JP2009537204A - メイクオンリースイッチを備える簡易化された二相除細動回路 - Google Patents

Abstract

除細動器のための二相パルス供給回路が、２つのコンデンサを含む。第１のコンデンサは、充電され、二相パルスの第１の位相を供給する。第２のコンデンサは、充電され、二相パルスの第２の位相を供給する。第２のコンデンサにおける電荷の少なくとも一部が、第１のパルス位相の供給の間患者を流れる電流により供給される。第１の位相を開始するスイッチ、第２の位相を開始するスイッチ、及び第２の位相を終了するスイッチが与えられる。図示される回路において、二相パルスの第２の位相の供給の前に、第１のコンデンサから第２のコンデンサを少なくとも部分的に充電するためのシャント回路パスが与えられる。本発明の回路は、パルス供給の間のみ閉じられる必要があるスイッチデバイスを用いて完全に制御されることができる。

Description

本発明は、心臓蘇生のための除細動器に関し、特に、二相波形を供給することができる除細動器に関する。

自動体外式除細動器(ＡＥＤ)は、触知可能パルスを伴わない心室細動(ＶＦ)又は心室頻拍(ＶＴ)といった不整脈を経験する患者における正常なリズム及び収縮機能を回復するために、心臓に高電圧インパルスを供給する。手動除細動器、埋め込み型除細動器及び自動体外式除細動器を含む複数のクラスの除細動器が存在する。除細動が必要かどうかを決定するため心電図(ＥＣＧ)リズムを自動的に解析するよう、及びショックシーケンスや心肺機能蘇生(ＣＰＲ)期間といった管理手段を提供するよう、ＡＥＤ自身がプリプログラムされている点で、ＡＥＤは手動除細動器とは異なる。

ＡＥＤ蘇生に関する現在の標準的なケアは、二相波形である。正確な生理機構が完全に理解されているものではないが、二相パルスの第２の位相が、ショック波形の第１の位相により分極された心筋細胞の脱分極効果をもたらすこと、及びこの脱分極が何らかの態様でより治療的な波形を提供することが予想されている。二相波形の適用において、ＡＥＤは、患者の胸の電極パッドの１つに高電圧電荷を供給する。これは、結果として、そのパッドから第２のパッドへの電流を生じさせる。第１の位相の終わりに、高電圧出力回路のＨブリッジが、印加電圧を反転させるよう切り替える。その結果、残りの高電圧電荷及び電流が、第２の電極から第１の電極に向かう形で患者に供給される。臨床的研究及び実験によれば、二相波形を支配する多数のパラメタを所定の制限内に維持することが望ましいことが示される。例えば、正の(第１の)位相が、短すぎない持続時間を持ち、第１の位相の持続時間と第２の位相の持続時間との比が所定の範囲内にあるべきである。パルスの位相が短すぎると、それは、心臓の細胞応答時間、クロナキシー時間より短いことになり、従って、パルスの実効性を限定してしまう。開始電圧レベルを第１の位相の終わりでのレベルにまで減少させることは、あまり良いことではなく、その結果、供給されるエネルギーのかなりの量が、第２の位相の間、供給のために残っていることになる。初期の開始電圧レベルと最終的なパルスの電圧レベルとの間の制御された関係も存在すべきである。こうしたパラメタの多くは、所与のパルスに差分的に反応する異なるインピーダンスの患者における患者の胸のインピーダンスにより影響を受ける。従って、ＡＥＤは一般に、二相パルスの供給前、又はパルスの開始のときのいずれかにおいて、患者の胸のインピーダンスを測定し、及び測定されたインピーダンスを考慮して、ＡＥＤの高電圧回路の動作を調整する。

心停止が発生するときＡＥＤは臨床的に重要であるので、その利用可能性ができるだけ広範であることが望ましい。この目的は近年、店頭でのＡＥＤ販売が承認されたことで支えられてきたが、低コストのＡＥＤの利用可能性によっても強化されることができる。ＡＥＤの製造における主要な費用の１つは、高電圧回路、特にインダクタと、Ｈブリッジ回路のスイッチデバイスとである。これは、非常に高速に非常に大きな電流を切り替えなければならず、こうした特徴が、これらのデバイスを生産コストのかかるものにしている。従って、ＡＥＤの安全性又は効率性に影響を与えることなく可能であれば、これらのコストを削減するようなＡＥＤの高電圧回路のデザインをすることが望ましい。

本発明の原理によれば、シンプルで非常に効率的な除細動器の高電圧回路が与えられる。その高電圧回路は、二相パルス供給の間、スイッチデバイスの閉動作(closure)のみを必要とする。本発明の回路は、２つのコンデンサの使用を介して効率性を実現する。主コンデンサが第１のパルス位相を供給するとき、そのコンデンサからの電流が、第２のパルス位相を供給する第２のコンデンサへ流れ、その第２のコンデンサを充電する。パルス供給の開始及び終了は、「メイクオンリー」スイッチデバイスにより制御される。即ち、パルス供給の間だけ閉じている必要があるデバイスにより制御される。

まず図１を参照すると、除細動器の単相パルス回路１０が概略的な形式で示される。蓄積コンデンサ１２が、患者インピーダンスRpatにより表される患者に除細動ショックを供給するため高電圧供給源(図示省略)により充電される。コンデンサ１２に対する通常の値は、１０μＦであり、レーティングは７ｋＶである。ショックは、例えば１００ｍＨといった大きなインダクタ１４を介して患者に供給される。このインダクタは、レジスタ１６により表される抵抗を持つ。患者インピーダンスは、ダイオード１８及び小抵抗２０によりシャントされる。スイッチ２２を閉じることによりショックが供給される。回路１０が、臨界減衰を示すとき、波形３０は、ピークまで上昇することになり、それから、図２の破線曲線３４により示されるように比較的長い時間期間にわたりゆっくりと減少する。臨界減衰が発生するとき、単相波形が生み出される。回路１０は、減衰振動するよう構成されることもできる。その場合、結果として生じる波形は、上昇し、下降し、ｘ軸に近づき、ｘ軸に対して減衰する。これは、実線３２により示されるように、正弦形式の二相波形を効率的に生み出す。この種の回路は、幅広い患者インピーダンスに対してこの二相的特性を示すことができる。

図１の除細動回路は、複数の利点を持つ。部品数が少なくシンプルであることや、従って、実現が安価にできることがある。波形の適用の間、スイッチ２２を閉じることのみが必要である。このスイッチは、パルス適用が終了するまで閉じられたままとされることができる。大電流が流れるときスイッチを開くより、高電圧回路のスイッチを閉じる方が簡単である。これは、より安価な「メイクオンリー」スイッチが使用されることができることを意味する。しかしながら、この回路を用いると複数の不都合点がある。１つは、望ましくない重量を追加し、小さなポータブルＡＥＤにおいてかなりの空間を占める大きなインダクタを必要とすることである。別の不都合点は、ショック供給のため比較的高い電圧へとコンデンサ１２を充電する必要があることである。第３の欠点は、回路の不効率性である。なぜなら、かなりの量のエネルギーが、回路のシャントレグ(shunt leg)によりシャントされ、患者の処置には使用されないからである。通常、コンデンサに蓄積されるエネルギーの３０％〜４０％が、シャントレグを通過し、患者を処置するために利用可能とはならない。

図３は、本発明の高電圧回路での使用に適したＡＥＤ３１０を示す。ＡＥＤ３１０は、丈夫なポリマケース３１２に格納され、それはケース内部の電気回路を保護し、また素人のユーザをショックから保護する。電極パッドのペアが電気リードによりケース３１２に付けられる。図３の実施形態では、電極パッドはＡＥＤ３１０の上面側にあるリセスに配置されるカートリッジ３１４にある。電極パッドは、ハンドル３１６を引き上げることで使用のためアクセスされる。この引き上げにより、電極パッドを覆うプラスチックカバーが外れることが可能になる。ユーザインタフェースは、ＡＥＤ３１０の右側にある。小さなレディライト(ready light)３１８が、ＡＥＤが準備完了であるかをユーザに知らせる。この実施形態では、ＡＥＤが適切にセットアップされ、使用開始可能となった後、レディライトが点滅する。ＡＥＤが使用状態にあるとき、レディライトは常にオンとなる。ＯＴＣ ＡＥＤに注目する必要がある場合、レディライトはオフになるか、別の色で点滅する。

レディライトの下には、オン／オフボタン３２０がある。ＡＥＤを使用するため電源オンにするのに、オン／オフボタンが押される。ＡＥＤの電源を切るためには、ユーザは、１秒以上にわたりオン／オフボタンを押し続ける。情報がユーザに利用可能なとき、情報ボタン３２２が点滅する。その利用可能な情報にアクセスするため、ユーザは情報ボタンを押す。ＡＥＤが、患者から心拍情報を取得しているとき、コーションライト(caution light)３２４が点滅する。ショックが必要になり、ユーザ及び第三者が誰もこうした間患者に触れるべきでないことを警告するとき、コーションライトは連続的に発光する。心臓信号が取得される間の患者との対話は、検出されるＥＣＧ信号に望ましくないアーチファクトをもたらす可能性があり、これは回避されるべきである。ショックが必要であることをＡＥＤがユーザに通知した後、ショックを供給するためにショックボタン３２６が押される。ＡＥＤの側面にある赤外線ポート３２８は、ＡＥＤとコンピュータとの間でデータを転送するのに使用される。このデータポートは、患者が救助された後、医師が詳細な解析のためＡＥＤイベントデータを自分のコンピュータにダウンロードしたい場合に利用される。スピーカ３１３は、患者を処置するためＡＥＤの使用を通してユーザにガイドを提供するべくユーザに音声指示を提供する。警報機３３０は、電極パッドの交換又は新しいバッテリといったＯＴＣ ＡＥＤに注意を払って欲しい状況のとき「音を出す」ものとして提供される。

図４は、本発明の原理に基づき構築されるＡＥＤ３１０の電子要素の簡略化されたブロック図である。ＥＣＧフロントエンド５０２が、処置される患者の胸に付けられる電極４１６のペアに接続される。ＥＣＧフロントエンド５０２は、デジタル化されたＥＣＧサンプルのストリームを生成するため、患者の心臓により生成される電気的ＥＣＧ信号を増幅し、バッファリングし、フィルタリングし、及びデジタル化するよう動作する。デジタル化されたＥＣＧサンプルは、ＶＦ、ショック可能なＶＴ又は他のショック可能なリズムを検出するための解析を実行するコントローラ５０６に与えられる。ショック可能なリズムが発見されると、コントローラ５０６は、ショックを供給する準備として充電するため、ＨＶ(高電圧)供給サブシステム３０８に信号を送る。ショックボタン３２６を押すと、ＨＶ供給サブシステム３０８から患者へ電極４１６を介して除細動ショックが供給される。そのコントローラは、除細動動作モード、心臓監視動作モード、及びＣＰＲ休止動作モードとして動作するよう構成されることができる。

コントローラ５０６は、音声ストリップを生み出すため、マイク５１２からの入力を更に受信するよう結合される。マイク５１２からのアナログ音声信号は、好ましくは、メモリ５１８にイベントサマリ５３０の一部として格納されることができる、デジタル化された音声サンプルのストリームを生成するためデジタル化される。ユーザインタフェース５１４は、ディスプレイと、音声スピーカ３１３と、オンオフボタン３２０及びショックボタン３２６といった前述されたフロントパネルボタンとから構成されることができる。フロントパネルボタンは、視覚及び音声プロンプトだけでなく、ユーザ制御を提供するためのものである。クロック５１６は、イベントサマリ５３０に含まれるタイムスタンプ情報のためコントローラ５０６にリアルタイムクロックデータを与える。メモリ５１８は、オンボードＲＡＭ、リムーバブルメモリカード、又は異なるメモリ技術の組み合わせのいずれかとして実現されることができ、イベントサマリ５３０をデジタル的に格納するよう動作する。イベントサマリは、患者の処置の間に蓄積される。イベントサマリ５３０は、前述したように、デジタル化されたＥＣＧ、音声サンプル、及び他のイベントデータのストリームを含むことができる。

ＨＶ供給サブシステムは、電源管理サブシステム１３７により供給される高電圧により電力供給される。ＡＥＤ全体は、電源管理サブシステム１３７に結合されるバッテリ１２６により電力供給される。電源管理サブシステムは、低バッテリ電圧を高電圧サブシステム３０８のコンデンサを充電するのに必要な高電圧に変換するＤＣ対ＤＣコンバータを含む。また、電源管理サブシステムは、ＡＥＤ３１０の他の処理及び電子部品に対する適切な電圧の電力をも供給する。

本発明の原理により構築され、図４の除細動器の高電圧サブシステム３０８における使用に適した高電圧二相パルス回路が、図５に概略的に示される。図５の回路は、電源管理サブシステム１３７のＶ_１供給１３７ａからの電圧Ｖ_１により、除細動ショックの供給のため充電される主コンデンサ１１２を含む。ショックの供給は、ショック供給信号Ｓに応じてスイッチ１２２を閉じることにより開始される。スイッチ１２２は、インダクタ１１４と小抵抗１１６とにより患者電極４１６の最初の１つに結合される。インダクタ１１４は、低インピーダンス患者に供給される電流を制限し、小抵抗１１６は、使用される回路レグを通る電流を制限する。インダクタ１１４及び小抵抗１１６に対する通常の値はそれぞれ、３６ｍＨ及び２Ωである。

スイッチ１３４が、２つの患者電極を横切るように結合される。第２のコンデンサ１２０が、第２のパルス位相の供給のため第２の患者電極４１６に結合される。主コンデンサ１１２から第２のコンデンサ１２０への充電供給パスは、スイッチ１２４、小インダクタ１３６、及びダイオード１３２を含む。インダクタ１３６に対する通常の値は、２ｍＨである。このインダクタは、小さいものとすることができる。なぜなら、以下に説明されるように、短い時間期間でだけ使用のため切り替えられるからであり、比較的小さな電位差の影響を受けるからである。ダイオード１３２は、このパスにおける一方向の電流を保証する。スイッチ１２８は、インダクタ１１４とレジスタ１１６との結合部と、２つのコンデンサが結合される基準導電レグとの間に結合される。２つのコンデンサに対する通常の値は、主コンデンサ１１２に対して５０μＦであり、第２のコンデンサ１２０に対して１４０μＦである。主コンデンサ１１２は、従来のＡＥＤにおいて現在使用されるコンデンサと同じサイズであるポリプロピレンコンデンサとすることができ、第２のコンデンサは、比較的安価な電界コンデンサスタックとすることができる。

この例では、スイッチ１２４、１２８及び１３４は、トリガード(triggered)スパークギャップデバイスにより実現されることができる。スパークギャップデバイスは、電位が印加される２つの電極を持ち、電位が、電極間隔と電極間の誘電体との危険レベルに達するとき、電極間でスパークが生成されるのでそのデバイスが放電する。これらのスパークギャップデバイスは、トリガーパルスＴｒ_１、Ｔｒ_２、Ｔｒ_３それぞれを用いて放電を促すことにより、制御可能に放電されることができる。トリガーパルスは、スパークギャップにおける気体をイオン化し、放電を引き起こさせる。あるデバイスに対するトリガーパルスは、電気パルスであり、他のデバイスに対しては、トリガーパルスは、紫外線エネルギーを用いてスパークギャップガスをイオン化する紫外線光源を励起させる。従来のスイッチの代わりにスパークギャップガスを使用することの利点は、低コストであること、及びスパークギャップデバイスがトリガーされるとき、生じる高速なスイッチングである。

二相パルスが患者に供給されるとき、波形の２つの位相が、患者の胸に展開される２つの電極間で、パルスの第１の位相の間は１つの方向に電流が流れることをもたらし、第２の位相の間は別の方向に電流が流れることをもたらす。理論上は、第１の位相の間第１の方向に流れる電流を受信し、第２の位相の間それを反対方向に流すことが可能で、それにより、コンデンサ電荷を二度使用し、結果として非常に効率的なＡＥＤを製造することが可能である。本発明の回路は、この理論を実践することにより効率的なＡＥＤを生み出す。図５の回路の動作において、主コンデンサ１１２は、ショックの供給の準備のためＶ_１供給源１３７ａにより充電される。第２のコンデンサ１２０は、この準備の間は充電される必要がないが、望むなら、Ｖ２供給源１３７ｂにより示されるように、この時点でより低いレベルに充電されることができる。パルスの第１の位相の間、患者インピーダンスは、直列に結合される２つのコンデンサを見る。患者インピーダンスは、２つのコンデンサの間に結合される。救助者が、ショック供給ボタン１３６を押すとき、二相パルスの第１の位相は、スイッチ１２２、インダクタ１１４、レジスタ１１６を通る電流を用いて開始する。その電流は、患者Ｒ_ｐａｔを通り、主コンデンサ１１２と同様に結合される低プレートを持つ第２のコンデンサ１２０に戻る。こうして第２のコンデンサ１２０は、二相パルスの第１の位相の間主コンデンサ１１２により供給された電荷により充電開始される。

パルスの第１の位相を終了し、第２の位相を供給することが望まれるとき、スパークギャップデバイス１２４は、トリガーパルスＴｒ_１によりトリガーされ、主コンデンサ１１２からの電流が、より高レベルへとコンデンサ１２０を急速に充電するよう、そのスパークギャップデバイス、インダクタ１３６及びダイオード１３２を通り直ちにシャントされる。主コンデンサからの電流のこのシャンティング、患者インピーダンスＲ_ｐａｔのバイパスは、二相パルスの第１の位相が終了することをもたらすことになる。この電流は短く、第１のパルス位相の供給によりその初期充電レベルから既に減少している主コンデンサ１１２の電圧レベルが、第２のコンデンサ１２０の上昇する電圧レベルに到達するまでの間のみ存続することができる。インダクタ１３６は小さい。なぜなら、電荷遷移の持続時間がこのように短いためであり、及び２つのコンデンサの電位差が比較的小さいからである。

主コンデンサから第２のコンデンサへの電荷の瞬間的なシャンティングに続いて、スパークギャップデバイス１２８をトリガーすることにより、第２の位相が開始される。今や電流は、第２のコンデンサ１２０からの電荷が第２の患者電極に供給される第１の位相とは反対向きに患者に向かって流れる。二相パルスのこの第２の位相の間の電流パスは、第２のコンデンサ１２０から、患者を通り、小抵抗１１６及びスパークギャップデバイス１２８を通り、コンデンサ１２０に戻る。同時に、主コンデンサ１１２における残余の電荷が、コンデンサ１１２から、スイッチ１２２、インダクタ１１４、スパークギャップデバイス１２８を通り、コンデンサ１１２に戻る電流により、放電される。こうして、そのパルスの第２の位相が、第２のコンデンサにより供給されるので、主コンデンサは放電される。

二相パルスの第２の位相を終了したいと望まれるとき、スパークギャップデバイス１３４が、トリガーパルスＴｒ_３によりトリガーされる。このスパークギャップデバイスは、患者電極をバイパスすることにより、患者へのエネルギー供給を終了させる。コンデンサ１２０における残余の電荷が、スパークギャップデバイス１３４、小抵抗１１６及びスパークギャップデバイス１２８を通って流れ、第２のコンデンサ１２０に戻る。抵抗１１６は、この放電の間、このループ回路を通るピーク電流を制限する。コンデンサにより蓄積された残りのエネルギーが放電された後、スイッチ１２２は、開かれ(従来のスイッチデバイスが使用される場合には他のスイッチも同じ)、その回路は、別の二相パルスの供給のために充電される準備が整う。

こうして、Ｈブリッジの複雑さ及び費用を伴うことなく簡単な回路により、及びパルス供給の間のみ閉じられなければならない「メイクオンリー」スイッチを用いることにより、制御された二相パルスが供給されることがわかる。斯かる回路は、低コストのＡＥＤに非常に適している。

図５に示されるタイプの二相パルス供給回路は、以下の図示される患者インピーダンスに対する制御された二相パルスを供給することができる。

３０Ωの患者に対する回路の性能特性が図６に図示される。曲線６００は、二相パルスを示す。これは、第１の正の位相６００ａと、第２の負の位相６００ｂとを含む。患者に供給される電荷は、曲線６０６により示され、これは、第１の位相の間非常に急速に上昇し、第２の位相の間は先ほどよりゆっくり上昇するように見える。曲線６０６の一部は、曲線の湾曲部の後、第２の位相の間、電流の反対向きの流れを表す第２の位相の間下降する。曲線６０２は、主コンデンサ１１２の電圧を示す。それは、最初に充電された電圧レベルから開始し、第１の位相６００ａの間減少し、電流が第２のコンデンサ１２０でシャントされるとき第２の位相の間放電し続け、最終的に放電される前のパルスの終わりで負になる。曲線６０４は、第２のコンデンサ１２０の電圧を示す。この例において、第２のコンデンサは最初充電されない。第２のコンデンサは、第１の位相の間患者を通る第１のコンデンサからの電流により充電されるにつれ電圧を上昇させるように見える。その電圧は、第２の位相が開始するときピークに達し、第２のコンデンサにより第２の位相が供給されるにつれ減少する。

図７は、１８０Ωの患者に対するその回路の性能特性を示す。二相パルス７００の第１の位相７００ａの初期上昇は、より大きな患者インピーダンスが原因で、低振幅を実現することが示される。この同じ特性は、第２の位相７００ｂの開始時にも見られる。これらの曲線は、時間ｔ_ｘでの第１の位相の終わり付近で生じる遷移もよりはっきりと示す。時間ｔ_ｘでは、第２の位相７００ｂの開始のための準備において第２のコンデンサ１２０に電荷を転送するため、スイッチ１２４が閉じられる。主コンデンサ１１２における電圧は、曲線７０２で示されるが、スイッチ１２４が時間ｔ_ｘで閉じられるまで第１の位相の間徐々に減少するように見える。時間ｔ_ｘでは、主コンデンサの電圧が、より急速に減少する。なぜなら、電荷が第２のコンデンサに転送されるからである。これは、より大きな患者インピーダンスが原因で、図６と比較して、第１の位相の間供給される電荷がより少ないからである。第２のコンデンサ１２０における電圧の対応する急速な増加が、第２のコンデンサ電圧曲線７０４に対して見られる。これは、その後、第２の位相７０４ｂの間減少する。なぜなら、二相パルスの第２の位相の間、電荷が第２のコンデンサから供給されるからである。曲線７０６は、患者に供給される累積曲線を示す。その曲線は、第２の位相の間の負の勾配を含み、これは、第２の位相の間、供給された波形の極性における変化を表す。第２の位相７００ｂは、スイッチ１３４が閉じられるとき、終了し、コンデンサにある残りのエネルギーが放出される。

以上により、本発明の二相パルス供給回路は、標準的なＨブリッジ回路に比べて、比較的簡単であること、及び、所望の特性を持つ治療に有効な二相パルスを生み出すのに「メイクオンリー」スイッチを閉じることにより、完全な範囲の患者インピーダンスにおいて制御されることができることがわかった。

従来技術のおける単純な正弦形式の除細動器のパルス回路を示す図である。 図１の回路により生み出されることができる波形を示す図である。 本発明の高電圧回路での使用に適したＡＥＤを示す図である。 図３のＡＥＤの主な機能的サブシステムをブロック図形式で示す図である。 本発明の原理に基づき構築される高電圧回路を示す図である。 低インピーダンス患者に対する図５の高電圧回路の動作を説明する波形を示す図である。 高インピーダンス患者に対する図５の高電圧回路の動作を説明する波形を示す図である。

Claims (20)

1. 二相パルスの供給のための高電圧除細動回路であって、
   高電圧源と、
   患者電極のペアと、
   第１のパルス位相の供給のため前記高電圧源により充電されるよう結合される第１のコンデンサであって、前記患者電極のペアの第１の電極に制御可能に結合される第１のコンデンサと、
   第２のパルス位相の供給のため前記患者電極のペアの第２の電極に結合される第２のコンデンサであって、前記第１のパルス位相の供給により少なくとも部分的に充電される第２のコンデンサとを有する、高電圧除細動回路。
2. 前記第１の患者電極に前記第１のコンデンサを制御可能に結合するよう機能する第１のスイッチを更に有する、請求項１に記載の高電圧除細動回路。
3. 前記第２のパルス位相を開始するよう機能する第２のスイッチを更に有する、請求項２に記載の高電圧除細動回路。
4. 前記第２のパルス位相を終了するよう機能する第３のスイッチを更に有する、請求項３に記載の高電圧除細動回路。
5. 前記第３のスイッチが、前記患者電極をバイパスするよう結合される、請求項４に記載の高電圧除細動回路。
6. 前記第３のスイッチが、前記コンデンサの少なくとも１つに蓄積されるエネルギーを解放するよう更に機能する、請求項４に記載の高電圧除細動回路。
7. 前記第３のスイッチに直列に結合され、蓄積されたコンデンサエネルギーの解放の間、ピーク電流を制限するよう機能する抵抗を更に有する、請求項６に記載の高電圧除細動回路。
8. 前記第３のスイッチが、前記第２のコンデンサに蓄積されたエネルギーを解放するよう更に機能し、前記第２のスイッチは、前記第１のコンデンサに蓄積されたエネルギーを解放するよう更に機能する、請求項６に記載の高電圧除細動回路。
9. 前記第２及び第３のスイッチが、スパークギャップデバイスを有する、請求項４に記載の高電圧除細動回路。
10. 前記第２のパルス位相の間前記第２のコンデンサによる供給のため前記第１のコンデンサから前記第２のコンデンサへの電流をシャントするよう構成されるシャント回路パスを更に有する、請求項１に記載の高電圧除細動回路。
11. 前記シャント回路パスが、前記第１のパルス位相の持続時間の大部分が経過した後、前記シャント回路パスに、前記第１のコンデンサから前記第２のコンデンサへの電流をシャントさせるよう機能するスイッチを含む、請求項１０に記載の高電圧除細動回路。
12. 自動体外式除細動器を用いて対象を除細動する方法において、
    除細動ショックが必要かを決定するステップと、
    患者電極のペアを介して二相パルスを供給するステップと、
    高電圧供給源から第１のコンデンサを充電するステップと、
    第１のパルス位相を供給するため前記第１のコンデンサから前記患者電極の第１の電極に電荷を結合するステップと、
    前記患者電極の第２の電極に結合される第２のコンデンサを用いて、前記第１の患者電極に結合される電荷の一部を受信するステップと、
    第２のパルス位相を供給するため前記第２のコンデンサから前記第２の患者電極への電荷を結合するステップとを有する、方法。
13. 高電圧供給源から前記第２のコンデンサを少なくとも部分的に充電するステップを更に有する、請求項１２に記載の方法。
14. 前記第１のコンデンサから電荷を結合するステップが、第１のスイッチを作動させるステップを更に有する、請求項１２に記載の方法。
15. 前記第１のパルス位相の供給を終了するためスイッチを作動させるステップを更に有する、請求項１４に記載の方法。
16. 前記第２のパルス位相の供給を終了するためスイッチを作動させるステップを更に有する、請求項１５に記載の方法。
17. 前記第２のパルス位相の終わりに前記第１及び第２のコンデンサを放電するステップを更に有する、請求項１６に記載の方法。
18. 前記第１のパルス位相の持続時間の大部分が経過した後、前記第１のコンデンサから前記第２のコンデンサへの電流をシャントするステップを更に有する、請求項１２に記載の方法。
19. 自動体外式除細動器を用いて対象を除細動する方法において、
    患者電極のペアを用いて第１及び第２のコンデンサに直列に前記対象を結合するステップと、
    前記第１のコンデンサから二相パルスの第１の位相を供給するステップと、
    前記第２のコンデンサから前記二相パルスの第２の位相を供給するステップとを有する、方法。
20. 前記二相パルスの前記第１の位相を供給するステップが、前記第２のコンデンサを充電するステップを更に有する、請求項１９に記載の方法。

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