderstand, einen Sensor, der
einen patientenabhängigen
elektrischen Parameter abtastet (beispielsweise ein Messwertgeber für die Patientenimpedanz)
und einen Steuerstromkreis. Der Steuerstromkreis ist mit dem Messwertgeber
und dem regelbaren Wechselstromwiderstand verbunden und steuert
den regelbaren Wechselstromwiderstand während der Entladung des patientenabhängigen elektrischen
Parameters (beispielsweise der Patientenimpedanz).
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Nach
einem weiteren Aspekt der Erfindung wird die Entladung so gesteuert,
dass für
einen bestimmten Anteil der von der Ladungsspeichervorrichtung gespeicherten
Ladung die Abhängigkeit
des Spitzenentladungsstroms von dem elektrischen Parameter reduziert
wird.
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Durch
Steuerung der Entladung der Ladungsspeichervorrichtung auf der Grundlage
der abgetasteten Patientenimpedanz ist es möglich, die Differenz zwischen
dem Spitzenstrom, der durch einen Patienten mit geringer Impedanz
fließt
und jenem, der durch einen Patienten mit hoher Impedanz fließt, zu begrenzen.
Auf diese Weise wird der Strom für
einen Bereich von Patientenimpedanzen konstanter gemacht und die
Elektrotherapieschaltung ermöglicht
eine wirksame Defibrillation bei gleichzeitiger Aufrechterhaltung
von kontrollierten Strompegeln, um jede Möglichkeit der Schädigung des
Herzes, der Haut und des Muskelgewebes zu verringern.
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Nach
einem weiteren Aspekt der Erfindung schließt die Entladung der Ladungsspeichervorrichtung eine
Stromwellenform mit einem Abtastimpulsabschnitt, dessen Energie
für die
Therapie nicht ausreicht und in dessen Verlauf der Messwertgeber
den patientenabhängigen
elektrischen Parameter abtastet, und einem therapeutischen Entladungsabschnitt
mit ausreichend Energie zur Durchführung der Therapie ein, dessen
anfänglicher
Entladungsstrom durch den Steuerstromkreis auf der Grundlage des
vom Messwertgeber abgetasteten patientenabhängigen elektrischen Parameters
gesteuert wird. Der Abtastimpulsabschnitt hat einen Entladungsstrom,
der mindestens etwa ein Drittel des anfänglichen Entladungsstroms des
therapeutischen Entladungsabschnitts beträgt.
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Wenn
ein starker Gleichstrom durch einen Patienten fließt, unterscheidet
sich seine Impedanz von derjenigen, die beim Fließen eines
geringen Stroms oder eines Wechselstroms durch den Patienten besteht.
Wir denken, dass der Strompegel des Abtastabschnitts stets mindestens
ein Drittel und vorzugsweise die Hälfte der Stromstärke zu Beginn
des therapeutischen Entladungsabschnitts betragen sollte, um den
Nachweis einer Patientenimpedanz zu gewährleisten, die der Impedanz
des Patienten während
des therapeutischen Entladungsabschnitts ungefähr gleich ist.
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Nach
einem weiteren Aspekt der Erfindung erfolgt die Entladung der Ladungsspeichervorrichtung ohne
Aufladen der Vorrichtung zwischen dem Abtastimpulsabschnitt und
dem therapeutischen Entladungsabschnitt der Stromwellenform.
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So
können
paddelförmige
Elektroden am Brustkorb des Patienten befestigt (oder löffelförmige Elektroden
während
eines chirurgischen Eingriffs am offenen Herz direkt auf das Herz
aufgelegt) werden, den Abtastimpuls sofort abgeben und dann die
zweiphasige Defibrillationswellenform unmittelbar nach dem Abtastimpuls
einleiten. Das ist besonders wichtig, weil der Patient (oder das
Herz des Patienten) sich bewegen kann und es für den Arzt schwierig ist, auf
die Haut (oder das Herz) des Patienten einen gleichbleibenden Druck auszuüben.
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Zahlreiche
weitere Merkmale, Ziele und Vorteile der Erfindung werden aus der
anschließenden
detaillierten Beschreibung der Ausführungsformen ersichtlich, wenn
sie im Zusammenhang mit den beiliegenden Zeichnungen gelesen wird.
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1 ist
eine grafische Darstellung einer von einer erfindungsgemäßen Elektrotherapieschaltung
erzeugten Stromwellenform.
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2 ist
eine grafische Darstellung der wichtigsten Elemente der erfindungsgemäßen Elektrotherapieschaltung.
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3 ist
eine schematische Darstellung der in Reihe geschalteten Widerstandsschaltung,
die in der Elektrotherapieschaltung der 2 dargestellt
ist.
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4 ist
eine schematische Darstellung der H-Brückenschaltung, die in der Elektrotherapieschaltung der 2 dargestellt
ist.
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5 ist
eine schematische Darstellung des Stellwiderstands, der in der Elektrotherapieschaltung
der 2 dargestellt ist.
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6–9 sind
grafische Darstellungen von Stromwellenformen, die von der erfindungsgemäßen Elektrotherapieschaltung
auf der Grundlage verschiedener gemessener Patientenimpedanzen erzeugt
werden.
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10A und 10B sind
Tabellen der Widerstandswerte, die zur Erzeugung der in den 6–10B dargestellten Wellenformen genutzt werden.
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11 ist
eine Tabelle der Wellenformparameter für verschiedene Patientenimpedanzen
im „Normalbetrieb" und „hochenergetischen" Betrieb einer erfindungsgemäßen Elektrotherapieschaltung.
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Bezug
nehmend auf 1 beginnt beim Einsatz eines
erfindungsgemäßen externen
Defibrillators die zweiphasige Stromwellenform mit einem anfänglichen „Abtastimpuls" 10, dessen
Energie für
die Therapie nicht ausreicht. Der Abtastpuls ist Bestandteil der
sich unmittelbar anschließenden
zweiphasigen Defibrillationswellenform, deren Energie für die Defibrillation
des Herzes des Patienten ausreicht. Die zweiphasige Defibrillationswellenform
schließt
eine im Allgemeinen lineare positive Phase 12 von 6 Millisekunden
Dauer mit einer sägezahnförmigen Welligkeit 14 ein,
auf die eine negative Phase 16 von 4 Millisekunden Dauer
folgt, die exponentiell abklingt, bis die Wellenform endet. Der
Begriff „linear", wie er hier gebraucht
wird, bedeutet eine Gerade, unabhängig davon, ob die Gerade eben
oder geringfügig
geneigt ist. Die Stromwellenform nimmt vom Ende der positiven Phase
bis zum Beginn der negativen Phase über eine Reihe von Stufen 18 ab,
wobei der Übergang
bei Null eine der Stufen ist. Zu beachten ist, dass aus Gründen der
Klarheit dieser 0,1 Millisekunde dauernde Übergang in 1 nicht
maßstabsgerecht
gezeichnet ist. Maßstabsgerecht
wäre die
Dauer dieses Übergangs
viel kürzer
als in 1 dargestellt.
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Wir
denken, dass eine zweiphasige Defibrillationswellenform mit einem
positiven linearen Impuls von 6 Millisekunden Dauer, gefolgt von
einem Übergang
von 0,1 Millisekunden Dauer und einem negativen Impuls von 4 Millisekunden
Dauer mit einer der Endamplitude des positiven Impulses gleichenden
Anfangsamplitude eine besonders wirksame Wellenform für die Defibrillation
ist. Der negative Impuls braucht nicht linear zu sein.
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Die
Grundschaltung zur Erzeugung der zweiphasigen Wellenform ist in 2 dargestellt.
Ein Speicherkondensator 20 (115 μF) wird von einem Ladestromkreis 22 auf
einen Höchstwert
von 2200 Volt geladen, während
die Relais 26 und 28 und die H-Brücke offen
sind. Danach lässt
man die im Speicherkondensator 20 gespeicherte elektrische
Ladung durch die Elektroden 21 und 23 und den
Körper
des Patienten 24 fließen.
Vor allem werden die Relaisschalter 17 und 19 geöffnet und
dann die Relaisschalter 26 und 28 geschlossen.
Dann werden die elektronischen Schalter 30, 32, 34 und 36 der
H-Brücke 48 geschlossen,
damit der elektrische Strom in einer Richtung durch den Körper des
Patienten fließt;
danach werden die elektronischen H-Brücken-Schalter 30, 32, 34 und 36 geöffnet und
die H-Brückenschalter 38, 40, 42 und 44 geschlossen,
damit der elektrische Strom in entgegengesetzter Richtung durch
den Körper
des Patienten fließen
kann. Die elektronischen Schalter 30–44 werden von Signalen
der jeweiligen Optokoppler gesteuert, die ihrerseits von Signalen eines
Mikroprozessors 46 oder, als Alternative, einer festverdrahteten
Prozessorschaltung gesteuert werden. Die Relaisschalter 26 und 28,
die ebenfalls vom Mikroprozessor 46 gesteuert werden, isolieren
den Patienten 24 von Leckströmen der Brückenschalter 30–44,
die etwa 500 Mikroampere betragen können. Die Relaisschalter 26 und 28 können relativ
billig sein, weil sie den Stromimpuls nicht in der aktiven Phase
(„hot
switch") schalten
müssen.
Sie schließen
einige Millisekunden, bevor die H-Brücke 48 durch Schließen einiger
Schalter der H-Brücke
ausgelöst
wird.
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Die
Elektroden 21 und 23 können Standard-Defibrillationselektroden
mit ebener Oberfläche
sein, die an den Brustkorb des Patienten geklebt werden können oder,
als Alternative, paddelförmige
Handelektroden, die auf den Brustkorb des Patienten aufgelegt oder
löffelförmige Handelektroden,
die während
eines Eingriffs am offenen Herz direkt auf das Herz des Patienten
aufgelegt werden. Der Speicherkondensator 20 kann ein einzelner
Kondensator oder eine Anzahl von in Reihe oder parallel geschalteten
Kondensatoren sein.
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Ein
ohmscher Stromkreis 50, der die in Reihe geschalteten Widerstände 52, 54 und 56 einschließt, ist im
Strompfad vorgesehen, wobei jeder der Widerstände mit einem vom Mikroprozessor 46 gesteuerten
kurzschließenden
Schalter 58, 60 und 62 parallel verbunden
ist. Die Widerstände
haben unterschiedliche Werte, die in binärer Folge so abgestuft sind,
dass sie 2n mögliche Widerstände ergeben,
wobei n die Zahl der Widerstände
ist. Während
des anfänglichen „Abtastimpulses", wenn die H-Brückenschalter 30, 32, 34 und 36 geschlossen
sind, sind alle die Widerstände
kurzschließenden
Schalter 58, 60 und 62 geöffnet, so
dass der Strom durch alle hintereinander geschalteten Widerstände fließt.
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Der
Strommesstransformator 64 misst den durch den Patienten 24 fließenden Strom,
auf dessen Grundlage der Mikroprozessor 46 den Widerstand
des Patienten 24 bestimmt.
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Der
anfängliche
Abtastimpuls ist Bestandteil der sich unmittelbar anschließenden zweiphasigen
Defibrillationswellenform, und der Speicherkondensator 20 wird
zwischen dem anfänglichen
Abtastimpuls und der zweiphasigen Defibrillationswellenform nicht
aufgeladen.
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Wenn
der während
des anfänglichen
Abtastimpulses gemessene Patientenwiderstand niedrig ist, bleiben
am Ende des Abtastimpulses alle die Widerstände kurzschließenden Schalter 58, 60 und 62 offen,
so dass alle Widerstände 52, 54 und 56 im
Strompfad verbleiben (die Widerstände werden dann nacheinander
während
der positiven Phase der zweiphasigen Defibrillationswellenform wie
oben beschrieben kurzgeschlossen, um eine annähernd lineare positive Phase
zu erreichen). Auf diese Weise ist der Strom zu Beginn der positiven ersten
Phase 12 der zweiphasigen Defibrillationswellenform derselbe
wie der Strom während
des Abtastimpulses 10. Ist der während des Abtastimpulses gemessene
Patientenwiderstand hoch, werden einige oder alle der die Widerstände kurzschließenden Schalter 58, 60 und 62 am
Ende des Abtastimpulses geschlossen, wodurch einige oder alle Widerstände kurzgeschlossen
werden. Dadurch wird am Ende des Abtastimpulses ein Aufwärtssprung
ausgelöst,
wie in der Wellenform in 1 dargestellt ist.
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So
hat die zweiphasige Defibrillationswellenform unmittelbar nach dem
Abtastimpuls einen anfänglichen
Entladungsstrom, der auf Grund der von Strommesstransformator 64 gemessenen
Patientenimpedanz vom Mikroprozessor 46 gesteuert wird.
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Der
Strompegel des Abtastimpulses beträgt stets mindestens 50 Prozent
des Strompegels zu Beginn der positiven ersten Phase 12.
Der Abtastimpuls ist natürlich
wie auch der Defibrillationsimpuls ein Gleichstromimpuls.
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Durch
die entsprechende Auswahl der Anzahl der im Strompfad verbleibenden
Widerstände
verringert Mikroprozessor 46 die Abhängigkeit des Spitzenentladungsstroms
von der Patientenimpedanz für
eine bestimmte von der Ladungsspeichervorrichtung gespeicherte Ladung
(hebt sie jedoch nicht auf). Bei einem Patientenwiderstand von 15
Ohm beträgt
der Spitzenstrom etwa 25 A, während
bei einem Patientenwiderstand von 125 Ohm der Spitzenstrom etwa
12,5 A beträgt
(die typische Patientenimpedanz ist etwa 75 Ohm).
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Während der
positiven Phase der zweiphasigen Wellenform werden einige oder alle
Widerstände 52, 54 und 56,
die mit dem Patienten 24 in Reihe geschaltet bleiben, nacheinander
kurzgeschlossen. Jedes Mal, wenn einer der Widerstände kurzgeschlossen
wird, kommt es zu einem Stromanstieg in der Wellenform, wodurch
sich die in der 1 gezeigte sägezahnförmige Welligkeit ergibt. Die
Welligkeit ist im Allgemeinen am Ende der linearen Phase am stärksten,
weil die Abklingzeitkonstante (RC) am Phasenende kürzer ist
als am Phasenanfang. Wenn alle Widerstände unmittelbar nach dem Ende
des Abtastimpulses bereits kurzgeschlossen wurden, klingt die positive
Phase der zweiphasigen Wellenform einfach nach einer Exponentialfunktion
ab, bis die Wellenform zur negativen Phase umschaltet.
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Wie
in 1 dargestellt, sinkt die Stromwellenform am Ende
der positiven Phase durch eine Reihe schneller Schritte, die vom
Ende der positiven Phase bis zum Beginn der negativen Phase ablaufen,
wobei einer der Schritte im Nulldurchgang liegt. Der Mikroprozessor 46 erreicht
dies dadurch, dass er 1.) den Widerstand des ohmschen Stromkreises 50 in
festgelegten Schritten durch Manipulation der die Widerstände kurzschließenden Schalter 58, 60 und 62 nacheinander
erhöht,
2.) alle Schalter der H-Brücke 48 öffnet, um
die Stromwellenform zum Nulldurchgang zurückzuführen, 3.) die Polung der Stromwellenform
umkehrt, indem er die H-Brücken-Schalter,
die zuvor in der positiven Phase der Stromwellenform offen gewesen
waren, schließt und
dann 4.) nacheinander den Widerstand des ohmschen Stromkreises 50 in
festgelegten Schritten durch Manipulation der die Widerstände kurzschließenden Schalter 58, 60 und 62 verringert,
bis der Widerstand des Widerstandskreises 50 dem Widerstand
am Ende der positiven Phase entspricht.
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In
einer Ausführungsform
ist ein Stellwiderstand 66 vorgesehen, der mit den anderen
Widerständen 52, 54 und 56 in
Reihe geschaltet ist, um die sägezahnförmige Welligkeit
zu verringern. Jedes Mal, wenn einer der Festwert-Widerstände 52, 54 oder 56 kurzgeschlossen
wird, springt der Widerstand des Stellwiderstands 66 automatisch
auf einen hohen Wert und nimmt dann ab, bis der nächste Festwert-Widerstand
kurzgeschlossen wird. Dadurch wird die Höhe der sägezahnförmigen Welligkeit in gewissem
Maße von
etwa 3 A auf etwa 0,1 bis 0,2 A geglättet und reduziert die Notwendigkeit,
kleinere Schritte der Festwert-Widerstände anzuwenden (d. h. reduziert
die Notwendigkeit zusätzlicher
Festwert-Widerstandsstufen).
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Die
lineare Phase kann eine gewisse Neigung aufweisen, entweder leicht
steigend oder leicht fallend. Dies ergibt sich aus der „Körnigkeit" (schlechten Auflösung) der
Schritte, der möglichen Änderung
der Patientenimpedanz während
der Wellenform und den eigenen Ungenauigkeiten der Schaltkreiselemente.
Beispielsweise könnten
in Bezug auf die „Körnigkeit" der Schritte Berechnungen
zeigen, dass für
einen Patienten mit 50 Ohm der erforderliche optimale Widerstand
am Ende der lineare Phase 14 Ohm beträgt, doch wegen der zur Verfügung stehenden
Festwert-Widerstände
müssen
wir uns entweder für
10 oder 20 Ohm entscheiden. Wählen
wir 10 Ohm, ergibt sich am Ende der linearen Phase ein „Fehler" von 4 Ohm und der
Strom würde
bis zum Ende der Phase um etwa 6 oder 7 Prozent [(14 – 10)/(50
+ 14)] anwachsen. So würde
ein linearer Impuls von 15 A während
der linearen Phase von 15 A auf 16 A ansteigen. Wird die Änderung
des Anstiegs in eine Absenkung gewünscht, kann der Mikroprozessor
diese Änderung
ohne weiteres vornehmen. Im Allgemeinen denken wir, dass eine Neigung
von mehr als 20 Prozent vermieden werden sollte, damit verhindert
werden kann, dass am oberen Ende der Neigung ein zu hoher Strom
durch den Körper
des Patienten fließt.
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Die
Auswahl des Kondensators (115 μF)
und der Spannung (2200 V) beruht auf dem erwünschten Stromverlauf und der
zulässigen
Absenkung während
der negativen Phase. Der Kondensator speichert die Mindestenergie,
die für
die Erfüllung
der Voraussetzungen der Ladungsabgabe notwendig ist (d. h. die zur
Erzeugung der erwünschten
Stromwellenform von gewünschter
Dauer erforderliche Ladung).
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Die
Schalter auf der linken Seite der H-Brücke 48 können geprüft werden,
indem Schalter 17 und 19 geschlossen, Schalter 26 und 28 geöffnet, Schalter 30 und 32 und
nach kurzer Zeit auch Schalter 42 und 44 geschlossen,
dann nach einer kurzen Zeit Schalter 30 und 32 sowie
wiederum nach kurzer Zeit Schalter 42 und 44 geöffnet werden.
Wenn die Schalter ordnungsgemäß funktionieren,
misst der Strommesstransformator 64 das Fließen von
Strom, wenn alle vier Schalter geschlossen sind, und keinen Strom,
wenn die Schalter 30 und 32 oder die Schalter 42 und 44 offen
sind. Sonst weist der Strommesstransformator 64 das mögliche Vorhandensein
eines Kurzschlusses oder eines offenen Stromkreises nach. Auch die
Schalter auf der rechten Seite der H-Brücke 48 können geprüft werden,
indem Schalter 38 und 40 geschlossen, nach kurzer
Zeit Schalter 34 und 36 geschlossen, dann nach
kurzer Zeit Schalter 38 und 40 geöffnet sowie
wiederum nach kurzer Zeit Schalter 34 und 36 geöffnet werden.
Bei diesem nützlichen
Sicherheitstest ist es nicht notwendig, dass Strom durch den Körper des
Patienten fließt,
da der Strommesstransformator 64 außerhalb der Längsbalken
der H-Brücke 48 angeordnet
ist.
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Der
Mikroprozessor 46 passt sich problemlos an eine komplexe
Umgebung an und funktioniert reibungslos mit verschiedenen Bedienelementen,
Verriegelungen und Sicherheitsmerkmalen des Elektrotherapiesystems.
Neben den hier beschriebenen Funktionen kann der Mikroprozessor
einen Messstreifen, einen Schrittmacher, einen EKG-Monitor usw.
betätigen.
Falls weitere Forschungen ergeben sollten, dass andere Eigenschaften
der Stromimpulse als die hierin beschriebenen erforderlich sind,
kann der Mikroprozessor neu programmiert werden, um die dem Patienten
verabreichten Stromwellenformen zu ändern. So könnte der Mikroprozessor beispielsweise
eine Änderung
der Wellenform ermöglichen,
um eine über
die Zeit ansteigende oder abfallende Sägezahnspannung oder eine Wellenform
mit einer Amplitude der negativen Phase, die geringer (oder größer) als
die Amplitude der positiven Phase ist, zu erzeugen. Natürlich muss
eine für
die Abgabe ausreichend große
Ladung im Speicherkondensator gespeichert sein.
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In
einer alternativen Ausführungsform
klingt die negative Phase der Stromwellenform weitgehend linear
anstatt in Exponentialform ab und die oben zur Bereitstellung einer
weitgehend linearen positiven Phase beschriebenen Verfahren werden
auf die Erzeugung einer weitgehend linearen negativen Phase ausgedehnt. Eine
solche weitgehend lineare negative Phase würde die Nutzung eines höheren kapazitiven
Widerstands und einer höheren
Spannung sowie von Schaltvorrichtungen erfordern, die für höhere Nennleistungen
ausgelegt sind als jene, die in der Schaltung der 2 (für einen
bestimmten Anfangsstromwert der negativen Phase) eingesetzt sind.
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Bezug
nehmend auf 3 umfasst der ohmsche Stromkreis 50 der 2 die
Widerstände 52 (10 Ohm), 54 (zwei
Widerstände
von je 10 Ohm) und 56 (vier Widerstände von je 10 Ohm) sowie IGBT-Kurzschlussschalter 58, 60 und 62.
Alternativ können
auch andere Halbleiter-Schaltvorrichtungen genutzt werden. Die Reihe
der Widerstände
ist zur Schaltung in Schritten von 10 Ohm ausgelegt. Dies ermöglicht einen
Höchstwiderstand
von 80 Ohm (einschließlich
des Stellwiderstands mit 10 Ohm), so dass der an einen Patienten
mit einem Widerstand von 15 Ohm abgegebene Strom auf 21,5 A begrenzt
werden kann (der Stromimpuls würde im
Falle eines Kurzschlusses zwischen den Elektroden 25,6 A betragen).
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Die
Werte der Widerstände
sowie der 115 μF-Wert
des Speicherkondensators und die Kondensatorspannung von 2200 V
werden anhand des Stroms bestimmt, der an die Patientenlast (etwa
12,5–25
A) abgegeben werden muss und bei einer Spanne der Patientenlast
(d. h. 125 Ohm–15
Ohm) erforderlich ist. Die IGBT-Kurzschlussschalter werden mit Hilfe
der vom Mikroprozessor gesteuerten Optokopplerschaltkreise 68, 70 und 72 ein-
und ausgeschaltet. Bezug nehmend auf 4 umfasst
die H-Brücke 48 der 2 die
IGBT-Schalter 30–44,
die mit Hilfe der vom Mikroprozessor gesteuerten Optokopplerschaltkreise 74, 76, 78 und 80 ein- und
ausgeschaltet werden. Es können
auch andere Typen von Halbleiterschaltvorrichtungen als Schalter 30–44 eingesetzt
werden. Zur Steuerung jedes Schalterpaars in jedem Zweig der H-Brücke ist
nur ein Optokoppler vorgesehen.
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Bezug
nehmend auf 5 umfasst der Stellwiderstand 66 in 2 den
zwischen den ohmschen Stromkreis 50 und den Speicherkondensator 20 geschalteten
Widerstand 82. Der Wirkwiderstand des Stellwiderstands 66 wird
von dem parallel zum Widerstand 82 geschalteten Stromkreis
gesteuert, durch den ein Teil des Stroms vom Speicherkondensator 20 zum
ohmschen Stromkreis 50 fließen kann.
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Insbesondere
schließt
der Mikroprozessor jedes Mal, wenn er einen der Festwert-Widerstände im ohmschen
Stromkreis kurzschließt,
auch den Kondensator 84 kurz. Dadurch wird Transistor 86 eingeschaltet, der
die Gateelektrode des FET oder IGBT Transistors 88 auf
Masse zieht, wodurch Transistor 88 abgeschaltet wird. Da
Transistor 88 abgeschaltet ist, fließt nun der gesamte Strom vom
Speicherkondensator 20 zum ohmschen Stromkreis 50 durch
den Widerstand 82.
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Der
Kondensator 84 beginnt sich dann linear aufzuladen, da
im Kollektor des Transistors 86 eine Stromquelle vorhanden
ist. Dadurch steigt die Spannung an der Abzugselektrode/am Kollektor
des Transistors 88 linear an, wodurch der Strom im Transistor 88 linear
ansteigt. Wenn der Strom im Transistor 88 ansteigt, sinkt
der durch den Widerstand 82 fließende Strom, wodurch die Spannung
im Widerstand 82 sinkt und folglich der Wirkwiderstand
des Stellwiderstands 66 ebenfalls sinkt.
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Die
Elektrotherapieschaltung kann entweder in „normaler" oder „hochenergetischer" Betriebsweise genutzt
werden. Diese beiden Betriebsweisen sind identisch, wenn die abgetastete
Impedanz des Patienten unter 40 Ohm liegt. Ist sie jedoch größer als
40 Ohm, wählt
der Mikroprozessor den anfänglichen
Widerstandswert der in Reihe geschalteten Widerstände (nach
dem Abtastimpuls), der von der Betriebsweise abhängig ist. Insbesondere wählt der
Mikroprozessor für
die „hochenergetische" Betriebsweise einen
geringeren anfänglichen
Widerstand als in der „normalen" Betriebsweise. Auf
diese Weise wird in der „hochenergetischen" Betriebsweise mehr
Energie an den Patienten abgegeben als in der „normalen" Betriebsweise. Der Arzt kann versuchen,
die Defibrillation zuerst in der „normalen" Betriebsweise zu erreichen; falls dies
fehlschlägt,
kann er auf die „hochenergetische" Betriebsweise umschalten.
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Wenn
die abgetastete Patientenimpedanz genügend hoch (über 85 Ohm) ist, werden in
der „hochenergetischen" Betriebsweise der
Schaltung alle Widerstands-Kurzschlussschalter nach dem anfänglichen „Abtastimpuls" geschlossen, wodurch
alle in Reihe geschalteten Widerstände kurzgeschlossen werden.
Dadurch wird am Ende des „Abtastimpulses" ein Aufwärtssprung
ausgelöst,
und danach klingt die positive und negative Phase der zweiphasigen
Wellenform jeweils exponentiell ab.
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Bezug
nehmend auf die Tabelle in 10A und 10B und die Wellenformen der 6–9,
die bestimmten Daten der Tabellen der 10A und 10B entsprechen, legt der Mikroprozessor die Widerstandswerte
der in Reihe geschalteten Widerstände ausgehend von der gemessenen
Patientenimpedanz zeitlich so fest, dass die stufenweise Verringerung
des Widerstands der in Reihe geschalteten Widerstände während der
linearen Phase dem Spannungsabfall des Speicherkondensators entspricht.
Zur Vereinfachung wurden der anfängliche
Abtastimpuls und die Schritte zwischen dem Ende der positiven Phase
und dem Beginn der negativen Phase in 6–9 weggelassen.
Ferner gehen wir davon aus, dass der oben diskutierte Stellwiderstand
nicht eingesetzt wird. 6–9 sind Beispiele
der „hochenergetischen" Betriebsweise. 6,
die der Tabelle 3A in 10A entspricht,
beruht auf einer Patientenimpedanz von 50 Ohm. In diesem Fall wählt der
Mikroprozessor einen in Reihe geschalteten Anfangswiderstand von
30 Ohm und einen in Reihe geschalteten Restwiderstand von 0 Ohm
am Ende der positiven Phase. Die an den Patienten abgegebene Gesamtenergie
beträgt
etwa 182 Joule. 7, die der Tabelle 4A entspricht,
beruht auf einer Patientenimpedanz von 75 Ohm, einem Anfangswiderstand
von 10 Ohm, einem Restwiderstand von 0 Ohm und einer Energie von 222
Joule. 8, die der Tabelle 5A entspricht, beruht auf einer
Patientenimpedanz von 100 Ohm, einem Anfangswiderstand von 0 Ohm,
einem Restwiderstand von 0 Ohm und einer Energie von 217 Joule. 9,
die der Tabelle 5A entspricht, beruht auf einer Patientenimpedanz
von 125 Ohm, einem Anfangswiderstand von 40 Ohm, einem Restwiderstand
von 0 Ohm und einer Energie von 199 Joule.
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11 enthält eine
Tabelle der „normalen" Betriebsweise, die,
in Abhängigkeit
von der Patientenimpedanz, den Strom der positiven Phase (in A),
die Welligkeit (in A, unter der Voraussetzung, dass der Stellwiderstand
nicht genutzt wird), die Neigung der negativen Phase (ausgedrückt in Prozent
des anfänglichen Stromwertes
der negativen Phase), die abgegebene Gesamtenergie (in Joule) und
die Abweichung der abgegebenen Gesamtenergie von der „Nennleistung" der normalen Betriebsweise
von 150 Joule aufzeigt. 11 enthält zudem
eine ähnliche
Tabelle für
die „hochenergetische" Betriebsweise, in
der der Strom der positiven Phase, die Neigung der positiven Phase
(ausgehend von einer durchschnittlichen Geraden durch die Welligkeit),
die Welligkeit, die Neigung der negativen Phase, die abgegebene
Gesamtenergie und die Abweichung der abgegebenen Gesamtenergie von
der „Nennleistung" von 170 Joule genannt
werden.
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Sowohl
in der oben beschriebenen hochenergetischen als auch der normalen
Betriebsweise wird der Speicherkondensator auf seine Höchstspannung
von 2200 V aufgeladen. Es können
andere Betriebsweisen entwickelt werden, in denen der Speicherkondensator
auf eine geringere Spannung aufgeladen wird oder in der unterschiedliche
Widerstandskombinationen genutzt werden.
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Die
hierin beschriebenen Elektrotherapieschaltungen und Methoden können auch
für andere
als die beschriebenen Anwendungen genutzt werden. Beispielsweise
können
die hier beschriebenen Methoden im Zusammenhang mit implantierbaren
an Stelle von externen Defibrillatoren oder im Zusammenhang mit
anderen Elektrotherapieschaltungen als Defibrillatorschaltungen
und sogar Schaltungen für
andere Aufgaben als der Elektrotherapie verwendet werden.
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Legenden zu
den Figuren
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- 1: Zero cross – Nulldurchgang
- 2: Microprocessor – Mikroprozessor
- 3: to current sense transformer 64 – zum Strommesstransformator 64
to
variable resistor 66 – zum
Stellwiderstand 66
out – aus from – ab
- 4: to capacitor 20 – zum Kondensator 20
to
switch 26, 28 – zum Schalter 26, 28
to
current sense transformer 64 – zum Strommesstransformator 64
out – aus
- 5: to storage capacitor – zum Speicherkondensator 20
to
resistive circuit 50 – zum
ohmschen Stromkreis 50
from – ab
- 6: 50 Ohm, 3 Stufen, 1,5 MS Ro = 30, R1 = 0 182
J
[Temperatur = 27°C],
S Zeit
- 7: 75 Ohm, 1 Stufe, 3 MS 222 J
[Temperatur
= 27°C],
S Zeit
- 8: 100 Ohm, keine Stufen 217 J
[Temperatur
= 27°C],
S Zeit
- 9: 125 Ohm, keine Stufen 199 J
[Temperatur
= 27°C],
S Zeit
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