專利名稱：用于在心臟刺激裝置中使用的非磁性高壓充電系統(tǒng)的制作方法
用于在心臟刺激裝置中使用的非磁性高壓充電系統(tǒng)下文涉及醫(yī)學領域、磁共振領域以及相關領域。磁共振(MR)是一種用于執(zhí)行諸如MR成像和MR波譜分析的醫(yī)學診斷的實用技術。 這些技術采用包括主磁體的MR掃描器，主磁體生成通常在0. 1-7.0特斯拉(Tesla)的范圍內(nèi)的靜態(tài)磁場，盡管更高或更低的磁場也是可用的。主磁體通常是采用電阻式或超導繞組的電磁體，并且可以具有諸如螺線管型、開孔垂直型等的各種不同的配置。此外，電磁體被配置成用作磁場梯度線圈，以便有選擇地將磁場梯度疊加到靜態(tài)(Btl)磁場上。任選的勻場線圈將勻場磁場施加到靜態(tài)(Btl)磁場上。射頻子系統(tǒng)被配置成(i)以磁共振頻率生成射頻電磁場，以便在受檢者體內(nèi)激勵磁共振，以及(ii)從對該激勵做出響應的受檢者接收磁共振信號。各種不同的脈沖序列可以由磁場梯度線圈和射頻子系統(tǒng)實施，以生成磁共振、空間限制、編碼、操縱、或者擾亂所生成的磁共振、檢測該磁共振、以及執(zhí)行其他MR成像或MR波譜分析相關的操作。MR掃描器生成大量雜散磁場和射頻干擾(RFI)，并且通常被安置在專用MR室中， MR室被屏蔽以將MR掃描器與附近的電子系統(tǒng)隔離。采用安全規(guī)程來限制磁性材料被帶入到MR室中的可能性，因為這樣的材料會被吸向MR掃描器磁體，有時會帶來災難性的結果。 在這樣的規(guī)程下，MR能夠安全并且有效地用于各種不同的醫(yī)學應用中。然而，一些患者發(fā)現(xiàn)MR成像或波譜分析是令人緊張的流程。不幸的后果是正經(jīng)歷 MR流程的患者可能遭受心臟停搏。原理上，任何人在任何時間都可能遭受心臟停搏；而實際當中，心臟停搏實質(zhì)上更可能在患病的人、老年人、住院患者等身上發(fā)生，并且更可能在人正在經(jīng)受緊張的經(jīng)歷時發(fā)生，所述經(jīng)歷諸如是被插入到用于MR流程的MR掃描器的封閉的或局促的孔中，MR流程可以揭示或說明嚴重的健康問題。簡而言之，與普通人相比，正經(jīng)受MR流程的患者具有遭受心臟停搏的顯著提高的可能性?？梢允褂弥T如自動體外除顫器(AED)的心臟除顫器對正在遭受心臟停搏的患者進行復蘇。包括除顫器的快速應用的立即應急響應對成功的患者復蘇的重要性是眾所周知的。據(jù)估計，對心臟停搏受害者實施除顫電擊每延遲一分鐘將使生存的機會降低百分之10。 參見http://aed. COm/faqS/#q03(最后一次訪問是2009年7月M日)。鑒于這種緊迫性， 甚至諸如車間、學校、教堂等“非醫(yī)療”場所都被鼓勵備有可用的除顫器，以便在發(fā)生心臟停搏的情況下能夠立即應用除顫器。然而，除顫器不能被帶入到MR室中，因為這將違反安全規(guī)程。替代地，在MR流程期間遭受心臟停搏的患者被從MR掃描器孔中撤出，從床或其他MR患者支撐設備中轉(zhuǎn)移到傳送輪床上，并從MR室推出到能夠?qū)颊甙踩貞贸澋膱鏊?。在這一串操作期間可能錯失寶貴的數(shù)秒或數(shù)分鐘，由此顯著降低成功的患者復蘇的可能性。有利地，可以在患者轉(zhuǎn)移期間應用心肺復蘇(CPR)，但是難以在將患者從MR掃描器孔之內(nèi)轉(zhuǎn)移到可以應用除顫的場所的同時連續(xù)應用CPR。同樣眾所周知的是，CPR通常不能使正遭受心臟停搏的患者復蘇， 而僅僅為腦和其他重要器官提供一些血流，來延遲組織損傷的發(fā)作。此外，對虛弱或老年患者應用CPR會導致挫傷、肋骨骨折或其他物理創(chuàng)傷。下文提供了新的經(jīng)改進的設備和方法，其克服了上述問題和其他問題。
根據(jù)一個公開的方面，一種心臟除顫器，包括電線或接線端，其與除顫電極襯墊連接或者被配置成與除顫電極襯墊連接；以及電路，其包括蓄電元件和壓電變壓器，壓電變壓器被布置成將蓄電元件充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓，該電路被配置成使蓄電元件跨電線或接線端進行放電以將心臟除顫電擊遞送至電線或接線端。根據(jù)另一公開的方面，緊鄰的前一段落中的心臟除顫器還包括自動控制電路，其被配置成(i)基于在電線或接線端處接收的心電圖(ECG)信號確定心臟狀態(tài)；以及(ii) 在所確定的心臟狀態(tài)指示心臟停搏的條件下操作該電路以將心臟除顫電擊遞送至電線或接線端，其中，該心臟除顫器限定為自動體外除顫器(AED)。根據(jù)另一公開的方面，一種心臟除顫器，包括電線或接線端，其與除顫電極襯墊連接或者被配置成與除顫電極襯墊連接；以及電路，其包括蓄電元件和變壓器，該變壓器不包含任何磁性材料并且被布置成將蓄電元件充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓，該電路被配置成使蓄電元件跨電線或接線端進行放電以將心臟除顫電擊遞送至電線或接線端。根據(jù)另一公開的方面，一種磁共振設施，包括磁共振掃描器、容納磁共振掃描器的屏蔽室、以及在緊鄰的前三個段落的任一段落中所闡述的設置在屏蔽室中的心臟除顫器。根據(jù)另一公開的方面，一種裝置，包括被配置成與心臟電連通的電線或接線端以及包括蓄電元件和壓電變壓器的電路，該壓電變壓器被布置成對蓄電元件充電，該電路被配置成使蓄電元件跨電線或接線端進行放電以將電刺激遞送至心臟。一個優(yōu)點在于提供了 MR-兼容的除顫器。另一優(yōu)點在于減少了正經(jīng)歷MR流程的患者的心臟停搏發(fā)作與開始潛在的救生心臟除顫之間的延遲。另一優(yōu)點在于為提供了用于對心臟的電刺激的本質(zhì)上對磁場不敏感的電氣裝置。通過閱讀和理解下文對優(yōu)選實施例的詳細說明，更多優(yōu)點對于本領域技術人員而言將變得顯而易見。

圖1圖解說明了包括設置在屏蔽室中的MR掃描器的MR設施，該屏蔽室中還包括心臟除顫器。圖2圖解說明了圖1的除顫器。圖3和4圖解說明了圖2的電路的適當實施例。參考圖1，磁共振設施包括設置在屏蔽室12(在圖1中圖解指示為虛線框)中的磁共振(MR)掃描器10。所圖示說明的磁共振掃描器10是能夠從皇家飛利浦電子股份有限公司(艾恩德霍芬，荷蘭)獲得的Achieva MR掃描器；然而，實質(zhì)上能夠使用任何MR 掃描器。如本領域已知的，MR掃描器10在MR掃描器10的孔B之內(nèi)生成強磁場。該孔中的磁場取決于MR掃描器10的設計，但通常在大約0. 1特斯拉到7. 0特斯拉或更高的范圍內(nèi)。雜散磁場預計也將在孔B的外部延伸長的距離。MR掃描器10還對射頻干擾(RFI)敏感，并且還可以生成可能干擾其他鄰近電子系統(tǒng)的RFI。屏蔽室12提供了對RFI的電磁屏蔽，并且任選地還包括磁屏蔽，以防止雜散磁場透射超出屏蔽室12的范圍。門或者其他入口 14提供了到屏蔽室12的通道。盡管圖示了單個入口 14，也想到了多個入口。成像受檢者通過入口 14被帶到MR掃描器10，并被放置在MR掃描器10的床或其他受檢者支撐物16 上。受檢者支撐物16通常包括可轉(zhuǎn)移的小床(未詳細圖示說明)，其使得設置在受檢者支撐物16上的受檢者能夠被轉(zhuǎn)移進入并精確地定位到孔B中，以進行MR成像、MR波譜分析、或者另外的MR流程。優(yōu)選地，安全規(guī)程規(guī)定哪些物體允許在屏蔽室12中。由于磁性材料與MR掃描器 10有害交互作用的可能性，該安全規(guī)程把任何包含磁性材料的物體排除在外。該安全規(guī)程還擴展到醫(yī)學患者、醫(yī)學篩檢受檢者、獸類受檢者、諸如考古木乃伊的無生命受檢者、或者可能被選擇來使用MR掃描器10經(jīng)受MR流程的其他受檢者。針對醫(yī)學設施的典型安全規(guī)程可以包括(1)就任何可能的外科植入物(諸如起搏器、整形外科植入物等)詢問受檢者； (2)要求患者在進入屏蔽室12之前移除所有金屬物體；以及(3)在入口 14處采用金屬探測器(未顯示)以探測流程(1)和( 可能因為疏忽而遺漏的任何金屬。上述安全規(guī)程意圖是不僅僅排除磁性材料，而是更一般而言，排除任何金屬或其他導電材料，因為設置在孔 B中的導電材料會支持由時變磁場生成的渦流，該渦流會引起對受檢者的加熱和可能損傷。所圖示的MR設施還包括心臟除顫器20。心臟除顫器是配置用以將心臟除顫電擊遞送至正遭受心臟停搏的患者的儀器。為此，心臟除顫器20包括經(jīng)由電線或接線端M與心臟除顫器20連接或者被配置成經(jīng)由電線或接線端M與心臟除顫器20連接的一對電極襯墊22。電極襯墊22被配置成與軀干進行外部電接觸，并且任選地包括牢固粘附至軀干的粘合或其他緊固特征(未圖示)。在人遭受心臟停搏的情況下，該軀干通常是人體軀干， 雖然也想到了在獸類受檢者遭受心臟停搏情況下的犬科動物、貓科動物或其他軀干。電極襯墊22的數(shù)量(并且因此對應的電線或接線端M的數(shù)量)通常是兩個，以便使得能夠在受檢者軀干中遞送除顫電擊；然而，也想到了使用三個或更多個電極襯墊(以及對應的電線或接線端)，例如以便遞送所需模式的電擊。電線或接線端M可以包括電子連接器(例如，插座等)，在該電子連接器處，電極襯墊22的線纜可拆解地連接(如在模塊或可替換電襯墊的情況下)；或者電線或接線端24可以是導電線，該導電線永久固定至電極襯墊22并與其電連接(如在“硬線連接”的電極襯墊的情況下)。所圖示的心臟除顫器20是自動體外除顫器(AED)。AED是包括被配置成執(zhí)行以下操作的電路的心臟除顫器(i)基于經(jīng)由電極襯墊22在電氣接線端M處接收的電信號確定心臟狀態(tài)，以及(ii)在所確定的心臟狀態(tài)指示心臟停搏的情況下在電氣接線端M之間遞送心臟除顫電擊。所圖示的AED還包括為顯示器沈的形式的用戶接口，以便將操作指令傳達給用戶。該用戶接口例如可以通知用戶除顫是否合適，而如果合適，則可以指示用戶如何應用除顫電擊(例如，告知用戶在遞送除顫電擊時任何人都不應當接觸受檢者)。替代或者除了圖示的顯示器26之外，用戶接口可以包括音頻揚聲器或其他輸出裝置，以及任選地可以包括一個或多個按鈕、按鍵或其他用戶輸入裝置。例如，結合圖示的顯示器沈，AED 20 可以包括按鈕觀，用戶按下按鈕觀以應用除顫電擊。用戶接口還可以采用語音合成器以自動口頭地將操縱指令傳達給用戶。繼續(xù)參考圖1并進一步參考圖2，心臟除顫器20包括電源，即例示性范例中的電池 30，其驅(qū)動電路32產(chǎn)生有效遞送心電除顫電擊的電壓，并且通過電線或接線端M對該電壓放電以便在電線或接線端M之間遞送心臟除顫電擊。如本文所公開的，通過將電路32構造成非磁性的(亦即，使用非磁性材料，并且尤其是非鐵磁性材料)，使得心臟除顫器20是 MR兼容的并且能夠存儲在容納MR掃描器10的屏蔽室12中。在圖1的圖示中，心臟除顫器20被安裝在屏蔽室12的內(nèi)壁上，以便既不擋路并且還可以在患者遭受心臟停搏的事件時立即取用。也想到了其他安裝布置，諸如將心臟除顫器設置在桌臺上等。
為了實施例示性AED 20的自動方面，自動控制電路34由電池30經(jīng)由合適的電源轉(zhuǎn)換器36供電，并且被配置成(i)基于在電線或接線端處對接收的電信號確定心臟狀態(tài)， 以及(ii)在所確定的心臟狀態(tài)指示心臟停搏的條件下通過操作電路32以在電線或接線端 24之間遞送心臟除顫電擊。例示性的自動控制電路34具體化為具有相關電路的微處理器或微控制器，所述相關電路諸如是一個或多個存儲芯片；存儲由處理器執(zhí)行的固件指令的只讀存儲器(ROM)、可擦除ROM(EPROM)等；用于讀取ECG信號的模數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器；等等。為了使得電線或接線端M能夠充當用于確定心臟狀態(tài)的傳感器引線以及用于遞送除顫電擊的電導體，開關40a、40b、40c、40d有選擇地將電線或接線端M與電路32(用于遞送除顫電擊)或者與自動控制電路34的心電圖(ECG)輸入42連接。在操作中，自動控制電路34設置開關40a、40b、40c、40d，以將ECG輸入42與電線或接線端M連接，并分析ECG以確定受檢者是否處于心臟停搏中。如果這一分析指示心臟停搏，那么自動控制電路；34令電路32運行以產(chǎn)生有效遞送心臟除顫電擊的電壓，經(jīng)由顯示器沈通知用戶應當應用除顫，并且任選地提供諸如指示用戶在除顫期間不要接觸受檢者的其他指令。當電路32被充電時，自動控制電路34設置開關40a、40b、40c、40d，以將電路 32連接到電線或接線端24，并令顯示器沈告知用戶按下按鈕28，以應用除顫電擊。在用戶按下按鈕28時，電路32跨電線或接線端M進行放電以便經(jīng)由電線或接線端M和正遭受心臟停搏的受檢者的軀干將除顫電擊遞送至心臟。在遞送除顫電擊之后，自動控制電路 34重新設置開關40a、40b、40c、40d，以將ECG輸入42與電線或接線端M重新連接并再次分析ECG以確定受檢者是否仍然處于心臟停搏中。如果受檢者依然處于心臟停搏中，自動控制電路34再次令電路32運行以產(chǎn)生有效遞送心臟除顫電擊的電壓并且繼而指示用戶遞送另一次除顫電擊。圖1和2中圖示的心臟除顫器20是AED。然而，也想到了心臟除顫器20是不提供 ECG監(jiān)測和分析或者用戶指令的更為常規(guī)的(或者，備選地，自動化程度更低的)的裝置。 例如，心臟除顫器可以省略ECG，用戶接口部件洸、28，開關40a、40b、40c、40d，并且可以包括足以令電路32產(chǎn)生有效遞送心臟除顫電擊并跨電線或接線端M進行放電以便遞送除顫電擊的簡化的控制電路。除顫器中包含磁性材料使該除顫器一般沒有進入容納MR掃描器10的屏蔽室12 中的資格。這是由于擔心磁性材料可能與MR掃描器10的磁場有害交互作用。例如，磁性材料可能被吸到孔B中并以強大的力碰撞孔壁，從而對MR掃描器10和/或除顫器造成損傷，和/或?qū)η『迷O置在孔B內(nèi)的任何受檢者造成傷害。此外，在本文中認識到，除顫器在存在雜散磁場時可能不能正常運行。事實上，低至大約0. IT的磁場能夠造成變壓器的鐵芯的飽和，從而導致除顫器故障。更低的磁場會產(chǎn)生異常變壓器動作并且危及除顫器的運行。 當在心臟停搏事件期間使用時，除顫器失靈或故障是不希望的。因此，心臟除顫器20幾乎不包括磁性材料，并且優(yōu)選地包括非磁性材料。具體而言，電路32不采用包含鐵磁芯的常規(guī)的變壓器。此外，電路32不采用空芯變壓器，因為空芯變壓器不足以快速產(chǎn)生有效遞送心臟除顫電擊的電壓。參考圖3和4，示出了合適的電路32a、32b的兩個例示性實施例，其中的任何一個都可以用作圖1和2的心臟除顫器20中的電路32，在這兩個例示性電路32a、32b中，壓電變壓器50被布置成將蓄電元件52，即圖3的實施例中的存儲電容器充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓。壓電變壓器50有利地不包含任何磁性材料，或任何鐵磁材料，并且不具有會被周圍磁場飽和的磁芯。一般而言，壓電變壓器不被強磁場吸引或受其影響。壓電變壓器包括陶瓷材料或其他材料或表現(xiàn)出強壓電效應的一種或多種材料的組合(例如，多層結構)。表現(xiàn)出強壓電效應的這種材料或材料的組合在本文中被稱為壓電芯M。輸入交流 (a. c.)電壓經(jīng)由壓電變壓器輸入接線端56應用到壓電芯Μ。壓電芯M的強壓電效應將輸入交流電壓轉(zhuǎn)化為機械振動。在同樣與壓電芯M耦合的輸出接線端58處，這些振動被轉(zhuǎn)換回更高的電壓電輸出，該電壓電輸出是升高壓電變壓器輸出。一些用作壓電變壓器50 的合適的壓電變壓器包括可從Noliac North America (亞特蘭大，GA，美國)得到的多層 Rosen壓電變壓器；可從Panasonic Corporation of North America(Secaucus,新澤西，美國)得到的專用于LCD背光的壓電變壓器；以及可WMeiner & Martins公司(邁亞密，弗羅里達，美國)得到的陶瓷多層壓電變壓器。還可以使用其他壓電變壓器。壓電變壓器50的更高的電壓輸出是交流電壓。整流器60插入在壓電變壓器50 和蓄電元件52之間，以對電壓變壓器50的交流輸出整流，從而提供用于對蓄電元件52充電的直流電壓(可能具有大脈動分量)。例示性整流器60包括兩個高壓二極管，但也想到了其他整流器拓撲，包括半波整流器拓撲和全波整流器拓撲兩者。包括壓電變壓器50和整流器60的電壓充電單元62任選地被并行復制以提供更大的充電容量，或者能夠為此目的復制整個電路32a、32b。在壓電變壓器輸入接線端56處提供的輸入交流電壓由驅(qū)動器子電路生成。在圖3 的實施例中，驅(qū)動器子電路66a使用采用了兩個下拉MOSFET晶體管和兩個空芯(并且因此非磁性的)儲能電感器的推-拉拓撲結構。也可以使用其他拓撲結構，諸如例示性電路32b 中采用的“Α類”放大器拓撲驅(qū)動器子電路66b，其包括高(壓)側(cè)/低(壓)側(cè)MOSFET驅(qū)動器。然而所提到作為進一步范例但未圖示的另一種驅(qū)動器拓撲是單一 MOSFET驅(qū)動器拓撲，再次優(yōu)選僅采用空芯電感器以避免在驅(qū)動器電路中包含磁性材料。在壓電變壓器輸入接線端56處提供的輸入交流電壓優(yōu)選為壓電芯M的共振頻率，以使電壓轉(zhuǎn)換效率最大化。為此，頻率控制子電路70包括鎖相環(huán)(PLL)72、感測電阻74、 以及放大和濾波部件76，其用于通過控制提供給驅(qū)動電路66a、66b的頻率來確保壓電變壓器50保持接近共振。合適的頻率控制方法是利用帶通濾波器對主驅(qū)動波形進行濾波和放大，并生成來自感測電阻74的經(jīng)濾波和放大的信號。比較兩個輸入信號的相位并且調(diào)節(jié)到驅(qū)動電路66a、66b的信號的頻率。這種控制方法有效是因為當電壓和電流同相位時，壓電裝置50在其共振頻率下被驅(qū)動。為了完整性，圖3和4也都示意性描繪了自動控制電路34的部分84，包括充電控制子電路86和電壓縮放子電路88。充電控制子電路86用于通過令頻率控制子電路70鎖定到壓電變壓器50的共振頻率來激活對蓄電元件52的充電。也想到了用于開始充電或關閉充電的其他方法。電壓縮放子電路88在蓄電元件52之間并行放置，以便控制電壓的大小，蓄電元件52被充電到這一電壓大小。對于除顫而言，這一電壓應當有效遞送心臟除顫電擊，而在一些實施例中，這一電壓的范圍是直流1500-5000伏，盡管也想到了更高或更低的電壓。返回參考圖1，參考例示性MR設施描述了心臟除顫器20。然而，應當認識到，心臟除顫器20在心臟除顫器20可能遭遇大磁場的任何設置中都有用。此外，在圖示說明體外心臟除顫器時，應當理解，心臟除顫器還可以是能植入的除顫器。進一步地，想到了將所公開的設備用于其他體外或電刺激心臟的能植入的電子裝置中，諸如心臟起搏器，只要這樣的裝置能夠有用地采用包括蓄電元件的電路，該蓄電元件被布置成在電線或接線端之間充電并且然后放電以將電刺激遞送至心臟。例如，在能植入的心臟起搏器(未圖示)的情況下，電線或接線端適當?shù)嘏c心臟緊密接觸(而不是經(jīng)由與使外部電極與軀干接觸的電極襯墊22連接，以經(jīng)由軀干將心臟除顫電擊遞送至心臟)，并且電壓縮放子電路被適當?shù)嘏渲贸煽刂菩铍娫怀潆姷降碾妷旱拇笮?，以將較低的電壓電刺激遞送至心臟，從而提供心臟起搏效應而非除顫。這種能植入的心臟起搏器本質(zhì)上對磁場是不敏感的，并且因此是MR兼容的并且還使得植入該裝置的患者可以從事其他活動，所述活動可以涉及磁交互，諸如電弧焊、在高壓發(fā)電或送電設施附近工作等等。本申請已經(jīng)描述了一個或多個優(yōu)選實施例。他人通過閱讀本文的描述，可以發(fā)生修改和變型。其意圖是將本發(fā)明解釋為包括所有這些修改和變型，只要這些修改和變型在權利要求或與權利要求相當?shù)姆秶鷥?nèi)。
權利要求
1.一種心臟除顫器，包括電線或接線端(M)，其與除顫電極襯墊02)連接或者被配置成與除顫電極襯墊02) 連接；以及電路(32、3h、32b)，其包括蓄電元件(5 和壓電變壓器(50)，所述壓電變壓器被布置成將所述蓄電元件充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓，所述電路被配置成使所述蓄電元件跨所述電線或接線端進行放電以將心臟除顫電擊遞送給電線或接線端。
2.根據(jù)權利要求1所述的心臟除顫器，其中，所述蓄電元件(5 包括存儲電容器。
3.根據(jù)權利要求1-2中的任一項所述的心臟除顫器，還包括電極襯墊(22)，其與所述電線或接線端04)連接或者被配置成與所述電線或接線端 (24)連接，并且所述電極襯墊0 還被配置成與軀干外部電接觸以便將所述心臟除顫電擊遞送至所述軀干。
4.根據(jù)權利要求1-3中的任一項所述的心臟除顫器，還包括自動控制電路(34、84)，其被配置成⑴基于在所述電線或接線端04)處接收的心電圖(ECG)信號確定心臟狀態(tài)，以及(ii)在所確定的心臟狀態(tài)指示心臟停搏的條件下操作所述電路(32、3h、32b)，以將心臟除顫電擊遞送至所述電線或接線端，其中，所述心臟除顫器 (20)限定為自動體外除顫器(AED)。
5.根據(jù)權利要求4所述的心臟除顫器，還包括用戶接口 06、觀)，所述自動體外除顫器OO)通過所述用戶接口將操作指令傳達給用戶。
6.根據(jù)權利要求1-5中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述心臟除顫器OO)不包含任何磁性材料。
7.根據(jù)權利要求1-6中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述心臟除顫器OO)不包含任何鐵磁材料。
8.根據(jù)權利要求1-7中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述電路(32、32a、32b)包括多個壓電變壓器(50)，所述壓電變壓器被布置成將所述蓄電元件(5 充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓。
9.根據(jù)權利要求1-8中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述電路(32、32a、32b)包括驅(qū)動器電路(66a、66b)，其驅(qū)動所述壓電變壓器(50)；以及頻率控制子電路(70)，其包括鎖相環(huán)(PLL) (72)，所述鎖相環(huán)(PLL)被配置成通過控制所述驅(qū)動器電路將所述壓電變壓器保持在共振頻率。
10.根據(jù)權利要求1-9中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述電路(32、32a、32b)包括鎖相環(huán)(PLL) (72)，所述鎖相環(huán)被配置成將所述壓電變壓器(50)保持在共振頻率。
11.根據(jù)權利要求1-10中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述電路(32、32a、32b) 包括整流器(60)，所述整流器被電氣地插入到所述壓電變壓器(50)的輸出(58)和所述蓄電元件(52)之間。
12.一種心臟除顫器，包括電線或接線端(M)，其與除顫電極襯墊02)連接或者被配置成與除顫電極襯墊02) 連接；以及電路(32、3h、32b)，其包括蓄電元件(5 和變壓器(50)，所述變壓器不包含任何磁性材料并且被布置成將所述蓄電元件充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓，所述電路被配置成使所述蓄電元件跨所述電線或接線端進行放電以將心臟除顫電擊遞送至所述電線或接線端。
13.根據(jù)權利要求12所述的心臟除顫器，其中，所述蓄電元件(5 包括存儲電容器。
14.根據(jù)權利要求12-13中的任一項所述的心臟除顫器，還包括電極襯墊(22)，其與所述電線或接線端04)連接或者被配置成與所述電線或接線端 (24)連接，并且所述電極襯墊0 還被配置成與軀干外部電接觸以便將所述心臟除顫電擊遞送至所述軀干。
15.根據(jù)權利要求12-14中的任一項所述的心臟除顫器，還包括自動控制電路(34、84)，其被配置成⑴基于在所述電線或接線端04)處接收的心電圖(ECG)信號確定心臟狀態(tài)，以及(ii)在所確定的心臟狀態(tài)指示心臟停搏的條件下操作所述電路(32、3h、32b)，以將心臟除顫電擊遞送至所述電線或接線端，其中，所述心臟除顫器 (20)限定為自動體外除顫器(AED)。
16.根據(jù)權利要求12-15中的任一項所述的心臟除顫器，其中，所述電路(32、32a、32b) 的所述變壓器(50)包括一個或多個壓電變壓器(50)，其被布置成將所述蓄電元件(5 充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓。
17.根據(jù)權利要求16所述的心臟除顫器，其中，所述電路(32、32a、32b)包括整流器 (60)，所述整流器被電氣地插入到所述壓電變壓器(50)的輸出(58)和所述蓄電元件(52) 之間。
18.一種磁共振設施，包括磁共振掃描器(10)；容納所述磁共振掃描器的屏蔽室(12)；以及設置在所述屏蔽室中的根據(jù)權利要求1-17中的任一項所述的心臟除顫器00)。
19.一種裝置，包括電線或接線端(M)，其被配置成與心臟電連通；以及電路(32、3h、32b)，其包括蓄電元件(5 和壓電變壓器(50)，所述壓電變壓器被布置成對所述蓄電元件充電，所述電路被配置成使所述蓄電元件跨所述電線或接線端進行放電以將心臟刺激遞送至所述心臟。
20.根據(jù)權利要求19所述的裝置，其中，所述電線或接線端04)被配置成經(jīng)由與包含心臟的軀干外部連接0 來與所述心臟電連通。
全文摘要
一種心臟除顫器，包括電線或接線端(24)，其與除顫電極襯墊(22)連接或者被配置成與除顫電極襯墊(22)連接；以及電路(32、32a、32b)，其包括蓄電元件(52)和壓電變壓器(50)，該壓電變壓器被布置成對所述蓄電元件充電到有效遞送心臟除顫電擊的電壓。所述電路被配置成使蓄電元件跨所述電線或接線端進行放電以將所述心臟除顫電擊遞送至電線或接線端。
文檔編號A61N1/39GK102470250SQ201080035322
公開日2012年5月23日 申請日期2010年7月9日 優(yōu)先權日2009年8月11日
發(fā)明者H·J·凱茨, R·P·孔西利奧 申請人:皇家飛利浦電子股份有限公司