JP2000288100A - インピーダンス推定に基づいて動的波形制御を行う電気療法の方法及び装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】最適な電気療法波形を出力することが可能な装
置及び方法を提供する。 【解決手段】電気療法装置(30,50)は、患者(37,208,50
4)に対して低レヘ゛ルインヒ゜ータ゛ンス測定を実施して、患者(37,2
08,504)に電気療法波形を供給するために使用されるコンテ
゛ンサ(204,500)の初期充電レヘ゛ルを決定する。さらに、患者
のインヒ゜ータ゛ンスのばらつきを補償するために、患者(37,20
8,504)に印加する波形を動的に制御する。このようにし
て初期充電レヘ゛ルを決定することによって、必要以上に高
いヒ゜ーク電流が低インヒ゜ータ゛ンスの患者に流れるのを阻止する
と同時に、インヒ゜ータ゛ンスが高い患者に流れるヒ゜ーク電流を治
療上有効なレヘ゛ルに維持する。電気療法装置(30,50)は、
患者(37,208,504)のインヒ゜ータ゛ンスに関連したハ゜ラメータを測定
するために使用される測定装置(44)を備える。このハ゜ラメ
ータは、低レヘ゛ルの患者インヒ゜ータ゛ンスを決定するために使用さ
れる。測定装置(44)は、コンテ゛ンサ(204,500)の初期充電レヘ゛
ルを決定するためにコントローラ(38,202,502)によって使用さ
れる電圧出力を提供する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、一般に、患者の心
臓に電気療法波形を供給するための電気療法の方法及び
装置に関するものである。とりわけ、本発明は、患者に
取り付けられた電極を介して、患者の心臓に電気療法波
形を供給するための方法及び装置に関するものである。

【０００２】

【従来の技術】細動除去器（デフィブリレータ）は、患
者の心臓に電気パルスを加えて、それぞれ、細動除去及
びカルジオバージョン（電気的除細動）によって、心室
細動及び心室頻拍といった心室不整脈を正常な心臓の律
動に変換する。細動除去器には、外部細動除去器と移植
細動除去器という、２つの主たる部類がある。移植可能
な細動除去器は、将来電気療法を必要とする確率の高い
患者に手術によって移植される。移植された細動除去器
は、一般に、患者の心臓の活動をモニタし、徴候が生じ
ると、自動的に、患者の心臓に対して電気療法パルスを
直接供給する。従って、細動除去器を移植することによ
って、患者は、医療職員の監視の目から離れて、多少普
通に活動することが可能になる。

【０００３】外部細動除去器は、患者の胴に取り付けら
れた電極を介して患者の心臓に電気パルスを送る。外部
細動除去器は、緊急治療室、手術室、救急車、または、
患者に緊急に電気療法を施す必要が生じる可能性のある
他の状況において有効である。外部細動除去器の利点
は、必要に応じて、ある患者に対して使用し、その後、
別の患者に使用するため移動させることができるという
点にある。しかし、外部細動除去器は、患者の心臓に電
気療法パルスを間接的に（すなわち、心臓に対して直接
ではなく、患者の皮膚表面から）供給するので、移植細
動除去器よりも大きなエネルギー、電圧、及び／また
は、電流で動作しなければならない。

【０００４】細動除去器によって供給される電流または
電圧パルスの時間プロットによって、細動除去器の特性
波形が示される。波形は、形状、極性、持続時間、及
び、パルス位相数によって特性が明らかにされる。大部
分の現行の外部細動除去器は、単相電流または電圧の電
気療法パルスを供給するが、二相正弦波パルスを供給す
るものもある。一方、先行技術による移植可能な細動除
去器には、打ち切り指数関数状（truncated exponentia
l）二相波形を利用するものもある。二相の移植可能細
動除去器の例については、Baker,Jr．他に対する米国特
許第4,821,723号、deCoriolis他に対する米国特許第5,0
83,562号、Winstromに対する米国特許第4,800,883号、B
ach,Jr．他に対する米国特許第4,850,357号、及び、Meh
ra他に対する米国特許第4,953,551号において見いだす
ことが可能である。各移植細動除去器は、１人の患者に
専用化されているので、電気パルス振幅及び全供給エネ
ルギーといったそれの動作パラメータを、細動除去器の
効果を最適化するために、患者の生理に対して有効に滴
定することが可能である。従って、この装置が移植され
ると、所望の量のエネルギーが供給されるように、ある
いは、所望の開始電圧と終了電圧の差（すなわち、一定
の傾斜）が実現されるように、例えば、初期電圧、第１
の位相持続時間、及び、全パルス持続時間を設定するこ
とが可能になる。

【０００５】これに対し、外部細動除去器の電極は、患
者の心臓に直接接触していないので、また、外部細動除
去器は、生理的にそれぞれ異なるさまざまな患者に用い
ることができなければならないので、外部細動除去器
は、患者の生理状態に関係なく、大部分の患者に有効な
パルス振幅及び持続時間パラメータに従って動作しなけ
ればならない。例えば、外部細動除去器の電極と患者の
心臓の間の組織が示すインピーダンスは患者毎に異なる
ので、所与の初期パルス振幅及び持続時間に対して、患
者の心臓に実際に供給される電気療法波形の強度及び波
形形状は異なる。低インピーダンスの患者の治療に有効
なパルス振幅及び持続時間が、必ずしも、高インピーダ
ンスの患者にとって有効かつエネルギー効率のよい治療
を施すことにはならない。

【０００６】患者に最適な電子療法波形を加える上で引
き続き問題となっているのは、初期電気療法波形の印加
による患者間のインピーダンス変動を補償することであ
る。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、電気
療法波形の初期印加並びに後続印加時に、最適な電気療
法波形の供給を可能にする細動除去の方法及び装置を提
供することにある。

【０００８】

【課題を解決するための手段】従って、エネルギー源を
含む電気療法装置において、患者に電気療法を施すため
の方法には、患者のインピーダンス（患者インピーダン
ス）に関連した第１のパラメータを測定するステップ
と、第１のパラメータに基づいてエネルギー源を構成す
るステップが含まれる。この方法には、さらに、患者に
エネルギー源を結合するステップと、エネルギー源によ
って患者に供給されるエネルギーに関連した第３のパラ
メータを測定するステップが含まれる。この方法には、
第３のパラメータに基づいて患者からエネルギー源を分
離するステップも含まれる。

【０００９】第１の電極及び第２の電極を介して患者に
電気療法を施すための電気療法装置には、第１の電極及
び第２の電極を介して患者にエネルギーを供給するエネ
ルギー源が含まれている。電気療法装置には、さらに、
患者に供給されるエネルギーに関連した第１のパラメー
タを測定するように構成されたセンサも含まれている。
さらに、電気療法装置には、それぞれ、第１の電極及び
第２の電極にエネルギー源を結合し、第１の電極及び第
２の電極からエネルギー源を分離するように構成された
第１の接続機構も含まれている。電気療法装置には、第
１の電極及び第２の電極を介して、患者のインピーダン
スに応じて変動する第２のパラメータを測定するように
構成された測定装置も含まれている。電気療法装置に
は、さらに、第１の接続機構及びエネルギー源に結合さ
れて、センサから第１のパラメータを受信するように構
成されたコントローラも含まれている。コントローラ
は、第１の接続機構を作動させて、エネルギー源を第１
の電極及び第２の電極に結合するように構成されてい
る。コントローラは、また、第１の接続機構を作動さ
せ、第１のパラメータに基づいて、第１の電極及び第２
の電極からエネルギー源を分離するように構成されてい
る。コントローラは、測定装置から第２のパラメータを
受信して、第２のパラメータに基づき、エネルギー源を
構成するように構成されている。

【００１０】細動除去のため、第１の電極及び第２の電
極を介して患者に多相波形を供給する細動除去器には、
第１の電極及び第２の電極を介して患者に供給する電荷
を蓄積するためのコンデンサが含まれている。コンデン
サは、第１の端子及び第２の端子を備えている。細動除
去器には、コンデンサを充電するための電源も含まれて
いる。細動除去器には、さらに、コンデンサの第１の端
子及び第２の端子と第１の電極及び第２の電極との間に
結合されて、コンデンサの第１の端子が、第１の電極及
び第２の電極の一方との結合及び分離を行えるようにす
る第１の接続機構も含まれている。第１の接続機構は、
また、コンデンサの第２の端子も、第１の電極及び第２
の電極の一方との結合及び分離を行えるようにする。細
動除去器には、コンデンサによって供給されるエネルギ
ーに関連した第１のパラメータを測定するためのセンサ
も含まれている。細動除去器には、さらに、患者のイン
ピーダンスに応じて変動する第２のパラメータを測定す
るための回路も含まれている。この回路は、第１の電極
及び第２の電極を介して第２のパラメータを測定するよ
うに構成されている。細動除去器には、第１の接続機構
に結合されて、第１のパラメータを受信するように構成
されたコントローラも含まれている。コントローラは、
第１の接続機構を作動させ、第１のパラメータに基づい
て、第１の電極及び第２の電極からコンデンサの第１の
端子及び第２の端子を分離するように構成されている。
コントローラは、測定装置から第２のパラメータを受信
し、第２のパラメータに基づいて、コンデンサを充電す
るための電源を構成するように構成されている。

【００１１】

【発明の実施の形態】本発明は、添付の図面を参照して
記載した以下の詳細な説明からより明瞭に理解すること
ができる。本発明は、本明細書に示された特定の典型的
な実施態様に制限されるものではない。電気療法装置の
説明は、患者の体外における動作に関連して行われる
が、認識しておくべきは、開示した原理は、患者の体内
において動作する電気療法装置にも適用可能であるとい
う点である。さらに、電気療法装置の説明は、二相パル
スの印加に関連して行われるが、認識しておくべきは、
開示した原理は、単相または減衰正弦波波形のような他
の波形を加える電気療法装置にも適用可能であるという
点である。

【００１２】図１及び２には、体外電気療法装置の設計
において考慮しなければならない患者間の相違が例示さ
れている。これらの図は、体外電気療法装置から２人の
異なる患者に供給される打ち切り指数関数状二相波形の
概略を示すものである。これらの図面において、縦軸は
電圧であり、横軸は時間である。本明細書で解説する原
理は、電流対時間に関して説明される波形にも適用可能
である。さらに、本明細書で解説する原理は、減衰正弦
波パルスまたは単相パルスのような電気療法の一部とし
て患者に加えることが可能な他の波形タイプにも適用可
能である。

【００１３】図１に示す波形は、小傾斜波形と呼ばれ、
図２に示す波形は、大傾斜波形と呼ばれるが、ここで、
傾斜Ｈは下記のようにパーセントで定義される。

【００１４】Ｈ＝（（｜Ａ｜−｜Ｄ｜）÷｜Ａ｜）×１
００図１及び２に示すように、Ａは、第１の位相の初期
電圧であり、Ｄは、第２の位相の終期電圧である。第１
の位相の終期電圧Ｂは、患者を介して、初期電圧Ａが時
間の経過につれて指数関数的に減衰する結果として生
じ、第２の位相の終期電圧Ｄは、同様に、第２の位相の
初期電圧Ｃが指数関数的に減衰する結果として生じる。
図１及び２の波形の開始電圧及び第１と第２の位相の持
続時間は、同じである。終了電圧Ｂ及びＤにおける差
は、患者のインピーダンスにおける差を反映している。

【００１５】電気療法装置の動作電圧及びエネルギー供
給要件は、コンポーネントのサイズ、コスト、重量、及
び、可用性に影響を及ぼす。すなわち、動作電圧要件
は、スイッチ及びコンデンサ・テクノロジの選択に影響
を及ぼす。エネルギー供給要件全体が、電気療法装置の
バッテリ及びコンデンサの選択に影響を及ぼす。所与の
患者に関して、体外から印加される打ち切り指数関数状
二相波形は、体外から印加される単相波形よりも低い電
圧、及び、少ない全供給エネルギーで細動除去を行う。
さらに、全パルス持続時間、第１の位相と第２の位相の
持続時間比、初期電圧、全エネルギー、及び、全傾斜の
間には複雑な関係がある。

【００１６】あるポイントまでは、電気療法パルスとし
て患者に供給されるエネルギーが大きければ大きいほ
ど、細動除去の試みが成功する可能性も高くなる。小傾
斜二相波形の場合、大傾斜波形に比べて小さいピーク電
流で有効な細動除去率が得られる。一方、電気療法装置
によって大傾斜二相波形が供給されると、電気療法装置
によって小傾斜波形が供給される場合に比べて大きいピ
ーク電流が患者に供給され、同時に、所定の臨界傾斜値
まで高い効力が維持される。従って、所与のキャパシタ
ンス値、所定の初期電圧、及び、固定位相持続時間の場
合、高インピーダンスの患者が波形を受けると、全エネ
ルギー及びピーク電流はより小さくなるが、供給される
エネルギー単位当たりの変換特性に優れることになり、
低インピーダンスの患者が波形を受けると、供給される
エネルギー及びピーク電流はより大きくなる。電気療法
装置に、患者のインピーダンスに関連した測定結果に応
答して波形を動的に調整する能力を含めることによっ
て、高インピーダンスの患者と低インピーダンスの患者
に供給されるエネルギーの差が減少する。

【００１７】患者に対する細動除去パルスの印加の理想
的な結果は、単一パルスの印加後、その供給されたパル
スが、単相であろうと、二相であろうと、減衰正弦波で
あろうと、あるいは、他のパルス形状であろうと関係な
く、心室の細動除去を停止するということである。高イ
ンピーダンス患者の場合、最初のパルスで心臓に供給さ
れる電流のピーク振幅が不十分場合は、心室細動を停止
させることができない。低インピーダンス患者の場合、
ピーク振幅の大きい電流によって、細動除去に必要とさ
れるよりも大きいエネルギーを心臓に供給することが可
能である。必要とされるのは、患者のインピーダンスに
従って調整することが可能な、最初のパルスから患者に
供給される電流のピーク振幅を最適化するための方法で
ある。さらに、細動除去の試みの有効性を向上させるた
めに、印加されるパルスの形状が、パルスの印加中に動
的に調整される。

【００１８】第１の電気療法波形の印加前に、患者間に
おけるインピーダンスの変化を最適に補償するため、電
気療法装置は、高電圧を印加せずに、患者のインピーダ
ンスを推定する能力を備えていることが望ましい。これ
は、電極に低レベルの電圧信号または低レベルの電流信
号を加え、同時に、その結果生じる対応する電流または
電圧を測定することによって実施可能である。加えられ
る電流から生じる電圧は、インピーダンスに比例し、加
えられる電圧から生じる電流は、インピーダンスに反比
例するので、測定結果は、インピーダンスを表すものと
して直接利用することが可能である。

【００１９】患者のインピーダンスに関連した測定パラ
メータを利用して、患者を、インピーダンスが１００オ
ームを超える患者の範囲、インピーダンスが６０オーム
を超え、１００オーム以下の患者の範囲、及び、インピ
ーダンスが６０オーム以下の患者の範囲といった、複数
の所定の範囲に分類することが可能である。最初のパル
スにおいて患者に印加される初期電圧レベルは、インピ
ーダンス推定を利用して、患者が組み入れられた範囲に
基づいて、第１の集合をなす値の１つになる。例えば、
推定インピーダンスが１００オームを超える患者には、
１７９０ボルトの初期電圧が印加されることになる。推
定インピーダンスが６０オームを超え、１００オーム以
下の患者には、１５００ボルトの初期電圧が印加される
ことになる。推定インピーダンスが６０オーム以下の患
者には、１２００ボルトの初期電圧が印加されることに
なる。

【００２０】初期印加電圧を変更するための他の方式も
可能である。例えば、低レベルの推定インピーダンスを
利用して、所定の範囲の可能性のある初期電圧間におけ
る補間を行うことが可能である。これによって、可能性
のある初期電圧範囲の極値間において可能性のある電圧
のほぼ連続した拡散が得られる。認識しておくべきは、
患者に対する電流パルスの印加にも、同様の制御を適用
することができるという点である。この場合、推定イン
ピーダンスを利用して、初期印加電流が設定される。電
圧パルスの印加の場合と同様、初期印加電流の振幅は、
推定インピーダンスを３つの範囲に分類し、推定インピ
ーダンス値がどのインピーダンス範囲に属するかに従っ
て、初期印加電流を設定することによって、決定するこ
とが可能である。代替的には、初期電圧レベルに関する
補間レベルの設定と同様のやり方で、補間を利用して、
初期電流レベルを設定することが可能である。

【００２１】図３に、インピーダンス測定並びに動的イ
ンピーダンス補償を実施することが可能な、細動除去器
の如き第１の電気療法装置３０の高レベルのブロック図
を示す。第１の電気療法装置３０には、図１及び図２に
示すタイプの電流パルスまたは電圧パルスを供給するエ
ネルギー源３２が含まれている。エネルギー源３２に
は、例えば、単一コンデンサ、または、単一コンデンサ
として動作するように構成されたコンデンサ・バンクを
含めることが可能である。第１の接続機構３４は、抵抗
性負荷３７として表示された患者に電気的に取り付けら
れた１対の電極３６に対して、エネルギー源３２を選択
的に接続し、また切断する。電極３６とエネルギー源と
の接続は、エネルギー源３２における正端子及び負端子
に関して２つの極性のいずれか一方で行うことが可能で
ある。第１の電気療法装置は、コントローラ３８によっ
て制御される。すなわち、コントローラ３８は、第１の
接続機構３４を作動させて、２つの極性の一方で、エネ
ルギー源３２を電極３６に接続するか、または、エネル
ギー源３２を電極３６から切断する。さらに、コントロ
ーラ３８は、エネルギー源３２に結合されて、エネルギ
ー源３２によって供給される初期エネルギーの制御も行
う。センサ４２は、エネルギー源３２に関連したパラメ
ータをモニタして、エネルギー源３２によって患者に供
給されるエネルギーを表示する。コントローラ３８は、
タイマ４０からタイミング情報を受信し、タイマ４０
は、エネルギー源３２の両端に接続されたセンサ４２か
ら電気的情報を受信する。代替的には、センサ４２をコ
ントローラ３８に直接結合して、タイマ４０の機能また
は関連能力をコントローラ３８に組み込むことが可能で
ある。センサ４２は、エネルギー源３２によって供給さ
れる波形が制御される方法に従って、電圧センサ、電流
センサ、または、電荷センサとすることが可能である。
患者のインピーダンスに関連したパラメータを測定する
ための測定装置４４は、第２の接続機構４６に結合され
ている。第２の接続機構４６は、電極３６にも結合され
ている。コントローラ３８からの制御ラインは、電極３
６に対する測定装置４４の接続を制御するため、第２の
接続機構４６に結合されている。測定装置４４によって
測定されるパラメータは、エネルギー源３２が第１の接
続機構３４によって負荷３７に接続されると、負荷３７
によってエネルギー源３２に加えられるインピーダンス
（患者のインピーダンスを表す）の推定値を提供する。
測定装置４４の出力は、コントローラ３８に結合され
る。

【００２２】図４に、インピーダンス測定並びに動的イ
ンピーダンス補償の実施が可能な、細動除去器の如き第
２の電気療法装置５０の高レベルのブロック図を示す。
第２の電気療法装置５０において、センサ４２は、抵抗
性負荷３７に供給されるエネルギーに関連したパラメー
タを測定するために、第１の接続機構３４に結合されて
いる。センサ４２の出力は、タイマ４０に結合されてい
る。タイマ４０は、第１の接続機構３４の作動を制御す
るために用いられるコントローラ３８にタイミング情報
を供給する。代替的には、センサ４２をコントローラ３
８に直接結合することによって、タイマ４０の機能また
は関連能力をコントローラ３８に組み込むことも可能で
ある。コントローラ３８は、抵抗性負荷３７の低レベル
・インピーダンス測定を実施するために、第２の接続機
構４６を作動させて、測定装置４４を電極３６に結合す
る。

【００２３】第１の電気療法装置３０及び第２の電気療
法装置５０には、それぞれ、抵抗性負荷３７に電気療法
波形を印加している間、測定装置４４を電極３６から切
断するため、第２の接続機構４６が含まれている。切断
によって、電気療法波形の印加中、測定装置４４は電極
３６に生じる高電圧から保護される。これらの高電圧の
印加に耐えることが可能な測定回路を設計することも可
能である。こうした測定回路が、第１の電気療法装置３
０及び第２の電気療法装置５０において用いられる場合
は、第２の接続機構４６は不要になる。

【００２４】図５に、図３または図４に示すハードウェ
アを利用して、エネルギー源３２を、そのエネルギー・
レベルを設定することによって構成する方法の高レベル
の流れ図を示す。まず、ステップ１００において、コン
トローラ３８が、第２の接続機構４６を作動させて、測
定装置４４を電極３６に接続する。次に、ステップ１０
２において、測定装置４４が、負荷３７のインピーダン
スに関連したパラメータを測定する。次に、ステップ１
０４において、コントローラ３８が、測定装置４４の出
力を読み取る。次に、ステップ１０６において、コント
ローラ３８が、低レベル・インピーダンスを求める。最
後に、ステップ１０８において、コントローラ３８が、
低レベル・インピーダンスの測定結果に基づいて、電気
療法の実施に備え、エネルギー源３２のエネルギー・レ
ベルを設定する。電気療法波形の印加中、第１の電気療
法装置３０または第２の電気療法装置５０は、患者のイ
ンピーダンスに関連したパラメータに応答して、患者に
加えられる電気療法波形を動的に調整する。

【００２５】エネルギー源に、コンデンサまたはコンデ
ンサ・バンクが含まれている場合、コントローラ３８
は、コンデンサに充電される初期電圧を制御する。コン
トローラ３８は、測定装置４４から得られる推定インピ
ーダンスに基づいて、予め設定された初期充電電圧の集
合を利用することが可能である。代替的には、コントロ
ーラ３８は、測定装置４４から得られた推定インピーダ
ンスを用いて、補間によって初期充電電圧を生成するこ
とが可能である。

【００２６】電気療法波形を加える前に、患者のインピ
ーダンスの低レベル測定を実施することによって、大き
な利点が得られる。動的波形制御を使用する目的は、患
者のインピーダンスに基づいて電気療法波形の特性を調
整することにある。しかし、加えられる波形の動的調整
は、電気療法波形の印加後に行われる。従って、電気療
法波形の印加の開始時に流れる電流の大きさは、患者の
インピーダンスに応じて大幅に変動する可能性がある。
エネルギー源３２のエネルギー・レベルを設定するため
の低レベル・インピーダンス測定と動的波形制御を組み
合わせることによって、患者間におけるインピーダンス
の変動をさらに補償することができる。低レベル・イン
ピーダンス測定に基づいてエネルギー源３２の（例え
ば、コンデンサに蓄積された電圧とすることが可能な）
エネルギー・レベルを設定することによって、患者のイ
ンピーダンスの変化に応じてピーク電流の大きさが変動
する範囲が狭められる。患者のインピーダンスと印加さ
れる電気療法波形との整合性を改善することによって、
電気療法の効果が高められる。公称のエネルギー・レベ
ルの電気療法波形を加えた後で、エネルギー源のエネル
ギー・レベルが設定される場合、ピーク電流の変動範囲
を狭める利益は、電気療法波形の印加中は得られないこ
とになる。

【００２７】動的波形制御と共に低レベル・インピーダ
ンス測定を利用して、段階的増大式のエネルギー・プロ
トコル（一連の細動除去の試みにおいてエネルギーを増
大させる電気療法）を最適化することが可能である。最
初の電気療法波形の印加前に、低レベル・インピーダン
ス測定を実施して、エネルギー源３２のエネルギー・レ
ベルを設定すると、患者に印加する電気療法波形を、最
初に印加する電気療法波形から患者インピーダンスによ
り精密に整合させることが可能になる。測定された患者
のインピーダンスに基づいてエネルギー源３２のエネル
ギー・レベルを設定すると、平均的な患者のインピーダ
ンスに基づいてエネルギー源３２のエネルギー・レベル
を設定した場合に使用されるエネルギーよりも低いエネ
ルギーで、細動除去を実施することが可能になる。これ
が実現されることによって、インピーダンスが高い患者
が、治療上有効なエネルギー・レベルを受けることも同
時に保証される。

【００２８】図３に示した第１の電気療法装置３０及び
図４に示した第２の電気療法装置５０の代替実施態様に
は、各電気療法波形を加える前に行われる低レベル・イ
ンピーダンス測定の正確さを較正する能力が含まれてい
る。図６及び７に、第１の電気療法装置３０または第２
の電気療法装置５０の代替実施態様を用いて、エネルギ
ー源３２のエネルギー・レベルを設定し、電気療法を実
施するための方法の高レベルの流れ図を示す。第１のス
テップ１１０において、コントローラ３８が、第２の接
続機構４６を作動させて、測定装置４４を電極３６に接
続する。次に、ステップ１１２において、測定装置４４
が、負荷３７のインピーダンスに関連したパラメータを
測定する。次に、ステップ１１４において、コントロー
ラ３８が、測定装置４４の出力を読み取る。次に、ステ
ップ１１６において、コントローラ３８が、抵抗性負荷
３７の低レベル・インピーダンスを求める。次に、ステ
ップ１１８において、コントローラ３８が、推定インピ
ーダンスに基づき、電気療法の実施に備えて、エネルギ
ー源３２の初期エネルギー・レベルを設定する。次に、
ステップ１２０において、コントローラ３８が、第２の
接続機構４６を作動させて、電極３６から測定装置４４
を切断する。次に、ステップ１２２において、コントロ
ーラが３８が第１の接続機構３４を作動させて、エネル
ギー源３２を電極３６に結合する。次に、ステップ１２
４において、センサ４２が、エネルギー源３２によって
供給されるエネルギーに関連したパラメータを測定す
る。次に、ステップ１２６において、コントローラ３８
が、電気療法波形を加える前に、エネルギー源３２によ
って供給されるエネルギーに関連したパラメータ、及
び、エネルギー源３２のエネルギー・レベル設定を利用
して、抵抗性負荷３７（患者を表す）のインピーダンス
を求める。ステップ１２８において、コントローラ３８
が、ステップ１１６で求めた低レベル・インピーダンス
とステップ１２６で求めたインピーダンスとの差とし
て、インピーダンス・オフセット値を求める。次に、ス
テップ１３０において、コントローラ３８が、インピー
ダンス・オフセット値を利用して、低レベル・インピー
ダンスを調整する。最後に、ステップ１３２において、
コントローラ３８が、電極３６からエネルギー源３２を
分離した後、調整された低レベル・インピーダンスに基
づいて、エネルギー源３２のエネルギー・レベルを設定
する。

【００２９】インピーダンス・オフセット値による低レ
ベル・インピーダンス測定（値）の調整は、低レベル・
インピーダンス測定の較正とみなすことができる。イン
ピーダンス・オフセット値は、電気療法波形を加える前
に行われた低レベル・インピーダンス測定の結果を調整
するために、電気療法波形の次の印加で利用される。次
に、エネルギー源３２のエネルギー・レベルが、インピ
ーダンス・オフセット値によって調整された低レベル・
インピーダンス測定値に基づいて設定される。こうし
て、エネルギー源３２のエネルギー・レベルは、エネル
ギー源３２のエネルギー・レベルが、調整を施されてい
ない低レベル・インピーダンス測定値に基づいて設定さ
れる場合に比べて、より精密に患者のインピーダンスに
整合するように調整される。インピーダンス・オフセッ
ト値自体は、各電気療法波形の印加後に、電気療法波形
の印加後に行われる最も新しい（最近の）低レベル・イ
ンピーダンス測定結果とインピーダンス測定結果との差
を求めることによって、更新することが可能である。

【００３０】ある時間期間にわたって実施された低レベ
ル・インピーダンス測定の結果間における変動によっ
て、低レベル・インピーダンス測定の信頼性が示され
る。低レベル・インピーダンス測定結果の変動が比較的
大きい場合（少なくとも１０％〜２０％の範囲）は、患
者に対するその電気療法装置の結合に問題がある可能性
がある。低レベル・インピーダンス測定結果の変動を生
じさせる可能性のある問題には、電極と患者間の接触問
題または電極の欠陥が含まれる。低レベル・インピーダ
ンスの変動は、第１の（最初の）電気療法波形の印加
前、または、電気療法波形の印加間に検出することが可
能である。

【００３１】電気療法装置のコントローラは、比較的大
きい低レベル・インピーダンス変動が検出されると、こ
れをユーザに知らせて、ユーザに示唆された是正処置を
完了する機会を与え、さらに、複数の低レベル・インピ
ーダンス測定を実施して、問題が是正されたか否かを判
定するように構成することが可能である。代替案とし
て、電気療法装置は、低レベル・インピーダンス測定結
果に比較的大きい変動が検出されると、あらかじめ選択
されたエネルギー・レベルまたはデフォルトのエネルギ
ー・レベルを利用して、引き続き電気療法を施すことが
可能である。さらにもう１つの代替案では、電気療法装
置は、問題を是正するようにユーザに促すことが可能で
あり、ユーザが失敗すると、あらかじめ選択されたエネ
ルギー・レベルまたはデフォルトのエネルギー・レベル
を利用して、電気療法を施すことが可能である。

【００３２】低レベル・インピーダンス測定を利用して
エネルギー源３２のエネルギー・レベルを設定すること
には、電気療法波形の印加から測定されたパラメータに
主に基づいて患者のインピーダンスを測定し、これによ
ってエネルギー源のエネルギー・レベルを設定すること
に対して有利な点がある。低レベル・インピーダンス測
定を利用すると、最初の電気療法波形の印加前に、エネ
ルギー源のエネルギー・レベルを設定することが可能に
なり、従って、加えられるエネルギーと患者のインピー
ダンスがより精密に整合する。公称インピーダンスを有
する患者に合わせて最適化されたエネルギー・レベルに
対応する電気療法波形を最初に加えることにより、患者
のインピーダンスに基づいてエネルギー・レベルを調整
する方法では、インピーダンスの低い患者に対しては必
要なエネルギー量より多くのエネルギーが、インピーダ
ンスの高い患者に対しては最適なエネルギー量よりも少
ないエネルギーが供給される場合がある。

【００３３】低レベル・インピーダンス測定を利用して
エネルギー源３２のエネルギー・レベルを設定すること
には、また、患者に加えられる電流波形を制御するため
に、患者と直列をなす抵抗を変化させる電気療法に比べ
て有利な点もある。これらの方法では、一般に、インピ
ーダンスの高い患者に対して十分なエネルギーが得られ
るようにエネルギー源のエネルギー・レベルを設定す
る。患者と直列をなす抵抗が、公称の患者のインピーダ
ンスに対応するように設定される。電気療法波形の印加
後、患者と直列をなすインピーダンスを調整して、電流
を所望のレベルに設定する。直列抵抗の利用は、患者に
供給される電流を制御するのに比較的効率の悪い方法で
ある。例えば、エネルギー源のエネルギー・レベルが、
インピーダンスが１５０オームの患者（インピーダンス
が高い患者）に最適なエネルギーを供給するのに十分な
高さに設定され、実際には、インピーダンスが７５オー
ムの患者（公称インピーダンスの患者）に対して電気療
法が施される場合、（直列抵抗が、最初、公称インピー
ダンスの患者に合わせて設定されていたものと仮定する
と）エネルギー源のエネルギーの約半分が、直列抵抗に
おいて消散することになる。これに対し、低信号インピ
ーダンス測定を利用して、エネルギー源３２のエネルギ
ーレベルを設定すると、直列抵抗における無駄なエネル
ギーの損失を生じることなく、低インピーダンスから高
インピーダンスにわたる患者のインピーダンスに合わせ
て、治療上より最適なレベルのエネルギーが加えられる
ことになる。この性能は、可搬性の電気療法装置による
電気療法で利用可能なエネルギーが制限されるため、と
りわけ重要である。

【００３４】図８に、図３に示すブロック図によって表
された第１の電気療法装置３０の第１の実施態様を示す
概略図を示す。高電圧電源２００は、コントローラ２０
２によって、阻止ダイオード２０６を介して蓄積コンデ
ンサ２０４に充電するように構成される。蓄積コンデン
サ２０４の目標充電レベルが、患者のインピーダンス２
０８の低レベル測定に基づいて、コントローラ２０２に
よって設定される。患者のインピーダンス２０８の低レ
ベル推定が、測定装置４４を用いて実施される。コント
ローラ２０２は、測定装置４４から出力を受信して、患
者のインピーダンス２０８の推定値を得る。コントロー
ラ２０２は、この患者のインピーダンス２０８の推定値
を利用して、患者のインピーダンス２０８に対応する初
期電圧まで蓄積コンデンサ２０４を充電する。初期充電
電圧は、放電の開始時に患者に供給されるピーク電流
が、細動除去に十分な大きさであるが、細動除去に必要
とされるレベルをそれほど超えないように、推定インピ
ーダンスに基づいて選択される。

【００３５】高電圧電源２００による蓄積コンデンサ２
０４の充電中、スイッチＳＷ１、ＳＷ２、ＳＷ３、及
び、ＳＷ４が開くので、電圧が患者のインピーダンス２
０８に印加されることはない。蓄積コンデンサ２０４の
充電中は、ＳＷ５が閉じる。蓄積コンデンサ２０４が、
高電圧電源２００によってその目標電圧まで充電される
と、コントローラ２０２は、高電圧電源２００が蓄積コ
ンデンサ２０４をそれ以上充電するのを阻止する。

【００３６】二相スイッチ・タイマ２１０は、制御信号
Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、Ｔ４、及びＴ５を利用して、スイッ
チＳＷ１、ＳＷ２、ＳＷ３、ＳＷ４、及びＳＷ５をそれ
ぞれ制御する。コントローラ２０２からの信号に応答し
て、二相スイッチ・タイマ２１０は、第１の電極２１２
及び第２の電極２１４を介して蓄積コンデンサ２０４の
放電を開始する。二相スイッチ・タイマ２１０は、スイ
ッチＳＷ１及びスイッチＳＷ４を閉じることによって、
二相パルスの第１の位相に対して蓄積コンデンサ２０４
の放電を開始する。スイッチＳＷ５は二相スイッチ・タ
イマ２１０によって既に閉じているので、スイッチＳＷ
１及びスイッチＳＷ４を閉じると、蓄積コンデンサ２０
４に蓄積された電圧が患者のインピーダンス２０８の両
端に印加される。使用する電気療法に従って、所定の時
間期間が満了すると、または、蓄積コンデンサ２０４の
両端における電圧が所定の値まで降下すると、二相スイ
ッチ・タイマ２１０によって、第１の位相の電圧の供給
を終了することが可能である。二相パルスの第１の位相
の供給は、制御信号Ｔ５を用いて、スイッチＳＷ５を開
き、次に、制御信号Ｔ１及びＴ４をそれぞれ用いて、ス
イッチＳＷ１及びＳＷ４を開くことによって終了する。

【００３７】コントローラ２０２は、図１１及び図１２
に示す時間期間Ｇにわたる遅延の後、二相パルスの第２
の位相を開始する。第２の位相に備えて、スイッチＳＷ
５は閉じられる。第１の位相と第２の位相との間の時間
期間Ｇが終了すると、二相スイッチ・タイマ２１０は、
制御信号Ｔ２及びＴ３をそれぞれ用いて、スイッチＳＷ
２及びスイッチＳＷ３を閉じる。スイッチＳＷ２及びス
イッチＳＷ３を閉じると、第２の位相中に印加される電
圧の極性が、第１の位相において印加される電圧の極性
とは逆になる。第２の位相は、二相スイッチ・タイマ２
１０がスイッチＳＷ５を開くと終了する。第２の位相
は、所定の時間期間が終了すると、または、蓄積コンデ
ンサ２０４の両端における電圧が所定の値まで降下する
と、終了することができる。

【００３８】コンパレータ２１６は、蓄積コンデンサ２
０４の両端電圧がしきい値に達した時、その確認を行う
ため、蓄積コンデンサ２０４の両端電圧としきい値を比
較する。第１の抵抗器２１８及び第２の抵抗器２２０に
よって形成される抵抗分割器によって、コンパレータ２
１６に印加される電圧のスケーリングが行われる。施さ
れる電気療法に従って、第１の位相は、所定の時間期間
の経過後に、または、蓄積コンデンサ２０４の両端にお
ける電圧がしきい値に達したときに終了することができ
る。二相パルスの第２の位相の終了は、所定の時間期間
経過後に行われる。

【００３９】さまざまなコンポーネントを用いて、ＳＷ
１〜ＳＷ５を実施することが可能である。図８に示す概
略図の場合、スイッチＳＷ５には、絶縁ゲート・バイポ
ーラ・トランジスタ（ＩＧＢＴ）を利用することが可能
であり、スイッチＳＷ１〜ＳＷ４には、シリコン制御整
流器を利用することが可能である。ＩＧＢＴは、電圧制
御電子スイッチとして動作する。しきい値を超える電圧
がベースに印加されると、電流はコレクタとエミッタ間
に流れることが可能になる。ＩＧＢＴは、ベース電圧を
除去することによってオフになる。これに対して、シリ
コン制御整流器（ＳＣＲ）は、制御端子にトリガ信号が
印加されると導通状態になるアバランシェ・スイッチで
ある。ＳＣＲを流れる電流がゼロに近づくまで、ＳＣＲ
は導通状態を保つことになる。スイッチＳＷ１及びＳＷ
４またはスイッチＳＷ２及びＳＷ３が、トリガ信号の印
加によって導通するためには、スイッチＳＷ５を閉じな
ければならない。図８に示す概略図の場合、スイッチＳ
Ｗ５を開いて、第１の位相または第２の位相の終了時
に、スイッチＳＷ１及びＳＷ４またはスイッチＳＷ２及
びＳＷ３を通る電流を遮断する。

【００４０】ＳＷ５を図８に示すように配置することに
より、スイッチＳＷ５は、蓄積コンデンサ２０４に蓄積
された最大電圧に耐えなくてもよくなる。スイッチＳＷ
１〜ＳＷ５の全てが開くと、スイッチＳＷ５が耐えなけ
ればならない電圧が、ＳＣＲとＩＧＢＴの間で分割され
る。スイッチＳＷ５が二相タイマ・スイッチ２１０によ
って開くと、スイッチＳＷ５の両端に印加される電圧
は、ほぼ全コンデンサ電圧になる。しかし、この時点に
おいて、蓄積コンデンサ２０４の両端における電圧は、
大幅に減衰している。蓄積コンデンサ及びスイッチの他
の構成を使用して、二相パルスを患者に供給することも
可能である。さらに、図８に開示した回路を使用して、
二相パルス以外のさまざまなパルスを供給することも可
能である。

【００４１】図９に示す概略図に、測定装置４４の１実
施態様を示す。測定装置４４のこの実施態様では、患者
インピーダンスに関連したパラメータは、フィルタの出
力における電圧である。認識しておくべきは、電流のよ
うな他のパラメータを使用して、患者のインピーダンス
を推定することもできるという点である。信号源３００
は、周波数が約３１ＫＨｚで、ピークツーピーク振幅が
５ボルトの方形波を供給する。抵抗器３０２と抵抗器３
０４から形成される分圧器が、信号源３００によって供
給される方形波を減衰させるので、回路ノード３０６に
は、約２５ミリボルトのピークツーピーク電圧が生じ
る。認識しておくべきは、他の信号源周波数及び振幅を
用いて、患者のインピーダンスに関連したパラメータを
測定することもできるという点である。さらに、他の値
の抵抗器３０２及び抵抗器３０４を利用して、信号源３
００によって供給される電圧を分割することも可能であ
る。

【００４２】ノード３０６は、絶縁トランス３０８の一
次側に接続されている。絶縁トランス３０８の二次側
は、単投二極式リレー３１０を介して、第１の電極２１
２及び第２の電極２１４に接続されている。絶縁トラン
ス３０８は、その二次側からその一次側に患者のインピ
ーダンス２０８を反映する。従って、絶縁トランス３０
８の一次側を通る電流の流れは、患者インピーダンス２
０８によって影響を受ける。絶縁トランス３０８の一次
側を流れる電流は、抵抗３１２を通って、増幅器３１４
の反転入力における仮想アースに流入する。増幅器３１
４の反転入力から出力に接続された抵抗３１６と、抵抗
３１２、及び、増幅器３１４は、利得が抵抗３１６と抵
抗３１２の値の比にほぼ等しい反転増幅器を形成してい
る。

【００４３】増幅器３１４の出力は、帯域フィルタ３１
８の入力に結合されている。帯域フィルタ３１８の中心
周波数は、信号源３００の周波数に同調させられる。帯
域フィルタ３１８の出力は、信号源３００の基本周波数
を有する正弦波である。帯域フィルタ３１８の正弦波出
力の振幅は、患者のインピーダンス２０８の大きさの関
数である。

【００４４】帯域フィルタ３１８の出力は、ピーク検出
器３２０の入力に結合される。ピーク検出器３２０は、
帯域フィルタ３１８からの正弦波出力のピーク値をコン
デンサ３２２に記憶する。ピーク検出器は、ショットキ
・ダイオードのアノードにその出力が接続された電圧フ
ォロワとして構成された、演算増幅器を用いて実施する
ことができる。ショットキ・ダイオードのカソードは、
コンデンサ３２２に結合される。コントローラ２０２に
は、コンデンサ３２２の電圧をデジタル値に変換し、こ
のデジタル値から患者のインピーダンス２０８の低レベ
ル値を計算するＡ／Ｄ変換器が含まれている。

【００４５】図１０に、図３に示すハードウェアを利用
して、波形パラメータのリアル・タイム測定結果に応答
してエネルギー源３２によって負荷３７に加えられる波
形を動的に調整する方法の高レベルの流れ図を示す。図
１０に示す方法は、エネルギー源３２がコンデンサまた
はコンデンサ・バンクから形成される事例に対応する。
図１０に示す方法の最初のステップは、図３に示す負荷
３７のインピーダンスに関連したパラメータの測定の後
に行われる。

【００４６】ステップ４００において、コントローラ３
８は、接続機構３４を作動させて、エネルギー源３２か
ら負荷３７へのエネルギーの流入を開始する。次に、ス
テップ４０２において、コントローラ３８は、エネルギ
ー源３２から負荷３７へのエネルギーの流入開始以後の
経過時間が所定の時間しきい値未満であるか否かを判定
する。所定の時間しきい値は、電気療法波形の有効な第
１の位相を供給するために必要とされる、経験的に決定
された最短時間期間に基づいて選択される。経過時間
が、時間しきい値未満の場合、ステップ４０４におい
て、コントローラ３８は、エネルギー源３２によって供
給される電圧が、電圧しきい値以下であるか否かを判定
する。所定の電圧しきい値は、電気療法波形の有効な第
１の位相を供給するために必要とされる、経験的に決定
された最小供給エネルギーに基づいて選択される。エネ
ルギー源３２によって供給される電圧が電圧しきい値以
下ではない場合、コントローラ３８はステップ４０２に
戻り、経過時間が所定の時間しきい値未満であるか否か
を判定する。

【００４７】コントローラ３８は、経過時間が所定の時
間しきい値を超えたと判定すると、ステップ４０６にお
いて、エネルギー源３２によって供給される電圧が所定
の電圧しきい値以下であるか否かを判定する。電圧が所
定の電圧しきい値より大きい場合、コントローラ３８
は、引き続き、エネルギー源３２によって供給される電
圧が、所定の電圧しきい値以下であるか否かを判定す
る。

【００４８】エネルギー源３２によって供給される電圧
が所定の電圧しきい値以下であるか否かを判定するステ
ップのいずれかにおいて、以下であると判定されると、
ステップ４０８において、コントローラ３８は、エネル
ギー源３２の放電を停止して、二相パルスの第１の位相
を終了する。次に、ステップ４１０において、コントロ
ーラ３８は、二相パルスの第１の位相と第２の位相の間
の所定の時間間隔Ｇにわたって待機する。次に、ステッ
プ４１２において、接続機構３４が、エネルギー源３２
によって負荷３７に印加される電圧の極性を切り換え
る。次に、ステップ４１４において、コントローラ３８
は、所定の時間間隔Ｆにわたって、第２の位相の二相パ
ルスの放電を開始する。最後に、所定の時間間隔Ｆの終
了時に、ステップ４１６において、コントローラ３８
は、接続機構３４を用いて、電極３６からエネルギー源
３２を切り離すことによって、エネルギー源３２の放電
を停止する。第１の電気療法装置の第１の実施態様に関
するこれ以上の詳細については、Gliner他に対して発行
された、参考として本明細書に組み込んだ米国特許第5,
593,427号に記載されている。

【００４９】患者のインピーダンスが高い場合、図１０
に示す方法によって、図１１に示すタイプの波形が生じ
る。図１１の波形の場合、二相パルスの第１の位相の時
間期Ｅは、所定の時間しきい値を超えるので、エネルギ
ー源３２は、第１の位相の終了前に、所定の電圧しきい
値まで放電する。患者のインピーダンスが低い場合、図
１０に示す方法によって、図１２に示すタイプの波形が
生じる。図１２の波形の場合、エネルギー源３２の放電
中に、所定の電圧しきい値に達すると、二相パルスの第
１の位相は、所定の時間しきい値に達する前に終了す
る。従って、図１０に示す方法では、コントローラ３８
によって検出された患者のインピーダンスに応答して、
エネルギー源３２によって患者に加えられる波形が動的
に調整される。

【００５０】図１３は、図４に示すブロック図によって
表された第２の電気療法装置５０の第１の実施態様を示
す概略図である。図１３の場合、エネルギー源は、６０
〜１５０マイクロファラッドのキャパシタンス値を有
し、最適なキャパシタンス値が１００マイクロファラッ
ドのコンデンサ５００である。第１の実施態様には、コ
ンデンサ５００を初期電圧まで充電するための高電圧電
源５０１のような充電機構も含まれている。コントロー
ラ５０２は、電気療法装置５０の動作を制御し、検出さ
れた不整脈に応答して自動的に、または、人間のオペレ
ータに応答して手動式に、電極５０６を介して患者のイ
ンピーダンス５０４に電気療法波形を供給する。

【００５１】スイッチ５０８及び５１０は、二相パルス
が印加されるまで、患者を細動除去回路から分離する。
スイッチ５０８及び５１０は、機械式リレー、ソリッド
ステートデバイス、スパークギャップ、または、他のガ
ス放電装置といった、任意の適合する種類のアイソレー
タとすることが可能である。第２の電気療法装置５０の
第１の実施態様の場合、第１の接続機構３４には、コン
デンサ５００から患者に電気療法波形を供給するため
に、コントローラ５０２によって操作される４つのスイ
ッチ５１２、５１４、５１６、及び、５１８が含まれて
いる。

【００５２】第２の電気療法装置５０の第１の実施態様
には、回路コンポーネント及びオペレータにさらなる保
護を施すために、抵抗器５２０及びスイッチ５２２を含
むオプションの電流制限回路を含めることも可能であ
る。第２の電気療法装置５０の第１の実施態様の動作に
おいて、全てのスイッチが、コンデンサ５００の放電前
に開くことになる。しかし、認識しておくべきは、スイ
ッチの全てを開位置で開始する必要はないという点であ
る。例えば、スイッチの一部を閉位置で開始し、それに
従って、スイッチを開くシーケンスに修正を施すことが
可能である。

【００５３】高電圧電源５０１によるコンデンサ５００
の充電前に、測定装置４４は、患者のインピーダンス５
０４の低レベル測定を実施する。第２の接続機構４６
は、インピーダンス推定を行うために、測定装置４４を
電極５０６に接続する。インピーダンス推定が完了する
と、コントローラ５０２は、第２の接続機構４６を制御
して、電極５０６から測定装置を切り離す。患者のイン
ピーダンスに関連したパラメータの測定結果は、患者の
インピーダンス５０４によってコンデンサ５００に加え
られるインピーダンスの推定に役立つ。測定装置４４の
出力は、コントローラ５０２に結合される。患者のイン
ピーダンス５０４のこの推定値を利用して、コントロー
ラ５０２は、高電圧電源５０１を制御して、患者のイン
ピーダンス５０４に対応する初期電圧まで、コンデンサ
５００を充電する。初期充電電圧値は、推定インピーダ
ンスに基づいて、放電の開始時に患者に供給されるピー
ク電流が、細動除去には十分な大きさであるが、細動除
去に必要とされるレベルをあまり超えないように選択さ
れる。

【００５４】電気療法波形が必要であることを波形解析
器５２３が示すとこれに応答して、コントローラ５０２
は、まず、スイッチ５０８及び５１０を、次に、スイッ
チ５１８を、そして次にスイッチ５１４を閉じて、患者
に対する電気療法波形の供給を開始する。センサ５２４
は、コンデンサ５００によって供給される電流をモニタ
する。ピーク電流が、回路の安全しきい値未満の場合、
スイッチ５２２を閉じて、回路から抵抗器５２０が取り
除かれる。しきい値を超えるピーク電流値は、短絡状態
を表している可能性がある。

【００５５】二相パルスの第１及び第２の位相の持続時
間は、患者によって決まる電気的パラメータを測定する
ことによって求められる。さらに詳細に後述するよう
に、望ましい実施態様における測定パラメータは、エネ
ルギー源が患者に所定量の電荷を供給するのに要する時
間である。充電制御によって、電圧モニタまたは電流モ
ニタといった他の波形モニタ法よりも優れたノイズ耐性
を得ることができる。第２の電気療法装置５０の第１の
実施態様では、積分器５２６を用いて、患者に供給され
る電荷の測定結果がコントローラ５０２に供給される。
コントローラ５０２は、積分器５２６によって供給され
る電荷の測定結果に基づいて、第１及び第２の位相の持
続時間を設定する（これにより、波形形状を制御す
る）。認識しておくべきは、他のパラメータをモニタし
て、第１及び第２の位相の長さを制御することも可能で
あるという点である。例えば、電圧または電流振幅の測
定結果を用いて、第１及び第２の位相の長さを制御する
ことも可能である。

【００５６】第１の位相の波形の終了時に、コントロー
ラは、スイッチ５１８を開いて、電気療法波形の供給を
終了する。スイッチ５２２は、スイッチ５１８が開いた
後の任意の時点において開くことも可能である。コント
ローラ５０２は、スイッチ５１４も開く。短い相間期間
の経過後、コントローラ５０２は、スイッチ５１２及び
５１６を閉じて、第２の位相の波形の供給を開始する。
第２の位相の持続時間は、第１の位相の持続時間によっ
て決定することができる。しかし、第２の位相の持続時
間を決定することができる他の方法もある。例えば、第
２の位相の持続時間は、所定の時間に設定することが可
能である。第２の位相の終了時に、コントローラ５０２
は、スイッチ５１２を開き、電気療法波形の供給を終了
する。スイッチ５１６、５０８、及び、５１０は、スイ
ッチ５１２が開いた後に開く。

【００５７】以下は、第２の電気療法装置５０の第１の
実施態様の特定の実施例に関する説明である。この例で
は、スイッチ５０８及び５１０は、二極双投機械式リレ
ーとして実施される。スイッチ５１４及び５１６は、現
在利用可能なコンポーネントに関する電圧阻止要件（vo
ltage blocking requirement）を満たすため、直列をな
す１対のＳＣＲとして、それぞれ実施される。スイッチ
５１８は、やはり、電圧阻止要件を満たすため、直列を
なす２つの絶縁ゲート・バイポーラ・トランジスタ
（「ＩＧＢＴ」）として実施される。

【００５８】スイッチ５２２及び５１８の機能は、電圧
阻止要件を満たすために、３つの直列に接続されたＩＧ
ＢＴを用いて実施される。他の２つのＩＧＢＴの間に接
続されたＩＧＢＴは、スイッチ５２２とスイッチ５１８
の両方によって使用される。中央のＩＧＢＴは、スイッ
チ５２２がオンになるのと同時にオンになり、スイッチ
５１８がオフになるのと同時にオフになる。３つのＩＧ
ＢＴを用いて、スイッチ５２２及び５１８の機能を実施
する場合、抵抗器５２０は、ＩＧＢＴの２つの間で電圧
を等しく分割するために、２つの抵抗器に分割される。

【００５９】センサ５２４を用いて、コントローラ５０
２に電流情報を送り、電極５０６間の短絡、または、電
極５０６の一方または両方が患者に接続されていない状
態を検出することが可能である。センサ５２４及び積分
器５２６は、電荷限界及び電流限界をそれぞれ検出する
ためのしきい値コンパレータに給電する演算増幅器を用
いて、それぞれ、実施することが可能である。積分器５
２６には、電気療法波形の開始前に初期状態にリセット
するためのスイッチを含めることが可能である。

【００６０】積分器５２６に含まれるコンパレータは、
患者に供給される電荷をモニタし、電荷が０．０６１８
２クーロン（「Ｑｔ」と称される）に達すると、コント
ローラ５０２に信号を送る。その電荷に達するのに必要
な時間（「ｔ（Ｑｔ）」）が、スケール・ダウンされた
基準周波数をカウントするアップ／ダウン・カウンタを
用いて、コントローラ５０２によってモニタされる。周
波数スケーラの構成要素の１つは、選択可能な２：３プ
リスケーラである。タイマ５２８には、アップ／ダウン
・カウンタ、２：３プリスケーラ、及び、コンデンサ５
００の放電を制御するためにコントローラによって使用
されるタイミング情報を供給する周波数源が含まれてい
る。プリスケーラは、第１の位相の間、３に設定され
る。この例の場合、コントローラには、１１の時間しき
い値が記憶されており、コントローラは、Ｑｔに達する
のに必要な時間に基づいて第１の位相の持続時間（「ｔ
（φ１）」を決定する。各時間しきい値毎に、Ｑｔに達
するまで、ｔ（φ１）の新たな値がロードされる。６．
３５ｍＳ以内にＱｔに達しなければ、ｔ（φ１）は、１
２ｍＳに設定される。カウンタは、第１の位相の波形全
体を供給する間、スケール・ダウンされた周波数で動作
する。表１に、Ｑｔしきい値及びｔ（φ１）に関する典
型的な値のいくつかを示す。

【００６１】

【表１】

【００６２】この例の場合、相間遅延は３００μＳに設
定されている。０μＳ（第１の位相と第２の位相の間の
遅延開始）において、第１の位相のＩＧＢＴが開くと、
第１の位相が終了する。２５０μＳにおいて、第２の位
相のＩＧＢＴが閉じる。３００μＳにおいて、第２の位
相のＳＣＲが閉じ、第２の位相が開始する。

【００６３】この例の場合、第２の位相タイミングは、
第１の位相タイミングによって決まる。すなわち、位相
１の間（２．３ｍＳ〜１２ｍＳ）に累積されたカウント
値を用いて、第２の位相の持続時間が制御される。第２
の位相の間、第１の位相の間にカウント・アップされた
カウンタは、０までカウント・ダウンされ、その時点
で、第２の位相が終了する。第２の位相の実際の持続時
間は、カウンタを減速動作させる（run down）ために用
いられるスケール・ダウンされた周波数によって決ま
る。第１の位相ｔ（Ｑｔ）が３．０７ｍＳ未満の場合、
基準クロック・プリスケーラは、第１の位相の持続時間
に等しい第２の位相の持続時間が得られるように、３に
設定される。ｔ（Ｑｔ）が３．０７ｍＳ以上の場合、プ
リ・スケーラは２に設定され、第２の位相の持続時間
は、第１の位相の持続時間の２／３になる。

【００６４】二相パルスの第１の位相の長さを決定する
ための電荷供給測定の代替案は、コンデンサ５００に残
存する電圧を測定することである。この実施態様の場
合、緩衝増幅器に接続された分圧器のような回路を使用
して、コンデンサ５００の電圧をモニタする。緩衝増幅
器の出力は、コンパレータに接続されている。コンパレ
ータが、緩衝増幅器の出力において、コンデンサ５００
における１０００ボルトへの電圧降下に対応する電圧レ
ベルを検出すると、コントローラ５０２に信号が送られ
る。コンデンサ５００の電圧が１０００ボルトに達する
時間（Ｖｔ）に従って、二相パルスの第１の位相の持続
時間が変動する。電荷制御の実施態様の場合と同様に、
その電圧に達するのに必要な時間が、スケール・ダウン
された基準周波数をカウントするアップ／ダウン・カウ
ンタを用いて、コントローラによってモニタされる。第
１の位相の持続時間（ｔ（φ１））は、Ｖｔに達するの
に必要な時間に基づく。適切なｔ（φ１）を選択する方
法は、電荷制御の実施態様と同じである。６．１８ｍＳ
以内にＶｔに達しなければ、ｔ（φ１）は１２ｍＳに設
定される。表２に、ｔ（Ｖｔ）しきい値とそれに関連す
る第１の位相の長さｔ（φ１）を示す。相間遅延及び第
２の位相タイミングの決定は、電荷制御の方法と極めて
よく似ている。

【００６５】

【表２】

【００６６】本発明の実施態様のいくつかについて例示
し、それらの形態について説明してきたが、当業者にと
っては、本発明の思想や特許請求の範囲から逸脱するこ
となく、さまざまな修正をそれらに施すことが可能であ
るということは明白なことである。以下においては、本
発明の種々の構成要件の組み合わせからなる例示的な実
施態様を示す。 １．エネルギー源（３２、２００、２０４、５０１、５
００）を含む電気療法装置（３０、５０）において、患
者（３７、２０８、５０４）に電気療法を施すための方
法であって、前記患者（３７、２０８、５０４）のイン
ピーダンスに関連した第１のパラメータを測定するステ
ップ（１０２、１１２）と、前記第１のパラメータに基
づいて前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５０
１、５００）を構成するステップ（１０８、１１８）
と、前記患者（３７、２０８、５０４）に前記エネルギ
ー源（３２、２００、２０４、５０１、５００）を結合
するステップ（１２２）と、前記エネルギー源（３２、
２００、２０４、５０１、５００）によって前記患者
（３７、２０８、５０４）に供給されるエネルギーに関
連した第３のパラメータを測定するステップ（１２４）
と、前記第３のパラメータに基づいて、前記患者（３
７、２０８、５０４）から前記エネルギー源を分離する
ステップを含む、方法。 ２．前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５０
１、５００）と前記患者（３７、２０８、５０４）に結
合された第１の電極（３６、２１２、５０６）及び第２
の電極（３６、２１４、５０６）との間に結合された第
１の接続機構（３４）と、前記第１の電極（３６、２１
２、５０６）及び第２の電極（３６、２１４、５０６）
に結合するように構成された測定装置（４４）と、前記
エネルギー源（３２、２００、２０４、５０１、５０
０）、前記第１の接続機構（３４）、前記測定装置（４
４）に結合されたコントローラ（３８、２０２、５０
２）と、センサ（４２、５２６、５２４、２１６）を含
む電気療法装置（３０、５０）に関して、前記第１のパ
ラメータを測定するステップ（１０２、１１２）が、前
記測定装置（４４）を使用するステップを含み、前記エ
ネルギー源（３２、２００、２０４、５０１、５００）
を構成するステップ（１０８、１１８）が、前記コント
ローラ（３８、２０２、５０２）を用いて、前記第１の
パラメータに基づいており、かつ、前記エネルギー源
（３２、２００、２０４、５０１、５００）によって蓄
積されたエネルギーに関連する第２のパラメータを設定
するステップを含み、前記患者（３７、２０８、５０
４）に前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５０
１、５００）を結合するステップ（１２２）が、前記コ
ントローラ（３８、２０２、５０２）を使用して、前記
第１の接続機構（３４）を作動させ、前記第１の電極
（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３６、
２１４、５０６）に前記エネルギー源（３２、２００、
２０４、５０１、５００）を結合するステップを含み、
前記第３のパラメータを測定するステップ（１２４）
が、前記センサ（４２、５２６、５２４、２１６）を使
用するステップを含み、前記患者（３７、２０８、５０
４）から前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５
０１、５００）を分離するステップが、前記コントロー
ラ（３８、２０２、５０２）を使用して、前記第１の接
続機構（３４）を作動させ、前記第３のパラメータに基
づいて、前記第１の電極（３６、２１２、５０６）及び
前記第２の電極（３６、２１４、５０６）から前記エネ
ルギー源（３２、２００、２０４、５０１、５００）を
分離するステップを含む上項１に記載の方法。 ３．前記測定装置（４４）を使用して前記第１のパラメ
ータを測定するステップ（１０２、１１２）であって、
前記コントローラ（３８、２０２、５０２）を使用して
前記第１の接続機構（３４）を作動させ、前記第１の電
極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３
６、２１４、５０６）から前記エネルギー源（３２、２
００、２０４、５０１、５００）を分離した後に生じる
前記第１のパラメータを測定することからなるステップ
（１０２、１１２）と、前記第３のパラメータに基づい
て第１の患者インピーダンスを決定するステップ（１２
６）と、前記第１のパラメータ及び前記第１の患者イン
ピーダンスに基づいて前記第２のパラメータを設定する
ステップ（１３２）をさらに含む、上項２に記載の方
法。 ４．前記第１のパラメータ及び前記第１の患者インピー
ダンスに基づいて前記第２のパラメータを設定するステ
ップ（１３２）が、前記第１のパラメータに基づいて第
２の患者インピーダンスを決定するステップ（１１６）
と、前記第１の患者インピーダンスと前記第２の患者イ
ンピーダンスの差を決定するステップ（１２８）と、前
記第２の患者インピーダンスと前記差の合計に基づいて
前記第２のパラメータを設定するステップ（１３２）を
含み、前記測定装置を使用して前記第１のパラメータを
測定するステップ（１０２、１１２）が、前記第１の電
極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３
６、２１４、５０６）を介して、電気療法には不十分な
エネルギーの波形を前記患者（３７、２０８、５０４）
に加えるステップを含む上項３に記載の方法。 ５．前記第１のパラメータを複数の所定の範囲の１つに
分類するステップであって、前記所定の範囲が、それぞ
れ、複数の値の１つに対応し、前記第２のパラメータを
設定するステップが、前記第１のパラメータの分類によ
って前記第１のパラメータが組み入れられる、前記所定
の範囲の１つに対応する前記値の前記１つに、前記第２
のパラメータを設定するステップを含み、前記第１のパ
ラメータの分類が、前記第１のパラメータの測定後で、
かつ、前記第２のパラメータの設定前に行われることか
らなる、ステップをさらに含む、上項２に記載の方法。 ６．第１の電極（３６、２１２、５０６）及び第２の電
極（３６、２１４、５０６）を介して、患者（３７、２
０８、５０４）に電気療法を施すための電気療法装置
（３０、５０）であって、前記第１の電極（３６、２１
２、５０６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５０
６）を介して、前記患者（３７、２０８、５０４）にエ
ネルギーを供給するためのエネルギー源（３２、２０
０、２０４、５０１、５００）と、前記患者（３７、２
０８、５０４）に供給される前記エネルギーに関連した
第１のパラメータを測定するように構成されたセンサ
（４２、５２６、５２４、２１６）と、前記エネルギー
源（３２、２００、２０４、５０１、５００）を、前記
第１の電極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電
極（３６、２１４、５０６）に対して、それぞれ、結合
し、及び、分離するように構成された第１の接続機構
（３４）と、前記第１の電極（３６、２１２、５０６）
及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）を介し
て、患者インピーダンスに応じて変動する第２のパラメ
ータを測定するように構成された測定装置（４４）と、
前記第１の接続機構（３４）及び前記エネルギー源（３
２、２００、２０４、５０１、５００）に結合され、前
記センサ（４２、５２６、５２４、２１６）から前記第
１のパラメータを受信するように構成されたコントロー
ラ（３８、２０２、５０２）であって、該コントローラ
（３８、２０２、５０２）は、前記第１の接続機構（３
４）を作動させて、前記エネルギー源（３２、２００、
２０４、５０１、５００）を前記第１の電極（３６、２
１２、５０６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５
０６）に結合するように構成され、及び、前記第１の接
続機構（３４）を作動させて、前記第１のパラメータに
基づいて、前記エネルギー源（３２、２００、２０４、
５０１、５００）を前記第１の電極（３６、２１２、５
０６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）か
ら分離するように構成され、さらに、該コントローラ
（３８、２０２、５０２）は、前記測定装置（４４）か
ら前記第２のパラメータを受信して、前記第２のパラメ
ータに基づいて前記エネルギー源（３２、２００、２０
４、５０１、５００）を構成するように構成されている
ことからなる、コントローラ（３８、２０２、５０２）
を含む、電気療法装置（３０、５０）。 ７．前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５０
１、５００）が、電源（２００、５０１）とコンデンサ
（２０４、５００）を備えており、前記電源（２００、
５０１）によって前記コンデンサ（２０４、５００）が
充電されることと、前記第２のパラメータが、前記測定
装置（４４）からの出力電圧を含むことと、前記測定装
置（４４）が、前記第１の電極（３６、２１２、５０
６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）を介
して前記第２のパラメータを測定するための構成を備え
ていることと、前記コントローラ（３８、２０２、５０
２）が、前記第１のパラメータに基づいて第１の患者イ
ンピーダンスを決定し、前記第２のパラメータに基づい
て第２の患者インピーダンスを決定し、前記第１の患者
インピーダンスと前記第２の患者インピーダンスの差を
決定し、及び、前記差と前記第２の患者インピーダンス
に基づいて、前記エネルギー源（３２、２００、２０
４、５０１、５００）を構成するための構成を備えてい
ることと、前記測定装置（４４）が、前記第１の電極
（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３６、
２１４、５０６）を介して、前記患者（３７、２０８、
５０４）に電気療法には不十分なエネルギーの波形を加
えることによって、前記第２のパラメータを測定するた
めの構成を備えていることからなる、上項６に記載の電
気療法装置（３０、５０）。 ８．前記コントローラ（３８、２０２、５０２）が、前
記第２の患者インピーダンスと前記差の合計に基づい
て、前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５０
１、５００）を構成するための構成を備え、前記電源
（２００、５０１）が、前記測定装置（４４）からの出
力電圧に基づいて、複数の所定の電圧のうちの１つの電
圧まで前記コンデンサ（２０４、５００）を充電するた
めの構成が備え、前記測定装置（４４）が、前記測定装
置（４４）を、前記第１の電極（３６、２１２、５０
６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）に対
して、それぞれ、結合し、及び、分離するための第２の
接続機構（４６）を備える上項７に記載の電気療法装置
（３０、５０）。 ９．細動除去のために、第１の電極（３６、２１２、５
０６）及び第２の電極（３６、２１４、５０６）を介し
て前記患者（３７、２０８、５０４）に多相波形を供給
する細動除去器（３０、５０）であって、第１の端子及
び第２の端子を備え、前記第１の電極（３６、２１２、
５０６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）
を介して患者（３７、２０８、５０４）に供給するため
の電荷を蓄積するコンデンサ（２０４、５００）と、前
記コンデンサ（２０４、５００）を充電するための電源
（２００、５０１）と、前記コンデンサ（２０４、５０
０）の前記第１の端子及び前記第２の端子と前記第１の
電極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３
６、２１４、５０６）の間に結合されて、前記コンデン
サ（２０４、５００）の前記第１の端子と前記第１の電
極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３
６、２１４、５０６）の一方との結合及び分離を可能に
し、前記コンデンサ（２０４、５００）の前記第２の端
子と前記第１の電極（３６、２１２、５０６）及び前記
第２の電極（３６、２１４、５０６）の一方との結合及
び分離を可能にする第１の接続機構（３４）と、前記コ
ンデンサ（２０４、５００）によって供給されるエネル
ギーに関連した第１のパラメータを測定するためのセン
サ（４２、５２６、５３４、２１６）と、前記第１の電
極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３
６、２１４、５０６）を介して、患者インピーダンスに
応じて変動する第２のパラメータを測定するように構成
された、前記第２のパラメータを測定するための回路
（４４）と、前記第１の接続機構（３４）に接続され
て、前記第１のパラメータを受信するように構成された
コントローラ（３８、２０２、５０２）であって、該コ
ントローラ（３８、２０２、５０２）は、前記第１の接
続機構（３４）を作動させて、前記第１のパラメータに
基づいて、前記第１の電極（３６、２１２、５０６）及
び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）から前記コ
ンデンサ（２０４、５００）の前記第１の端子及び前記
第２の端子を分離するように構成されており、さらに、
前記コントローラ（３８、２０２、５０２）は、前記回
路（４４）から前記第２のパラメータを受信し、及び、
前記第２のパラメータに基づいて、前記コンデンサ（２
０４、５００）を充電するための前記電源（２００、５
０１）を構成するように構成されていることからなる、
コントローラ（３８、２０２、５０２）を含む、細動除
去器（３０、５０）。 １０．前記コントローラ（３８、２０２、５０２）が、
前記第１のパラメータに基づいて第１の患者インピーダ
ンスを決定し、前記第２のパラメータに基づいて第２の
患者インピーダンスを決定し、前記第１の患者インピー
ダンスと前記第２の患者インピーダンスの差を決定し、
及び、前記差と前記第２の患者インピーダンスに基づい
て、前記コンデンサ（２０４、５００）を充電するため
の前記電源（２００、５０１）を構成する構成を備え、
前記回路（４４）が、前記第１の電極（３６、２１２、
５０６）及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）
を介して、細動除去には不十分なエネルギーの波形を前
記患者（３７、２０８、５０４）に加えることによっ
て、前記第２のパラメータを測定する構成を備え、前記
コントローラ（３８、２０２、５０２）が、前記第２の
患者インピーダンスと前記差の合計に基づいて、前記コ
ンデンサ（２０４、５００）を充電するための前記電源
（２００、５０１）を構成する構成を備え、前記回路
（４４）が、前記第１の電極（３６、２１２、５０６）
及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）を介し
て、前記第２のパラメータを発生するための信号を供給
する信号源（３００）を備え、前記第１のパラメータ
が、前記患者（３７、２０８、５０４）に供給される電
荷を含み、前記コントローラ（３８、２０２、５０２）
が、前記患者（３７、２０８、５０４）に供給される電
荷をモニタして、前記患者（３７、２０８、５０４）に
所定の量の電荷を供給するための時間間隔を決定し、及
び、前記時間間隔を複数の所定の時間間隔の１つに分類
する構成を備え、前記コントローラ（３８、２０２、５
０２）は、さらに、前記所定の時間間隔に対応する複数
の所定の時間値の１つを選択し、前記第１の電極（３
６、２１２、５０６）及び前記第２の電極（３６、２１
４、５０６）に前記第１の端子及び前記第２の端子を結
合してから、前記第１の電極（３６、２１２、５０６）
及び前記第２の電極（３６、２１４、５０６）から前記
第１の端子及び前記第２の端子を分離するまでの時間長
を設定する構成を備え、前記第２のパラメータが、前記
第１の電極（３６、２１２、５０６）及び前記第２の電
極（３６、２１４、５０６）を介して、前記患者（３
７、２０８、５０４）の両端間で測定される電圧を含む
上項９に記載の細動除去器（３０、５０）。

【００６７】

【発明の効果】本発明によれば、患者のインピーダンス
を推定することにより、患者のインピーダンスに応じて
電気療法波形の形状と電流値を動的に調整して、細動除
去をおこなうために最適な電気療法波形を患者に供給す
ることができる。患者のインピーダンスの推定は、患者
に高電圧を印加せずに行うことができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】比較的インピーダンスの高い患者に一般的に関
連した、打ち切り指数関数状の放電波形を示す図であ
る。

【図２】比較的インピーダンスの低い患者に一般的に関
連した、打ち切り指数関数状の放電波形を示す図であ
る。

【図３】第１の電気療法装置の高レベルのブロック図で
ある。

【図４】第２の電気療法装置の高レベルのブロック図で
ある。

【図５】図３に示す第１の電気療法装置、または図４に
示す第２の電気療法装置を用いて、患者に加えられる電
気療法波形のエネルギーの初期レベルを設定する方法に
関する高レベルの流れ図である。

【図６】図３に示す第１の電気療法装置、または図４に
示す第２の電気療法装置を用いて、低レベル・インピー
ダンス測定結果を較正する方法に関する高レベルの流れ
図である。

【図７】図３に示す第１の電気療法装置、または図４に
示す第２の電気療法装置を用いて、低レベル・インピー
ダンス測定結果を較正する方法に関する高レベルの流れ
図である。

【図８】図３に示す第１の電気療法装置の第１の実施態
様を示す図である。

【図９】第１の電気療法装置または第２の電気療法装置
のいずれの実施態様にも使用することができる測定装置
を示す図である。

【図１０】図８に示す第１の電気療法装置の第１の実施
態様を用いて、患者に加えられる波形を動的に調整する
方法の高レベルの流れ図である。

【図１１】高インピーダンスの患者に加えられる波形を
動的に調整することによって生じる可能性のある典型的
な波形を示す図である。

【図１２】低インピーダンスの患者に加えられる波形を
動的に調整することによって生じる可能性のある典型的
な波形を示す図である。

【図１３】図４に示す第２の電気療法装置の第１の実施
態様を示す図である。

【符号の説明】

３０、５０ 電気療法装置 ３２ エネルギー源 ３４ 接続機構 ３６、２１２、２１４、５０６ 電極 ３７、２０８、５０４ 患者 ３８、２０２、５０２ コントローラ ４２、５２４、５２６ センサ ４４ 測定装置 ２００、５０１ 電源 ２０４、５００ コンデンサ

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 トーマス・ディー・ライスター アメリカ合衆国ワシントン州98021，ボス エル，トゥエンティファースト・アベニュ ー・サウスイースト・23309

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】エネルギー源（３２、２００、２０４、５
   ０１、５００）を含む電気療法装置（３０、５０）にお
   いて、患者（３７、２０８、５０４）に電気療法を施す
   ための方法であって、 前記患者（３７、２０８、５０４）のインピーダンスに
   関連した第１のパラメータを測定するステップ（１０
   ２、１１２）と、 前記第１のパラメータに基づいて前記エネルギー源（３
   ２、２００、２０４、５０１、５００）を構成するステ
   ップ（１０８、１１８）と、 前記患者（３７、２０８、５０４）に前記エネルギー源
   （３２、２００、２０４、５０１、５００）を結合する
   ステップ（１２２）と、 前記エネルギー源（３２、２００、２０４、５０１、５
   ００）によって前記患者（３７、２０８、５０４）に供
   給されるエネルギーに関連した第３のパラメータを測定
   するステップ（１２４）と、 前記第３のパラメータに基づいて、前記患者（３７、２
   ０８、５０４）から前記エネルギー源を分離するステッ
   プを含む方法。