1.本发明涉及一种可植入脉冲发生器。
背景技术：
：：2.目前，电容器放电总是用于可植入除颤器(implantabledefibrillator，icd)中用于除颤，其中在除颤过程中，全部电击(shock)能量取自恒定电容。指数下降的电压波形就是这种特征。3.支持最小化的电击电压的电击波形已经在体外除颤器中使用。技术实现要素：4.指数电击波形的缺点是执行有效除颤所需的高峰值电压。特别地，在非静脉除颤器的情况下(例如皮下icds，诸如s-icdtm)，这会导致峰值电压超过1300v，这反过来又需要适当的高压组件并符合一致的设计规则。5.基于以上内容，本发明的一个目的是提供一种可植入脉冲发生器，其可以使用较低的电击电压提供可治疗地有效的电击。6.该目的通过具有权利要求1特征的可植入脉冲发生器和具有权利要求11特征的方法来实现。从属权利要求和以下描述中提供了合适的实施例。7.根据权利要求1，提供了一种包括电路的可植入脉冲发生器。电路包括：[0008]-主能量存储器；[0009]-至少一个辅能量存储器；和[0010]-控制单元，其中控制单元被配置为[0011]·以这样的方式激活电路中的电开关：在脉冲输送的第一阶段的第一间隔中，主能量存储器经由治疗电流路径放电，以及[0012]·以这样的方式激活电路中的电开关：在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，至少一个辅能量存储器经由治疗电流路径放电，[0013]其中，主能量存储器和至少一个辅能量存储器固定连接或可串联连接，并且其中[0014]可植入脉冲发生器被设计成输送具有近似矩形脉冲波形的电击，其中[0015]可植入脉冲发生器包括多个辅能量存储器，以及[0016]控制单元还被配置为以这样的方式激活电路中的电开关：在第二间隔中，主能量存储器、以及所有辅能量存储器连续地、经由治疗电流路径放电，或者[0017]主能量存储器和在每种情况下多个辅能量存储器之一都经由治疗电流路径放电。[0018]特别地，治疗电流路径用于将治疗电脉冲输送到目标组织，优选患者的心脏组织，优选用于输送用于心脏组织除颤的治疗电击。[0019]此外，特别地，在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，主能量存储器和至少一个辅能量存储器经由治疗电流路径放电。[0020]有利的是，具有近似矩形脉冲波形的电击输送可以通过根据本发明的脉冲发生器来实现，特别是在脉冲输送期间具有基本矩形的电压或电流波形。通过这样的方式，有可能在限定的时间内输送可治疗地有效的(除颤)脉冲，同时降低最大所需电击电压。根据本发明的方法有利地允许可植入除颤器的更具成本效益的设计，以及现有高压组件和平台的使用，特别是通过降低最大所需电击电压。[0021]因此，根据本发明的可植入脉冲发生器特别适合用作心脏复律除颤器，从而可以通过根据本发明的电路实现具有上述矩形脉冲波形的高达1200v的治疗电压。这样，根据本发明的脉冲发生器可以被布置为一个电极极点(pole)，并且连接到脉冲发生器的电极导线的末端可以被布置为患者的胸腔(皮下icd)外部的另一个电极极点。由于可能更紧凑的设计，配置为皮下icd的脉冲发生器有利地具有70cm3或更小的体积。[0022]当然，也可以用根据本发明的脉冲发生器实现较低的治疗电压，例如600v，这允许用作传统的icd，其中电极导线的末端布置在胸腔内，而脉冲发生器位于胸腔外。上述较低的治疗电压可以通过较小的能量存储器来实现。由于可能更紧凑的设计，配置为传统icd的脉冲发生器可以相应地具有35cm3或更小的体积。[0023]根据本发明的脉冲发生器也可以用于icd，其中电极导线的末端和脉冲发生器都位于胸腔内。在这种情况下，优选使用大约550v的治疗电压，该治疗电压利用根据本发明的脉冲发生器来实现，该脉冲发生器包括较小的能量存储器，从而特别是可以实现35cm2或更小的设备体积。[0024]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，提供了主能量存储器和至少一个辅能量存储器串联连接，特别地是固定地或不可改变地串联连接，也就是说，上述能量存储器不通过开关断开。由于这种固定的串联连接，根据本发明的电路有利地不容易出现故障。[0025]根据可植入脉冲发生器的替代实施例，提供了主能量存储器和至少一个辅能量存储器可以串联连接。[0026]根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，提供了以时间控制或信号控制的方式激活至少一个辅能量存储器的放电。[0027]在该过程中，控制信号可以从一个或多个测量电压或电流的分析中导出，这些测量电压或电流在能量存储器或例如在治疗电流路径中输送的脉冲处被直接地测量。[0028]因此，根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，包括用于电压监控的设备，该设备特别被配置为优选持续地或以预定的间隔确定根据本发明的可植入脉冲发生器的每个能量存储器的电压。[0029]用于电压监控的设备优选地还被配置为当根据本发明的可植入脉冲发生器的能量存储器之一的电压下降到预定阈值以下时，向控制单元发送第一信号。第一信号可以有利地经由治疗电流路径触发另一能量存储器的放电。[0030]用于电压监控的设备优选地还被配置为当根据本发明的可植入脉冲发生器的能量存储器之一的电压在预定时间内没有下降到预定阈值以下时，向控制单元发送第二信号。第二信号可以有利地抑制另一能量存储器经由治疗电流路径的放电。在这种设计中，用于电压监控的设备和控制单元可以实现特别用于根据本发明的电路的过电压保护系统。经由电压测量确定治疗电流路径上是否存在负载(电压下降)或不存在负载(没有电压下降)。如果没有检测到负载，则没有进一步的能量存储经由治疗电流路径放电，从而不会进一步例如在治疗电流路径中增加电压。[0031]根据另一个实施例，根据本发明的可植入脉冲发生器包括用于测量周围组织(身体组织)阻抗的设备。用于阻抗测量的设备优选地被配置为根据在主能量存储器和/或至少一个辅能量存储器开始放电之后确定的电压来确定引起放电(通过电压下降观察)的电阻。该电压可以是治疗电压、单独的能量存储器的电压或者根据本发明的电路中的任何电压。在该过程中，电压可以通过上述用于电压监控的设备来确定。[0032]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了根据主能量存储器和/或至少一个辅能量存储器的放电行为来确定第一阶段的第二间隔开始的时间点。以这样的方式选择上述时间点：具体能量存储器的电压不会下降到预定阈值(例如输出电压的80％)以下。[0033]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了电路包括多个辅能量存储器，其中控制单元被配置为以这样的方式激活电路的一个或多个电开关：辅能量存储器在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中经由治疗电流路径顺序地或连续地放电。[0034]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器和多个辅能量存储器串联连接，特别是固定地或不可改变地连接，也就是说，特别是在能量存储器之间没有可断开的开关。[0035]根据可植入脉冲发生器的替代实施例，提供了主能量存储器与多个辅能量存储器中的每一个可以串联连接，其中特别是辅能量存储器可以彼此并联连接。[0036]特别地，多个辅能量存储器可以基本上具有相同的电容(即，在不超过20％的容限内)和/或标称电压(即，在不超过10％的容限内)或者不同的电容和/或标称电压。在多个辅能量存储器的情况下，这些辅能量存储器在每种情况下优选为相同或等同的类型。[0037]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了在每种情况下辅能量存储器之一在第二间隔内经由治疗电流路径在相应的时间点(交替地或全部连续地)放电。同样，优选地以这样的方式选择相应的时间点：具体能量存储器的电压不会下降到预定阈值(例如输出电压的80％)以下。同样，可以以这样的方式选择相应的时间点：治疗电压下降不超过最大电压或输出电压的20％。[0038]治疗电流路径中的一个或多个辅能量存储器的放电优选以这样的方式发生：实际脉冲波形(峰值治疗电压/电流)与期望的理想矩形脉冲波形的变化小于50％，优选小于20％。这种变化也被称为波纹(ripple)。这明显表现为电压波形中的尖峰。[0039]如上所述，可以通过电压监控将变化(波纹)保持在上述边界内，其中观察到具体能量存储器的指数部分放电的电压下降。如果电压下降到预定阈值以下，则调用另一个能量存储器的电荷，其中治疗电压增加到期望的最大电压，并且随着另一个能量存储器的放电而再次降低。电压波形中的进一步尖峰或波纹也表明了这一点。[0040]如上所述，也可以以时间控制的方式控制变化(波纹)或多个变化。电荷被调用的最后一个辅能量存储器优选地通过双相电击放电到极性反转(治疗电压的最后一个尖峰“衰减”直到电击的极性反转)。[0041]切换到下一个能量存储器的时间点可以例如从能量存储器放电的指数定律中确定，时间常数是已知的，具有已知的电容c和以这样的方式如上所述确定的电阻r：激活的能量存储器的电荷等于第一极性( /-20％)。[0042]理想脉冲波形的变化(波纹)或多个变化可以以这样的方式控制：每次切换到下一个能量存储器时，治疗电压基本上( /-20％)增加到相同的电压，也就是说，波纹的峰值处于相同的水平( /-20％)。[0043]作为替代方案，理想脉冲波形的一个或多个变化可以以这样的方式被监控：每次切换到下一个能量存储器时治疗电压下降，例如每次最多下降20％。[0044]如上所述，上述对一个或多个变化的控制可以是时间控制的或电压控制的。[0045]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了控制单元还被配置为在脉冲输送的第二阶段中以治疗电流路径中的电流方向反转的方式激活电路的至少一个电开关，优选为桥式电路(h桥)的多个开关。这样，可以在第一阶段结束时有利地实现脉冲的陡峭电压下降，并且可以产生双相治疗脉冲。此外，目标组织中在第一阶段没有被充分刺激的区域可以有利地在第二阶段被刺激。同时，可以有利地在目标组织，优选心脏组织中实现电荷均衡。[0046]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了控制单元还被配置为，在脉冲输送的第二阶段：[0047]-以这样的方式激活电路中的电开关：主能量存储器经由治疗电流路径放电，或者[0048]-以这样的方式激活电路中的电开关：主能量存储器和一个或多个辅能量存储器经由治疗电流路径放电。[0049]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的替代实施例，提供了控制单元还被配置为在脉冲输送的第一阶段结束时，以这样的方式激活一个或多个电开关：主能量存储器和/或辅能量存储器或多个辅能量存储器与治疗电流路径断开，和/或在与其连接的一个或多个泄放电阻器(bleederresistor)中放电。有利的是，在该实施例中，在第一阶段结束时也可以实现脉冲的陡峭电压下降，其中在该过程中可以产生单相脉冲。[0050]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器包括多个单独的能量存储器，这些能量存储器彼此串联或并联连接。单独的能量存储器的数量优选地适合于所需或期望的充电电容。主能量存储器优选包括至少两个单独的能量存储器，优选三个单独的能量存储器。[0051]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器的单独的能量存储器固定串联连接。[0052]特别地，主能量存储器的单独的能量存储器可以基本上具有相同的电容(即，在不超过20％的容限内)和/或标称电压(即，在不超过10％的容限内)或者不同的电容和/或标称电压。[0053]根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，电路的一个或多个开关是电子开关或半导体开关，特别是选择来自：绝缘栅双极晶体管(insulated-gatebipolartransistor，igbt)、阳极门控晶闸管(anodegatedthyristor，agt)或上述电子开关的组合。[0054]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了上述开关中的至少一个与二极管电连接，其中二极管设置在能量存储器之一与开关之间。二极管优选地被配置为阻挡能量存储器方向上的电流。除了最后一个辅能量存储器通过其经由治疗电流路径放电的开关之外，二极管优选地布置在每个开关和相关联的能量存储器之间。这里，每个二极管优选地被配置为阻挡具体能量存储器的该方向上的电流。这样，可以有利地保护开关免受极性反转的影响。[0055]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了多个辅能量存储器包括两个至四个之间的辅能量存储器，优选三个辅能量存储器。[0056]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，提供了能量存储器是电容器或线圈。多个能量存储器，例如多个辅能量存储器，可以由该过程中的电容器形成，该电容器包括多个电容，这些电容例如由多个阳极形成，其中多个电容可以彼此独立地放电。[0057]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，相应地提供了多个辅能量存储器由电容器形成，该电容器包括具有第一极性的至少一个第一电极和具有第二极性的至少两个第二电极，其中第一电极和至少两个第二电极可以从电容器的外部彼此分开地电接触。[0058]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器和/或一个或多个辅能量存储器，主能量存储器和/或一个或多个辅能量存储器是包括至少一个阴极和至少两个阳极的电容器，优选包括三个阳极，其中阴极和至少两个阳极可以从电容器的外部彼此分开地电接触。电容器优选地包括导电外壳，阴极和阳极布置在该导电外壳中，其中外壳与阴极电连接，并且阳极可以经由来自电容器或电容器外壳外部的至少一个电馈通道(feedthrough)、通过外壳和彼此电接触。阴极优选由电解质形成，其中阳极优选由阀金属形成，优选铝、钽或铌。特别地，阳极中的每一个可以与阴极(电解质)形成专用电容，该专用电容优选在200μf至300μf的范围内，特别是大约241μf的范围内。[0059]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了电路包括主能量存储器和辅能量存储器，主能量存储器包括在先前段落中描述的包括多电极的三个电容器，并且辅能量存储器由在先前段落中描述的电容器形成，其中特别地，被配置为辅能量存储器的电容器包括至少两个，优选三个阳极，其可以从电容器的外部彼此独立地电接触，并且相应地可以形成至少两个、优选三个可以彼此独立地放电的电容。[0060]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了形成主能量存储器、单独的能量存储器或上述辅能量存储器之一的一个或多个电容器，一个或多个电容器是电解电容器或陶瓷电容器或薄膜电容器，优选铝或钽电解电容器，优选具有至少5j*cm3的能量密度。[0061]根据根据本发明的能量存储器的一个实施例，提供了[0062]-主能量存储器具有150μf至300μf范围内的电容和/或250v至300v范围内的标称电压，和/或[0063]-一个或多个辅能量存储器彼此独立地具有180μf至36μf范围内的电容和/或250v至255v范围内的标称电压。[0064]如果主能量存储器由多个单独的能量存储器形成，例如两个或三个，则主能量存储器优选具有150μf至300μf范围内的总电容。[0065]根据权利要求11，提供了一种用于输送具有基本矩形脉冲波形的电脉冲的方法。该方法包括以下步骤：[0066]-在脉冲输送的第一阶段的第一间隔中，将充电的主能量存储器连接到放电电流路径；以及[0067]-在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，将至少一个充电的辅能量存储器连接到放电电流路径，[0068]其中主能量存储器和至少一个辅能量存储器固定连接或可串联连接，并且其中[0069]-在第二间隔中，主能量存储器、以及所有辅能量存储器连续地、经由治疗电流路径放电，或者[0070]-主能量存储器和在每种情况下的多个辅能量存储器之一都经由治疗电流路径放电。[0071]根据本发明的方法可以有利地通过根据权利要求1的根据本发明的可植入脉冲发生器或上述实施例中的一个来实现。[0072]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了充电的主能量存储器和至少一个充电的辅能量存储器被固定地串联连接，也就是说，特别是不通过开关断开。[0073]根据根据本发明的方法的替代实施例，提供了充电的主能量存储器和至少一个充电的辅能量存储器可以串联连接。[0074]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了至少一个辅能量存储器到放电电流路径的连接是信号控制的或时间控制的。[0075]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，多个充电的辅能量存储器顺序地或连续地连接到放电电流路径。[0076]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了充电的主能量存储器和多个充电的辅能量存储器被固定地串联连接，也就是说，特别是不通过开关断开。[0077]根据根据本发明的方法的替代实施例，提供了充电的主能量存储器和多个充电的辅能量存储器可以串联连接。[0078]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了一次只有一个充电的辅能量存储器连接到放电电流路径，其中特别是在每种情况下，多个充电的辅能量存储器都连续地连接到放电电流路径。这尤其可以通过电路来实现，在该电路中，辅能量存储器可以彼此并联。这样，一次只有一个辅能量存储器和主能量存储器连接到放电电流路径。[0079]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了多个充电的辅能量存储器顺序地连接到放电电流路径，其中特别是所有辅能量存储器连续地连接到放电电流路径。这尤其可以通过电路来实现，在该电路中，主能量存储器和辅能量存储器彼此串联连接。这样，主能量存储器、第一辅能量存储器和每个其他辅能量存储器连续地串联连接到放电电流路径中。[0080]根据根据本发明的方法的另一个实施例，提供了主能量存储器与至少一个辅能量存储器或多个辅能量存储器的连接，在每种情况下通过开关，特别是通过电子开关来实现。[0081]根据根据本发明的方法的另一个实施例，提供了在脉冲输送的第二阶段，反转电流路径中的电流方向。这种电流方向的反转可以有利地通过桥式电路来实现。[0082]根据根据本发明的方法的另一个实施例，提供了在脉冲输送的第二阶段，[0083]-只有主能量存储器连接到放电电流路径，或[0084]-主能量存储器和一个或多个辅能量存储器连接到放电电流路径。附图说明[0085]下文将基于示例性实施例的附图描述来描述本发明的进一步特征和优点。在附图中：[0086]图1示出了植入式除颤器的各种电击波形以及对心肌细胞的跨膜电压的影响；[0087]图2(a)示出了根据本发明的电路的实施例，该电路包括可以串联连接的主能量存储器和辅能量存储器；[0088]图2(b)示出了治疗电压和能量存储器的相关联的电压波形(顶部图)，以及其对心肌细胞的跨膜电压的影响(底部图)；以及[0089]图2(c)示出了图2(a)所示实施例的详细表示；[0090]图3(a)示出了根据本发明的电路的替代实施例，该电路包括串联连接的主能量存储器和并联连接的辅能量存储器；和[0091]图3(b)示出了治疗电压和能量存储器的相关电压波形(顶部图)，以及其对心肌细胞的跨膜电压的影响(底部图)；以及[0092]图4示出了根据本发明的电路的替代实施例，使用包括从外部可接触的多阳极的电容器。具体实施方式[0093]图1示出了可植入除颤器(适用于静脉(transvenous)和皮下icd)的电击波形的现有技术状态(顶部图，蓝色)。治疗电压实际上仅由一个电容器的放电产生，因此呈指数下降。这样做的缺点是，该过程必须从相当高的启动电压开始，以便在心脏中产生相同的效果。为了比较，示出了具有矩形第一相位的电击的理想波形(红色)，以及根据本发明的方法的近似矩形波形的电击波形。[0094]图2a示出了根据本发明的电路的优选实施例，其中能量存储器c1至c6是连接或可以串联连接的电容器。根据本发明形成主能量存储器的电容器c1至c3也可以实现为电容c0。所有电容器c1至c6基本上都可以通过充电电路同时充电。开关s1至s4以升序顺序连续地切换以输送治疗。在开关i 1闭合之前，开关i再次断开。该电路还为h桥式供电，用于产生第二相位(未示出)。开关之一，优选是s4开关，在第二阶段闭合。代替开关s4，也可以设置二极管，阻挡c0/c4方向的电流。图2b在顶部图中示出了利用该电路可获得的治疗电压(蓝色)的电压波形，以及电容器c0(红色)、c4(黄色)、c5(紫色)、c6(绿色)处的电压波形，以及在底部图中示出了对心肌细胞的跨膜电压的相应影响。由三个单独的能量存储器c1至c3形成的主能量存储器c0优选地具有150μf至300μf范围内的总电容，并且每个辅能量存储器c4至c6优选地具有180μf至360μf范围内的电容。[0095]图2c示出了图2a所示出的实施例的实现，包括电子开关和多达6个电容器，该多达6个电容器作为根据本发明的脉冲发生器的能量存储器c1至c6。其中，3个电容器c1、c2、c3确保足够高的启动电压，并且其余3个电容器c4、c5、c6产生期望的近似矩形的脉冲波形(锯齿曲线)，在本例中可以具有多达4个尖峰。为了使电击呈双相，通常使用包括电子开关(igbt)q05至q08的h电路。该电路经由电子开关(igbt)q01至q04反馈，该电子开关q01至q04激活电容器c4、c5、c6。优选地，通过二极管d7至d9保护igbtq02至q04免受极性反转。电击经由端子hv1至hv2传导到身体中。电容器经由高压电源充电，高压电源连接到hvin和地。[0096]图3a示出了根据本发明的电路的另一个优选实施例，该电路包括作为能量存储器的电容器c1至c6，其中激活的或可激活的能量存储器c4至c6彼此并联连接或可连接。电容器c1至c3也可以实现为电容c0。所有电容器基本上都是由充电电路同时充电的。开关s1至s4以升序顺序连续地切换以输送治疗。在开关i 1闭合之前，开关i再次断开。该电路还为h桥式供电，用于产生第二相位。开关之一，优选是s1，在第二阶段闭合。图3b在顶部图中示出了利用电路可获得的治疗电压(蓝色)的电压波形，以及在电容器c0(红色)、c4(黄色)、c5(紫色)、c6(绿色)处的电压波形，并且在底部图中示出了对心肌细胞的跨膜电压的相应影响。[0097]图4示出了根据本发明的电路的优选实施例，该电路包括并联方法，使用包括多阳极k、a1、a2、a3的电容器作为主能量存储器c0、c1、c2、c3和多个辅能量存储器c4至c6。特别地，在该过程中使用电容器，每个电容器包括阴极k和例如三个阳极a1、a2、a3，其中阴极k可以有利地通过导电外壳从外部接触，并且阳极可以彼此独立地从外部接触，并且彼此电绝缘并且例如经由馈通道d1、d2、d3与外壳g电绝缘。因此，根据本发明的多个辅能量存储器被实现为电容器，其提供三个电容，这三个电容可以通过其三个单独地接触的阳极a1、a2、a3彼此分开放电。[0098]然而，还可以想到的是，形成根据本发明的主能量存储器的电容器c1至c3以这样的方式被设计：阳极a1、a2、a3在外壳g的内部电连接，并且可以经由共享的阳极线从外部电接触，该共享的阳极线例如经由馈通道布线到外部。当前第1页12当前第1页12
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：：2.目前，电容器放电总是用于可植入除颤器(implantabledefibrillator，icd)中用于除颤，其中在除颤过程中，全部电击(shock)能量取自恒定电容。指数下降的电压波形就是这种特征。3.支持最小化的电击电压的电击波形已经在体外除颤器中使用。技术实现要素：4.指数电击波形的缺点是执行有效除颤所需的高峰值电压。特别地，在非静脉除颤器的情况下(例如皮下icds，诸如s-icdtm)，这会导致峰值电压超过1300v，这反过来又需要适当的高压组件并符合一致的设计规则。5.基于以上内容，本发明的一个目的是提供一种可植入脉冲发生器，其可以使用较低的电击电压提供可治疗地有效的电击。6.该目的通过具有权利要求1特征的可植入脉冲发生器和具有权利要求11特征的方法来实现。从属权利要求和以下描述中提供了合适的实施例。7.根据权利要求1，提供了一种包括电路的可植入脉冲发生器。电路包括：[0008]-主能量存储器；[0009]-至少一个辅能量存储器；和[0010]-控制单元，其中控制单元被配置为[0011]·以这样的方式激活电路中的电开关：在脉冲输送的第一阶段的第一间隔中，主能量存储器经由治疗电流路径放电，以及[0012]·以这样的方式激活电路中的电开关：在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，至少一个辅能量存储器经由治疗电流路径放电，[0013]其中，主能量存储器和至少一个辅能量存储器固定连接或可串联连接，并且其中[0014]可植入脉冲发生器被设计成输送具有近似矩形脉冲波形的电击，其中[0015]可植入脉冲发生器包括多个辅能量存储器，以及[0016]控制单元还被配置为以这样的方式激活电路中的电开关：在第二间隔中，主能量存储器、以及所有辅能量存储器连续地、经由治疗电流路径放电，或者[0017]主能量存储器和在每种情况下多个辅能量存储器之一都经由治疗电流路径放电。[0018]特别地，治疗电流路径用于将治疗电脉冲输送到目标组织，优选患者的心脏组织，优选用于输送用于心脏组织除颤的治疗电击。[0019]此外，特别地，在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，主能量存储器和至少一个辅能量存储器经由治疗电流路径放电。[0020]有利的是，具有近似矩形脉冲波形的电击输送可以通过根据本发明的脉冲发生器来实现，特别是在脉冲输送期间具有基本矩形的电压或电流波形。通过这样的方式，有可能在限定的时间内输送可治疗地有效的(除颤)脉冲，同时降低最大所需电击电压。根据本发明的方法有利地允许可植入除颤器的更具成本效益的设计，以及现有高压组件和平台的使用，特别是通过降低最大所需电击电压。[0021]因此，根据本发明的可植入脉冲发生器特别适合用作心脏复律除颤器，从而可以通过根据本发明的电路实现具有上述矩形脉冲波形的高达1200v的治疗电压。这样，根据本发明的脉冲发生器可以被布置为一个电极极点(pole)，并且连接到脉冲发生器的电极导线的末端可以被布置为患者的胸腔(皮下icd)外部的另一个电极极点。由于可能更紧凑的设计，配置为皮下icd的脉冲发生器有利地具有70cm3或更小的体积。[0022]当然，也可以用根据本发明的脉冲发生器实现较低的治疗电压，例如600v，这允许用作传统的icd，其中电极导线的末端布置在胸腔内，而脉冲发生器位于胸腔外。上述较低的治疗电压可以通过较小的能量存储器来实现。由于可能更紧凑的设计，配置为传统icd的脉冲发生器可以相应地具有35cm3或更小的体积。[0023]根据本发明的脉冲发生器也可以用于icd，其中电极导线的末端和脉冲发生器都位于胸腔内。在这种情况下，优选使用大约550v的治疗电压，该治疗电压利用根据本发明的脉冲发生器来实现，该脉冲发生器包括较小的能量存储器，从而特别是可以实现35cm2或更小的设备体积。[0024]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，提供了主能量存储器和至少一个辅能量存储器串联连接，特别地是固定地或不可改变地串联连接，也就是说，上述能量存储器不通过开关断开。由于这种固定的串联连接，根据本发明的电路有利地不容易出现故障。[0025]根据可植入脉冲发生器的替代实施例，提供了主能量存储器和至少一个辅能量存储器可以串联连接。[0026]根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，提供了以时间控制或信号控制的方式激活至少一个辅能量存储器的放电。[0027]在该过程中，控制信号可以从一个或多个测量电压或电流的分析中导出，这些测量电压或电流在能量存储器或例如在治疗电流路径中输送的脉冲处被直接地测量。[0028]因此，根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，包括用于电压监控的设备，该设备特别被配置为优选持续地或以预定的间隔确定根据本发明的可植入脉冲发生器的每个能量存储器的电压。[0029]用于电压监控的设备优选地还被配置为当根据本发明的可植入脉冲发生器的能量存储器之一的电压下降到预定阈值以下时，向控制单元发送第一信号。第一信号可以有利地经由治疗电流路径触发另一能量存储器的放电。[0030]用于电压监控的设备优选地还被配置为当根据本发明的可植入脉冲发生器的能量存储器之一的电压在预定时间内没有下降到预定阈值以下时，向控制单元发送第二信号。第二信号可以有利地抑制另一能量存储器经由治疗电流路径的放电。在这种设计中，用于电压监控的设备和控制单元可以实现特别用于根据本发明的电路的过电压保护系统。经由电压测量确定治疗电流路径上是否存在负载(电压下降)或不存在负载(没有电压下降)。如果没有检测到负载，则没有进一步的能量存储经由治疗电流路径放电，从而不会进一步例如在治疗电流路径中增加电压。[0031]根据另一个实施例，根据本发明的可植入脉冲发生器包括用于测量周围组织(身体组织)阻抗的设备。用于阻抗测量的设备优选地被配置为根据在主能量存储器和/或至少一个辅能量存储器开始放电之后确定的电压来确定引起放电(通过电压下降观察)的电阻。该电压可以是治疗电压、单独的能量存储器的电压或者根据本发明的电路中的任何电压。在该过程中，电压可以通过上述用于电压监控的设备来确定。[0032]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了根据主能量存储器和/或至少一个辅能量存储器的放电行为来确定第一阶段的第二间隔开始的时间点。以这样的方式选择上述时间点：具体能量存储器的电压不会下降到预定阈值(例如输出电压的80％)以下。[0033]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了电路包括多个辅能量存储器，其中控制单元被配置为以这样的方式激活电路的一个或多个电开关：辅能量存储器在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中经由治疗电流路径顺序地或连续地放电。[0034]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器和多个辅能量存储器串联连接，特别是固定地或不可改变地连接，也就是说，特别是在能量存储器之间没有可断开的开关。[0035]根据可植入脉冲发生器的替代实施例，提供了主能量存储器与多个辅能量存储器中的每一个可以串联连接，其中特别是辅能量存储器可以彼此并联连接。[0036]特别地，多个辅能量存储器可以基本上具有相同的电容(即，在不超过20％的容限内)和/或标称电压(即，在不超过10％的容限内)或者不同的电容和/或标称电压。在多个辅能量存储器的情况下，这些辅能量存储器在每种情况下优选为相同或等同的类型。[0037]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了在每种情况下辅能量存储器之一在第二间隔内经由治疗电流路径在相应的时间点(交替地或全部连续地)放电。同样，优选地以这样的方式选择相应的时间点：具体能量存储器的电压不会下降到预定阈值(例如输出电压的80％)以下。同样，可以以这样的方式选择相应的时间点：治疗电压下降不超过最大电压或输出电压的20％。[0038]治疗电流路径中的一个或多个辅能量存储器的放电优选以这样的方式发生：实际脉冲波形(峰值治疗电压/电流)与期望的理想矩形脉冲波形的变化小于50％，优选小于20％。这种变化也被称为波纹(ripple)。这明显表现为电压波形中的尖峰。[0039]如上所述，可以通过电压监控将变化(波纹)保持在上述边界内，其中观察到具体能量存储器的指数部分放电的电压下降。如果电压下降到预定阈值以下，则调用另一个能量存储器的电荷，其中治疗电压增加到期望的最大电压，并且随着另一个能量存储器的放电而再次降低。电压波形中的进一步尖峰或波纹也表明了这一点。[0040]如上所述，也可以以时间控制的方式控制变化(波纹)或多个变化。电荷被调用的最后一个辅能量存储器优选地通过双相电击放电到极性反转(治疗电压的最后一个尖峰“衰减”直到电击的极性反转)。[0041]切换到下一个能量存储器的时间点可以例如从能量存储器放电的指数定律中确定，时间常数是已知的，具有已知的电容c和以这样的方式如上所述确定的电阻r：激活的能量存储器的电荷等于第一极性( /-20％)。[0042]理想脉冲波形的变化(波纹)或多个变化可以以这样的方式控制：每次切换到下一个能量存储器时，治疗电压基本上( /-20％)增加到相同的电压，也就是说，波纹的峰值处于相同的水平( /-20％)。[0043]作为替代方案，理想脉冲波形的一个或多个变化可以以这样的方式被监控：每次切换到下一个能量存储器时治疗电压下降，例如每次最多下降20％。[0044]如上所述，上述对一个或多个变化的控制可以是时间控制的或电压控制的。[0045]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了控制单元还被配置为在脉冲输送的第二阶段中以治疗电流路径中的电流方向反转的方式激活电路的至少一个电开关，优选为桥式电路(h桥)的多个开关。这样，可以在第一阶段结束时有利地实现脉冲的陡峭电压下降，并且可以产生双相治疗脉冲。此外，目标组织中在第一阶段没有被充分刺激的区域可以有利地在第二阶段被刺激。同时，可以有利地在目标组织，优选心脏组织中实现电荷均衡。[0046]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了控制单元还被配置为，在脉冲输送的第二阶段：[0047]-以这样的方式激活电路中的电开关：主能量存储器经由治疗电流路径放电，或者[0048]-以这样的方式激活电路中的电开关：主能量存储器和一个或多个辅能量存储器经由治疗电流路径放电。[0049]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的替代实施例，提供了控制单元还被配置为在脉冲输送的第一阶段结束时，以这样的方式激活一个或多个电开关：主能量存储器和/或辅能量存储器或多个辅能量存储器与治疗电流路径断开，和/或在与其连接的一个或多个泄放电阻器(bleederresistor)中放电。有利的是，在该实施例中，在第一阶段结束时也可以实现脉冲的陡峭电压下降，其中在该过程中可以产生单相脉冲。[0050]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器包括多个单独的能量存储器，这些能量存储器彼此串联或并联连接。单独的能量存储器的数量优选地适合于所需或期望的充电电容。主能量存储器优选包括至少两个单独的能量存储器，优选三个单独的能量存储器。[0051]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器的单独的能量存储器固定串联连接。[0052]特别地，主能量存储器的单独的能量存储器可以基本上具有相同的电容(即，在不超过20％的容限内)和/或标称电压(即，在不超过10％的容限内)或者不同的电容和/或标称电压。[0053]根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，电路的一个或多个开关是电子开关或半导体开关，特别是选择来自：绝缘栅双极晶体管(insulated-gatebipolartransistor，igbt)、阳极门控晶闸管(anodegatedthyristor，agt)或上述电子开关的组合。[0054]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了上述开关中的至少一个与二极管电连接，其中二极管设置在能量存储器之一与开关之间。二极管优选地被配置为阻挡能量存储器方向上的电流。除了最后一个辅能量存储器通过其经由治疗电流路径放电的开关之外，二极管优选地布置在每个开关和相关联的能量存储器之间。这里，每个二极管优选地被配置为阻挡具体能量存储器的该方向上的电流。这样，可以有利地保护开关免受极性反转的影响。[0055]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了多个辅能量存储器包括两个至四个之间的辅能量存储器，优选三个辅能量存储器。[0056]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的一个实施例，提供了能量存储器是电容器或线圈。多个能量存储器，例如多个辅能量存储器，可以由该过程中的电容器形成，该电容器包括多个电容，这些电容例如由多个阳极形成，其中多个电容可以彼此独立地放电。[0057]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，相应地提供了多个辅能量存储器由电容器形成，该电容器包括具有第一极性的至少一个第一电极和具有第二极性的至少两个第二电极，其中第一电极和至少两个第二电极可以从电容器的外部彼此分开地电接触。[0058]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了主能量存储器和/或一个或多个辅能量存储器，主能量存储器和/或一个或多个辅能量存储器是包括至少一个阴极和至少两个阳极的电容器，优选包括三个阳极，其中阴极和至少两个阳极可以从电容器的外部彼此分开地电接触。电容器优选地包括导电外壳，阴极和阳极布置在该导电外壳中，其中外壳与阴极电连接，并且阳极可以经由来自电容器或电容器外壳外部的至少一个电馈通道(feedthrough)、通过外壳和彼此电接触。阴极优选由电解质形成，其中阳极优选由阀金属形成，优选铝、钽或铌。特别地，阳极中的每一个可以与阴极(电解质)形成专用电容，该专用电容优选在200μf至300μf的范围内，特别是大约241μf的范围内。[0059]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了电路包括主能量存储器和辅能量存储器，主能量存储器包括在先前段落中描述的包括多电极的三个电容器，并且辅能量存储器由在先前段落中描述的电容器形成，其中特别地，被配置为辅能量存储器的电容器包括至少两个，优选三个阳极，其可以从电容器的外部彼此独立地电接触，并且相应地可以形成至少两个、优选三个可以彼此独立地放电的电容。[0060]根据根据本发明的可植入脉冲发生器的另一个实施例，提供了形成主能量存储器、单独的能量存储器或上述辅能量存储器之一的一个或多个电容器，一个或多个电容器是电解电容器或陶瓷电容器或薄膜电容器，优选铝或钽电解电容器，优选具有至少5j*cm3的能量密度。[0061]根据根据本发明的能量存储器的一个实施例，提供了[0062]-主能量存储器具有150μf至300μf范围内的电容和/或250v至300v范围内的标称电压，和/或[0063]-一个或多个辅能量存储器彼此独立地具有180μf至36μf范围内的电容和/或250v至255v范围内的标称电压。[0064]如果主能量存储器由多个单独的能量存储器形成，例如两个或三个，则主能量存储器优选具有150μf至300μf范围内的总电容。[0065]根据权利要求11，提供了一种用于输送具有基本矩形脉冲波形的电脉冲的方法。该方法包括以下步骤：[0066]-在脉冲输送的第一阶段的第一间隔中，将充电的主能量存储器连接到放电电流路径；以及[0067]-在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，将至少一个充电的辅能量存储器连接到放电电流路径，[0068]其中主能量存储器和至少一个辅能量存储器固定连接或可串联连接，并且其中[0069]-在第二间隔中，主能量存储器、以及所有辅能量存储器连续地、经由治疗电流路径放电，或者[0070]-主能量存储器和在每种情况下的多个辅能量存储器之一都经由治疗电流路径放电。[0071]根据本发明的方法可以有利地通过根据权利要求1的根据本发明的可植入脉冲发生器或上述实施例中的一个来实现。[0072]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了充电的主能量存储器和至少一个充电的辅能量存储器被固定地串联连接，也就是说，特别是不通过开关断开。[0073]根据根据本发明的方法的替代实施例，提供了充电的主能量存储器和至少一个充电的辅能量存储器可以串联连接。[0074]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了至少一个辅能量存储器到放电电流路径的连接是信号控制的或时间控制的。[0075]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了在脉冲输送的第一阶段的第二间隔中，多个充电的辅能量存储器顺序地或连续地连接到放电电流路径。[0076]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了充电的主能量存储器和多个充电的辅能量存储器被固定地串联连接，也就是说，特别是不通过开关断开。[0077]根据根据本发明的方法的替代实施例，提供了充电的主能量存储器和多个充电的辅能量存储器可以串联连接。[0078]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了一次只有一个充电的辅能量存储器连接到放电电流路径，其中特别是在每种情况下，多个充电的辅能量存储器都连续地连接到放电电流路径。这尤其可以通过电路来实现，在该电路中，辅能量存储器可以彼此并联。这样，一次只有一个辅能量存储器和主能量存储器连接到放电电流路径。[0079]根据根据本发明的方法的一个实施例，提供了多个充电的辅能量存储器顺序地连接到放电电流路径，其中特别是所有辅能量存储器连续地连接到放电电流路径。这尤其可以通过电路来实现，在该电路中，主能量存储器和辅能量存储器彼此串联连接。这样，主能量存储器、第一辅能量存储器和每个其他辅能量存储器连续地串联连接到放电电流路径中。[0080]根据根据本发明的方法的另一个实施例，提供了主能量存储器与至少一个辅能量存储器或多个辅能量存储器的连接，在每种情况下通过开关，特别是通过电子开关来实现。[0081]根据根据本发明的方法的另一个实施例，提供了在脉冲输送的第二阶段，反转电流路径中的电流方向。这种电流方向的反转可以有利地通过桥式电路来实现。[0082]根据根据本发明的方法的另一个实施例，提供了在脉冲输送的第二阶段，[0083]-只有主能量存储器连接到放电电流路径，或[0084]-主能量存储器和一个或多个辅能量存储器连接到放电电流路径。附图说明[0085]下文将基于示例性实施例的附图描述来描述本发明的进一步特征和优点。在附图中：[0086]图1示出了植入式除颤器的各种电击波形以及对心肌细胞的跨膜电压的影响；[0087]图2(a)示出了根据本发明的电路的实施例，该电路包括可以串联连接的主能量存储器和辅能量存储器；[0088]图2(b)示出了治疗电压和能量存储器的相关联的电压波形(顶部图)，以及其对心肌细胞的跨膜电压的影响(底部图)；以及[0089]图2(c)示出了图2(a)所示实施例的详细表示；[0090]图3(a)示出了根据本发明的电路的替代实施例，该电路包括串联连接的主能量存储器和并联连接的辅能量存储器；和[0091]图3(b)示出了治疗电压和能量存储器的相关电压波形(顶部图)，以及其对心肌细胞的跨膜电压的影响(底部图)；以及[0092]图4示出了根据本发明的电路的替代实施例，使用包括从外部可接触的多阳极的电容器。具体实施方式[0093]图1示出了可植入除颤器(适用于静脉(transvenous)和皮下icd)的电击波形的现有技术状态(顶部图，蓝色)。治疗电压实际上仅由一个电容器的放电产生，因此呈指数下降。这样做的缺点是，该过程必须从相当高的启动电压开始，以便在心脏中产生相同的效果。为了比较，示出了具有矩形第一相位的电击的理想波形(红色)，以及根据本发明的方法的近似矩形波形的电击波形。[0094]图2a示出了根据本发明的电路的优选实施例，其中能量存储器c1至c6是连接或可以串联连接的电容器。根据本发明形成主能量存储器的电容器c1至c3也可以实现为电容c0。所有电容器c1至c6基本上都可以通过充电电路同时充电。开关s1至s4以升序顺序连续地切换以输送治疗。在开关i 1闭合之前，开关i再次断开。该电路还为h桥式供电，用于产生第二相位(未示出)。开关之一，优选是s4开关，在第二阶段闭合。代替开关s4，也可以设置二极管，阻挡c0/c4方向的电流。图2b在顶部图中示出了利用该电路可获得的治疗电压(蓝色)的电压波形，以及电容器c0(红色)、c4(黄色)、c5(紫色)、c6(绿色)处的电压波形，以及在底部图中示出了对心肌细胞的跨膜电压的相应影响。由三个单独的能量存储器c1至c3形成的主能量存储器c0优选地具有150μf至300μf范围内的总电容，并且每个辅能量存储器c4至c6优选地具有180μf至360μf范围内的电容。[0095]图2c示出了图2a所示出的实施例的实现，包括电子开关和多达6个电容器，该多达6个电容器作为根据本发明的脉冲发生器的能量存储器c1至c6。其中，3个电容器c1、c2、c3确保足够高的启动电压，并且其余3个电容器c4、c5、c6产生期望的近似矩形的脉冲波形(锯齿曲线)，在本例中可以具有多达4个尖峰。为了使电击呈双相，通常使用包括电子开关(igbt)q05至q08的h电路。该电路经由电子开关(igbt)q01至q04反馈，该电子开关q01至q04激活电容器c4、c5、c6。优选地，通过二极管d7至d9保护igbtq02至q04免受极性反转。电击经由端子hv1至hv2传导到身体中。电容器经由高压电源充电，高压电源连接到hvin和地。[0096]图3a示出了根据本发明的电路的另一个优选实施例，该电路包括作为能量存储器的电容器c1至c6，其中激活的或可激活的能量存储器c4至c6彼此并联连接或可连接。电容器c1至c3也可以实现为电容c0。所有电容器基本上都是由充电电路同时充电的。开关s1至s4以升序顺序连续地切换以输送治疗。在开关i 1闭合之前，开关i再次断开。该电路还为h桥式供电，用于产生第二相位。开关之一，优选是s1，在第二阶段闭合。图3b在顶部图中示出了利用电路可获得的治疗电压(蓝色)的电压波形，以及在电容器c0(红色)、c4(黄色)、c5(紫色)、c6(绿色)处的电压波形，并且在底部图中示出了对心肌细胞的跨膜电压的相应影响。[0097]图4示出了根据本发明的电路的优选实施例，该电路包括并联方法，使用包括多阳极k、a1、a2、a3的电容器作为主能量存储器c0、c1、c2、c3和多个辅能量存储器c4至c6。特别地，在该过程中使用电容器，每个电容器包括阴极k和例如三个阳极a1、a2、a3，其中阴极k可以有利地通过导电外壳从外部接触，并且阳极可以彼此独立地从外部接触，并且彼此电绝缘并且例如经由馈通道d1、d2、d3与外壳g电绝缘。因此，根据本发明的多个辅能量存储器被实现为电容器，其提供三个电容，这三个电容可以通过其三个单独地接触的阳极a1、a2、a3彼此分开放电。[0098]然而，还可以想到的是，形成根据本发明的主能量存储器的电容器c1至c3以这样的方式被设计：阳极a1、a2、a3在外壳g的内部电连接，并且可以经由共享的阳极线从外部电接触，该共享的阳极线例如经由馈通道布线到外部。当前第1页12当前第1页12
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