Способ и устройство для дефибрилляции
Группа изобретений относится к медицинe, а именно к устройству для дефибрилляции и способу дефибрилляции. Устройство для дефибрилляции имеет область низкого напряжения и область высокого напряжения. Область низкого напряжения соединена передатчиком с областью высокого напряжения. В области высокого напряжения расположены электроды. В области низкого напряжения расположены электропитание, силовая электроника, накопитель энергии. Преобразователь для преобразования импульса тока из области низкого напряжения в область высокого напряжения выполнен в виде резонансного преобразователя. При этом передатчик является частью преобразователя. Способ дефибрилляции выполняется с помощью устройства для дефибрилляции. При этом энергия передается из области низкого напряжения в область высокого напряжения, и в области высокого напряжения импульс тока генерируется и направляется к электродам. Обеспечиваются способ дефибрилляции и устройство для его исполнения, в котором повышается надежность и доступность за счет расположения управляющих компонентов в области низкого напряжения и соединения её с областью высокого напряжения с помощью резонансного преобразователя. 2 н. и 12 з.п. ф-лы, 13 ил.
Изобретение относится к способу дефибрилляции, при котором из области низкого напряжения энергия передается в область высокого напряжения, и при котором, по меньшей мере, один импульс тока генерируется и направляется к электродам.
Далее изобретение относится к устройству для дефибрилляции, которое имеет область низкого напряжения и область высокого напряжения, и у которого область низкого напряжения соединена с областью высокого напряжения, и у которого в области высокого напряжения расположены электроды.
Способ и устройство для дефибрилляции уже давно относятся к уровню техники. Например, соответствующие способы и устройства описываются в DE 1006087 B, а также GB 864362 A.
Согласно уровню техники, у дефибриллятора один или несколько конденсаторов, как правило, заряжаются на высокое напряжение примерно в 2500 В. В этом случае при применении дефибриллятора у пациента возобновляется нормальная сердечная активность, благодаря сильному импульсу тока, который выдается электродами,. Необходимая для импульса тока энергия аккумулируется в конденсаторах, которые ввиду высокого напряжения обладают соответствующей прочностью и в соответствии с этим дороги и труднодоступны.
И хотя известны также уже дефибрилляторы, у которых используется как область добавочного напряжения, так и область высокого напряжения, тем не менее этот принцип действия до сих пор не нашел широкого распространения. Как и у катушек зажигания для автомобилей, создается согласно этому принципу в области низкого напряжения импульс постоянного напряжения, который проводится трансформатором, и который благодаря резкому изменению тока создает в области высокого напряжения импульс высокого напряжения.
Согласно используемым в настоящее время дефибрилляторам расположение компонентов для управления имеет место в области высокого напряжения, так что в распоряжении имеются лишь малое количество поставщиков, что обуславливает высокие себестоимости.
Исходя из этого, задача данного изобретения усовершенствовать способ указанного вначале типа таким образом, что при помощи недорогих компонентов обеспечивается надежное выполнение способа.
Эта задача решается согласно изобретению вследствие того, что в области низкого напряжения используется и электропитание, и силовая электроника и накопитель энергии.
Дальнейшая задача данного изобретения предложить конструкцию устройства указанного вначале типа таким образом, что при высокой надежности создаются условия для сниженных производственных расходов.
Эта задача решается согласно изобретению вследствие того, что в области низкого напряжения расположены как электропитание, так и силовая электроника и накопитель энергии. Вследствие чего могут в большем количестве использоваться электронные компоненты с лучшей доступностью и меньшими затратами.
Благодаря соответствующему изобретению способу и соответствующему изобретению устройству возможно располагать в области низкого напряжения, предпочтительно в области максимального напряжения примерно от 40 В до 400 В, наиболее предпочтительно в области примерно до 150 В, как электропитание, так и силовую электронику и накопитель энергии. В качестве электропитания используется, например, батарея или сетевой блок питания.
Чем меньше максимальное напряжение в области низкого напряжения, тем дешевле, как правило, необходимые электронные компоненты, которые могут иметь соответственно меньшую электрическую прочность.
В области низкого напряжения в соответствующем изобретению устройстве для дефибрилляции в дополнение к накопителю энергии, силовой электронике и электропитанию, которое выполнено, например, в виде сетевого блока питания или батареи или аккумулятора, предпочтительно расположены, по меньшей мере, один регулятор заряда и процессор.
Регулятор заряда служит в предпочтительном варианте осуществления изобретения для зарядки накопителя энергии, так что последний имеет, по меньшей мере, минимально необходимую для создания удара тока энергию.
Процессор служит в предпочтительном варианте осуществления изобретения для управления важными функциями соответствующего изобретению устройства для дефибрилляции, а также для реализации соответствующего изобретению способа дефибрилляции.
В предпочтительном варианте осуществления изобретения накопитель энергии выдает энергию в момент генерируемого удара, и с применением преобразователя напряжения она преобразовывается при помощи передатчика на высокое напряжение. Преобразованное высокое напряжение может затем выдаваться через электроды на пациента.
В области высокого напряжения за передатчиком (вторичная сторона) должно благодаря соответствующему изобретению концепту располагаться лишь относительно малое количество компонентов. Это, например, необходимые для фазового управления и устройства измерения для выполнения опционального измерения тока и/или напряжения электронные компоненты.
Согласно изобретению достигается в частности то, что становится возможным, по меньшей мере, часть силовой электроники и регулировочные устройства для тока, напряжения и фазы располагать в области низкого напряжения и использовать вследствие этого недорогие стандартные компоненты.
Выполнение регулирования мощности возможно в очень широком диапазоне мощности. Он включает в себя функциональную область, начиная с простой функции кардиостимулятора до генерирования ударов высокой мощности.
В частности, возможно реализовывать накопитель энергии в предпочтительном варианте осуществления изобретения при помощи недорогих конструктивных элементов низкого напряжения, таких как конденсаторы и/или суперконденсаторы и/или аккумуляторы (высокой мощности) и/или батареи.
Благодаря предпочтительно реализованному, соответствующему изобретению накоплению энергии в частности также возможно реализовывать мгновенную готовность устройства для дефибрилляции без времени подготовки для выполнения зарядки. Для этого необходимо выполнять накопитель энергии таким образом, что он также в выключенном состоянии устройства для дефибрилляции получает минимально необходимую для реализации функции удара или кардиостимулятора энергию. Кроме того, могут генерироваться несколько ударов с короткими промежутками времени друг относительно друга.
Фактическое генерирование высокого напряжения происходит непосредственно перед выдачей удара. Безопасность системы вследствие этого повышается.
В качестве передатчика может использоваться основной принцип трансформатора с адаптированными соответствующим образом обмотками. Для реализации фазового управления возможны различные варианты осуществления. Это может осуществляться, например, с использованием диодов, тиристоров, триаков или транзисторов. При необходимости может реализовываться многоступенчатая структура и/или структура с параллельным соединением нескольких цепей.
Соответствующий изобретению вариант осуществления устройства для дефибрилляции с конструкцией передатчика с несколькими вторичными обмотками или применение нескольких последовательно соединенных передатчиков может генерировать дополнительные преимущества, так как при помощи более низкого высокого напряжения на обмотку может использоваться в области высокого напряжения скорее стандартная электроника, в смысле более экономичных электронных компонентов ввиду более низкого требования к электрической прочности. Наиболее предпочтительно передатчик выполнен согласно изобретению на первичной стороне, по меньшей мере, с двумя параллельно соединенными обмотками, а на вторичной стороне, по меньшей мере, с двумя последовательно соединенными обмотками.
В предпочтительном варианте осуществления изобретения устройство отличается, следовательно, тем, что, по меньшей мере, две из первичных и/или вторичных обмоток передатчиков соединены последовательным и/или параллельным соединением.
Если генерируются, например, лишь высокие напряжения примерно от 800 В до примерно 1200 В на обмотку, то можно использовать большой спектр электронных компонентов, таких как полупроводниковые конструктивные элементы. Благодаря каскадному подключению этих высоких напряжений можно генерировать необходимое напряжение для дефибрилляции. Отделенные обмотки могут также использоваться для того, чтобы, например, при функции кардиостимулятора использовался лишь один отвод обмотки для генерирования напряжения, так как в этом случае требуется существенно более низкое напряжение по сравнению с функцией удара.
Целесообразно, что вторичные обмотки одного или нескольких более передатчиков последовательно соединены таким образом, что в области высокого напряжения могут использоваться электронные конструктивные элементы с напряжением пробоя в диапазоне примерно от 500 В до примерно 1500 В.
В наиболее предпочтительном варианте осуществления изобретения преобразователь напряжения для генерирования высокого напряжения в связи с передатчиком реализован в виде резонансного преобразователя напряжения, так что можно достигать более высоких коэффициентов полезного действия при генерировании высокого напряжения. Потери переключения могут сокращаться за счет переключения при прохождении через нуль прилегающего напряжения или при прохождении через нуль протекающего тока. В случае резонанса реализуется поведение источника тока преобразователя. Кроме того, достигается дополнительное усиление напряжения за счет добротности контура.
В предпочтительном варианте осуществления изобретения расположение существенных управляющих компонентов в области низкого напряжения приводит наряду с уже упомянутым снижением расходов также к помощи в уменьшении используемых электронных конструктивных элементов и необходимых для надежной изоляции минимальных расстояний между находящимися под напряжением компонентами, вследствие чего могут реализовываться более компактные устройства. Кроме того, благодаря соответствующему изобретению расположению компонентов созданы условия для более простых и более экономичных топологий печатных плат.
В области высокого напряжения между передатчиком и образованным двумя электродами (апикальным и грудным электродом) выходом устройства для дефибрилляции предпочтительно расположено фазовое управление или расположены согласованные с фазовым управлением силовые электронные компоненты. При помощи этого фазового управления можно из выходного сигнала постоянного напряжения преобразователя напряжения, который генерируется из сигнала переменного напряжения на вторичной стороне передатчика выпрямителем тока, генерировать бифазный импульс.
Согласно изобретению фазовое управление выполнено для этого предпочтительно в виде управляемого выпрямителя тока. Например, управляемый выпрямитель тока реализован в виде H-моста или каскадного H-моста. Управление транзисторами осуществляется в этом случае предпочтительно изолированно от первичной стороны. Вместо диодов возможен также вариант осуществления с тиристорами, которые могут запускаться, например, при помощи небольшого высоковольтного конденсатора. Кроме того, также возможен вариант осуществления с триаками.
Соответствующий изобретению способ дефибрилляции включает в себя, по меньшей мере, следующие шаги:
a. предоставление необходимой для импульса тока в области высокого напряжения энергии накопителем энергии в области низкого напряжения,
b. включение преобразователя напряжения, имеющего, по меньшей мере, один передатчик, расположенным в области низкого напряжения процессором, так что в области высокого напряжения генерируется сигнал высокого напряжения или импульс тока,
c. фазовое управление сигналом высокого напряжения или импульсом тока, так что на выбор генерируется монофазный или бифазный сигнал высокого напряжения или монофазный или бифазный импульс тока,
d. выдача сигнала высокого напряжения или импульса тока через электроды на пациента для реализации функции удара или кардиостимулятора.
Различные примеры осуществления и исполнения изобретения представлены на следующих фигурах. На них показаны:
фиг. 1 - блок-схема для схематичного представления конструктивного исполнения соответствующего изобретению устройства для дефибрилляции;
фиг. 2 - подробная блок-схема для иллюстрирования варианта осуществления соответствующего изобретению устройства для дефибрилляции;
фиг. 3 - временные диаграммы для иллюстрирования функционального процесса;
фиг. 4 - схематичное изображение структуры схемы регулирования заряда накопительного конденсатора;
фиг. 5 - схематичное изображение структуры схемы двухтактного преобразователя и трансформатора для передачи энергии удара из области низкого напряжения в область высокого напряжения;
фиг. 6 - схематичное изображение точки измерения для тока и напряжения;
фиг. 7 - электрическая схема соответствующего изобретению варианта осуществления многоступенчатого передатчика;
фиг. 8 - три схематичных блок-схемы для различных соответствующих изобретению топологий резонансного преобразователя;
фиг. 9 - электрическая схема соответствующей изобретению резонансной цепи с передатчиком и выпрямителем тока; и
фиг. 10 - электрическая схема синхронного выпрямителя тока на примере передатчика с резонансной цепью.
Фиг. 1 показывает блок-схему соответствующего изобретению устройства 1 для дефибрилляции и иллюстрирует в частности соединение области низкого напряжения с областью высокого напряжения передатчиком 13. В области низкого напряжения расположены электропитание 10 и накопитель 12 энергии вместе с силовой электроникой 11.
В области высокого напряжения расположены фазовое управление 14 и два электрода 16, 17. Опционально может быть расположено устройство 15 для измерения тока и/или напряжения в области высокого напряжения.
Фиг. 2 показывает структуру полной системы соответствующего изобретению варианта осуществления устройства 1 для дефибрилляции на общем изображении. В частности иллюстрируются те электронные части устройства 1 для дефибрилляции, при помощи которых может генерироваться импульс дефибрилляции.
Входные сигналы E1, E2 и E3 этого так называемого дефикора предоставлены электропитанием E1, которое в предпочтительном варианте осуществления изобретения обладает напряжением примерно в 12 В при доступной мощности примерно от 50 Вт до 100 Вт, сигналом E2 для активации удара и конфигурационным сигналом E3, который может передаваться, например, через I2C-интерфейс.
При помощи дефикора импульс дефибрилляции может выдаваться через электроды разъема пациента на пациента. Разъем пациента имеет разъемы: апикальная часть A1 и грудина A2.
При помощи соответствующего изобретению устройства 1 для дефибрилляции в предпочтительном варианте осуществления может для этого накопителем 12 энергии выдаваться энергия примерно в 200 Вт-с и генерироваться импульс высокого напряжения примерно в 2000 В. Накапливаемая накопителем 12 энергии энергия состоит, по меньшей мере, из выдаваемой энергии и той энергии, которая необходима для того, чтобы компенсировать возникающие потери внутри соответствующего изобретению устройства для дефибрилляции.
В частности, для этого возможно генерировать бифазный удар длительностью примерно в 10 мс. Сила тока удара составляет обычно до 20 А.
Согласно варианту осуществления соответствующего изобретению устройства 1 для дефибрилляции и/или соответствующего изобретению способа дефибрилляции пользователь может выбирать, должен ли генерироваться бифазный или монофазный ток удара, и какая длительность удара должна создаваться.
Согласно изображениям на фиг. 3 функция генерирования бифазного удара еще раз более подробно разъясняется на примере.
Фиг. 3.1 показывает кривую напряжения UC1 на конденсаторе C1 в зависимости от времени t, фиг. 3.2 показывает кривую тока IDC2 на выходе преобразователя (21) напряжения в зависимости от времени t, и фиг. 3.3 показывает кривую тока IAUS на выходе устройства 1 для дефибрилляции в зависимости от времени t.
В начале процесса в момент t0 времени сначала все напряжения равны 0 В, и все токи равны 0 А. При включении питающего напряжения устройства 1 для дефибрилляции происходит активация регулятора 18 заряда, и он начинает заряжать выполненный в виде конденсатора C1 накопитель 12 энергии отрегулированным током.
В момент t1 времени накопитель 12 энергии полностью заряжен, и уровень напряжения на конденсаторе C1 составляет примерно 150 В. Необходимый уровень напряжения на накопителе 12 энергии зависит от выдаваемой энергии. Зарядка накопителя 12 энергии происходит адаптивно и, как правило, на напряжение примерно до 200 В.
Затем на дальнейшем шаге изображенный на фиг. 2 процессор 19 вызывает удар в момент t2 времени, и в преобразователе (21) напряжения проводится широтно-импульсная модуляция. В этом случае дополнительно активируется выполненное в виде H-моста фазовое управление 14.
На дальнейшем шаге способа процессор 19 регулирует посредством модуляции ширины импульсов и/или частоты и/или фазового положения управляющих сигналов для силовой электроники ток удара. Преобразователем (21) напряжения преобразовывается для этого при помощи передатчика 13 напряжение конденсатора на необходимый потенциал примерно до 2500 В в области высокого напряжения. На выходе преобразователя 21 и на выходе H-моста устанавливаются токи IDC2 и IAUS с силой тока соответственно Iist.
На следующем шаге в момент t2a времени ток IDC2 на выходе преобразователя 21 кратковременно понижается до 0 А, и при этом H–мост переключается, для того чтобы генерировать бифазный импульс.
Затем токи IDC2 и IAUS снова повышаются до силы Iist тока, прежде чем они в момент t3a времени снова понижаются до 0 А, и генерирование импульса удара завершено.
Во время генерирования удара с изменением тока IAUS накопитель 12 энергии разряжается, и напряжение на конденсаторе C1 падает согласно фиг. 3.1 между моментами t2 и t3 времени на остаточное напряжение примерно в 50 В. Остаточное напряжение зависит от необходимой энергии удара и от размеров передатчика 13.
Согласно дальнейшему шагу способа значения тока и значения напряжения, которые необходимы для регулирования, измеряются перед преобразователем (21) напряжения. Принципиально измерение может также осуществляться за преобразователем (21) напряжения. Однако во втором случае имеет место развязка по напряжению между процессором 19 и точкой 20 измерения.
Согласно изображению на фиг. 4 иллюстрируются детали регулятора 18 заряда и выполненного в виде конденсатора C1 накопителя 12 энергии.
В области конденсатора C1 накапливается необходимая для удара энергия, включая необходимую для компенсации потерь энергию, и реализованный в виде DC/DC-преобразователя регулятор 18 заряда заряжает конденсатор C1. При зарядке конденсатора C1 предпочтительно ограничивается входной ток.
Предпочтительно для реализации регулятора 18 заряда выбирается топология обратного хода (Flyback), для того чтобы создавать высокую разность потенциалов между входом и выходом.
В качестве конденсатора C1 может использоваться, например, обычный электролитический конденсатор, однако также возможны другие типы конденсаторов, как например суперконденсаторы или керамические конденсаторы.
При накапливаемой в качестве примера энергии в 200 Вт-с в конденсаторе C1 требуется при заданном на уровне около 150 В прилегающем напряжении в полностью заряженном состоянии и при заданном на уровне около 50 В прилегающем напряжении после разрядки за счет выдачи энергии при генерировании удара конденсатор C1 с емкостью примерно в 10 мФ. Соответствующие формулы представлены без учета возникающих потерь на фиг. 4.
Согласно изображению на фиг. 5 иллюстрируются дальнейшие детали преобразователя (21) напряжения и передатчика 13.
Преобразователь (21) напряжения передает при помощи передатчика 13 энергию удара из области низкого напряжения в область высокого напряжения. Преобразователь (21) напряжения может быть реализован, например, в виде двухтактного преобразователя.
В области низкого напряжения преобразователя (21) напряжения реализована схема полного моста при помощи силовых транзисторов. Силовые транзисторы в каждом случае управляются сигналом PWM 1 H/L, PWM 2 H/L широтно-импульсной модуляции, так что направление протекания тока через, по меньшей мере, одну обмотку на первичной стороне, по меньшей мере, одного передатчика 13 может регулироваться.
На вторичной стороне передатчика 13 подключен после обмотки реализованный при помощи диодов мостовой выпрямитель тока, к которому подключен (индуктивно-емкостной) L-C-фильтр. На клемме HV out может таким образом сниматься сигнал постоянного напряжения в области высокого напряжения.
Выдача мощности составляет, например, 20 кВт в течение промежутка времени в 10 мс, для того чтобы выдавать энергию 200 Вт-с.
Преобразователь (21) напряжения может управляться в предпочтительном варианте осуществления изобретения напрямую процессором 19 или процессором 19 в связи с задающими каскадами затвора.
Выполненный в виде трансформатора передатчик 13 может реализовываться, например, в планарной (плоских схем) технике. Кроме того, также возможно соединять несколько трансформаторов параллельно друг к другу и реализовывать вследствие этого преобразователь (21) напряжения в виде мультипараллельного двухтактного преобразователя. Также возможно использование трансформаторов с несколькими вторичными обмотками и/или использование нескольких трансформаторов с одной или несколькими вторичными обмотками в соответствующем изобретению варианте осуществления устройства 1 для дефибрилляции.
Согласно изображенному на фиг. 5 варианту осуществления реализуется типичная область высокого напряжения примерно от 2000 В до 2500 В. Также здесь высокое напряжение генерируется предпочтительно исключительно во время выдачи удара. При выдаче энергии, как правило, в 200 Вт-с и омическом сопротивлении пациента от 25 до 175 Ом (обычно 50 Ом) необходимо напряжение от 750 В до 2 кВ.
Согласно изображению на фиг. 6 иллюстрируются дальнейшие детали измерения тока и напряжения.
Отбираемый ток из конденсаторов может измеряться, и соответствующее значение может предоставляться для регулировки.
Измерение может осуществляться непрерывно или импульсно. Типичная тактовая частота находится в диапазоне от 20 до 40 кГц. Это соответствует примерно от 200 до 400 измерений за длительность удара.
Согласно предпочтительному варианту осуществления измерение тока и напряжения имеет место за преобразователем (21) напряжения и перед H-мостом в области высокого напряжения.
На фиг. 7 показана на схематичном изображении электрическая схема примерной, соответствующей изобретению многоступенчатой структуры передатчика 13 с последующей схемой выпрямителя тока. Прилегающее на первичной стороне напряжение Uein (входное напряжение H-моста инвертора) может преобразовываться при помощи передатчика 13 в область высокого напряжения и при помощи выпрямителей тока преобразовываться в выходное напряжение Uaus. На первичной стороне передатчик 13 имеет одну обмотку T: Prim, в то время как на вторичной стороне расположены две соединенные последовательно обмотки T: SEC. Передатчик 13 имеет в качестве примера отношение чисел витков обмоток 1:8.
После каждой из обмоток T: SEC на вторичной стороне передатчика 13 в каждом случае подключен реализованный при помощи диодов мостовой выпрямитель тока и конденсатор C1, C2, а также H-мост. Через каждую из соединенных последовательно ветвей схемы на вторичной стороне падает таким образом лишь половина выходного напряжения Uaus. Полупроводники и конденсаторы на вторичной стороне требуют таким образом согласно изобретению всего лишь половину электрической прочности.
Фиг. 8 показывает три соответствующих изобретению топологии резонансного преобразователя для преобразования энергии удара из области низкого напряжения в область высокого напряжения.
Фиг. 8.1 показывает расположение резонансной цепи между H-мостом инвертора и первичной стороной передатчика 13 в области низкого напряжения.
Фиг. 8.2 показывает расположение резонансной цепи на вторичной стороне передатчика 13 перед выпрямителем тока.
Фиг. 8.3 показывает комбинированное расположение резонансной цепи на первичной и вторичной стороне передатчика 13.
На фиг. 9 показана соответствующая изобретению резонансная цепь с трансформатором на электрической схеме. Резонансная цепь реализована в виде комбинированной топологии на первичной и вторичной стороне передатчика 13.
Напряжение DCin (входное напряжение инвертора в области низкого напряжения) может преобразовываться при помощи изображенных компонентов в выходное напряжение HVout.
Важными для установления необходимой рабочей точки (резонансной частоты) резонансной цепи или резонансного преобразователя компонентами являются индуктивность T:LR рассеяния трансформатора или передатчика 13 и конденсатор C9.2 на вторичной стороне (резонансный конденсатор). Значения основной индуктивности T:LM намагничивания передатчика 13 и конденсатора C9.1, который служит для подавления постоянного тока в передатчике 13, устанавливаются в предпочтительном варианте осуществления соответствующего изобретению устройства таким образом, что необходимая рабочая точка резонансной цепи не изменяется. Как правило, это решается вследствие того, что дополнительно возникающая резонансная частота размешается как можно дальше от частоты рабочей точки.
После реализованного при помощи диодов выпрямителя тока подключен фильтр, который задан компонентами L9 и C9.3.
Фиг. 10 показывает электрическую схему переключаемого выпрямителя тока, выполненного в виде синхронного выпрямителя тока, на примере передатчика 13 с резонансной цепью.
Входное напряжение Uein может преобразовываться при помощи изображенных компонентов в выходное напряжение Uaus.
Выпрямитель тока на вторичной стороне имеет переключатели S1 и S2, причем посредством активного и синхронного срабатывания переключателей S1 и S2 может реализовываться функция выпрямителя тока.
В зависимости от последовательности переключения S1 и S2 может генерироваться положительное или отрицательное напряжение Uaus. Переключатели S1 и S2 должны в своем варианте осуществления в виде полупроводников иметь возможность двунаправленного закрытия и открытия.
1. Устройство (1) для дефибрилляции, которое имеет область низкого напряжения и область высокого напряжения, и у которого область низкого напряжения соединена, по меньшей мере, одним передатчиком (13) с областью высокого напряжения, и у которого в области высокого напряжения расположены электроды (16, 17), при этом в области низкого напряжения расположены как электропитание (10), так и силовая электроника (11) и накопитель (12) энергии,
отличающееся тем, что
предусмотрен преобразователь (21) для преобразования импульса тока из области низкого напряжения в область высокого напряжения, выполненный в виде резонансного преобразователя, причем передатчик (13) является частью преобразователя (21).
2. Устройство по п. 1, отличающееся тем, что высокое напряжение может генерироваться временно и при необходимости.
3. Устройство по п. 1 или 2, отличающееся тем, что область низкого напряжения рассчитана для диапазона напряжений до 400 В.
4. Устройство по любому из пп. 1-3, отличающееся тем, что оно может управляться расположенным в области низкого напряжения процессором (19).
5. Устройство по любому из пп. 1-4, отличающееся тем, что накопитель (12) энергии выполнен в виде конденсатора, и/или в виде суперконденсатора, и/или в виде аккумулятора, и/или в виде батареи.
6. Устройство по любому из пп. 1-5, отличающееся тем, что энергия может на длительное время накапливаться накопителем (12) энергии, так что устройством (1) может мгновенно после включения генерироваться удар.
7. Устройство по любому из пп. 1-6, отличающееся тем, что, по меньшей мере, один передатчик (13) имеет одну или более первичных и/или вторичных обмоток.
8. Устройство по п. 7, отличающееся тем, что, по меньшей мере, две из первичных и/или вторичных обмоток передатчиков (13) соединены последовательным и/или параллельным соединением.
9. Устройство по любому из пп. 1-8, отличающееся тем, что вторичные обмотки одного или более передатчиков (13) последовательно соединены таким образом, что в области высокого напряжения могут использоваться электронные конструктивные элементы с напряжением пробоя в диапазоне от примерно 500 В до примерно 1500 В.
10. Устройство по любому из пп. 1-9, отличающееся тем, что может генерироваться как монофазный, так и бифазный выходной импульс.
11. Устройство по любому из пп. 1-10, отличающееся тем, что реализовано измерение (20) тока и/или напряжения на первичной или вторичной стороне передатчика (13).
12. Способ дефибрилляции, при котором из области низкого напряжения энергия передается в область высокого напряжения, и при котором в области высокого напряжения, по меньшей мере, один импульс тока генерируется и направляется к электродам,
отличающийся тем, что
используется устройство (1) по п. 1.
13. Способ по п. 12, отличающийся тем, что генерирование импульса тока в области высокого напряжения управляется расположенным в области низкого напряжения процессором (19).
14. Способ по п. 12 или 13, отличающийся тем, что он включает в себя, по меньшей мере, следующие этапы:
a. предоставление необходимой для импульса тока в области высокого напряжения энергии накопителем (12) энергии в области низкого напряжения,
b. включение преобразователя (21) напряжения, имеющего, по меньшей мере, один передатчик (13), расположенным в области низкого напряжения процессором (19), так что в области высокого напряжения генерируется сигнал высокого напряжения или импульс тока,
c. фазовое управление сигналом высокого напряжения или импульсом тока, так что на выбор генерируется монофазный или бифазный сигнал высокого напряжения или монофазный или бифазный импульс тока,
d. выдача сигнала высокого напряжения или импульса тока через электроды (16, 17) на пациента для реализации функции удара или кардиостимулятора.
