具有能够调整的第二相倾斜的双相除颤器波形的制作方法

专利名称：具有能够调整的第二相倾斜的双相除颤器波形的制作方法
具有能够调整的第二相倾斜的双相除颤器波形本发明涉及用于使遭受心搏停止的患者复苏的除颤器，具体而言，涉及产生双相电击波形的除颤器。在美国，心源性猝死是死亡的主要原因。心源性猝死的一个普遍的原因在于心室纤颤，在发生心室纤颤时，心脏的肌肉纤维收缩失调。心肌动作不协调导致了心脏有效泵血的能力的丧失，从而阻碍了血液向身体的正常流动。心室纤颤的唯一有效治疗方法是向患者的心脏施加电击的电除颤方法。强的除颤电击使心脏的所有电活动停止。尔后，身体的自主神经系统自动恢复心脏的协调电搏动的作用。要想有效，必须在心室纤颤开始后的几分钟内向患者输送除颤电击。研究表明，在心室纤颤开始后一分钟内输送的除颤电击实现了高达100%的存活率。如果在施予电击之前过去了 6分钟，那么存活率将下降至大约30%。超过了 12分钟，存活率接近零。一种输送快速除颤电击的方法是利用可植入除颤器。通过手术将可植入除颤器植入到将来具有高度的可能性需要电疗法的患者体内。植入的除颤器通常监测患者的心脏活动，并在需要时直接向患者心脏自动提供电疗脉冲。因而，当所植入的除颤器连续地监测心脏的活动时，所述除颤器能够使患者按照相当正常的方式行使机能。然而，可植入除颤器价格昂贵，而且在存在心源性猝死危险的整个群体当中只有一小部分使用了可植入除颤器。外部除颤器通过应用到患者躯干上的电极向患者发送电脉冲。外部除颤器应用于急救室、手术室、急救医疗车或其他存在不可预期的马上要为患者提供电疗法的需求的场所。外部除颤器的优点在于，可以根据需要用在患者身上，之后移开用于另一患者。与可植入除颤器相比的缺点在于外部除颤器必须能够对任何使用其的患者实施有效的治疗。由于可植入除颤器是用于特定患者的，因而通过对其性能进行调整而为特定患者提供量身定制的特定电疗法。可以针对特定患者的生理机能有效地滴定测定(titrate)诸如电脉冲幅度和所输送的总能量的工作参数，以优化除颤器的功效。例如，可以在植入所述装置之前设置初始电压、第一相持续时间和总脉冲持续时间，从而输送预期的能量或实现预期的开始和结束电压差异(differential)(例如，恒定倾斜)。即使当植入的除颤器具有改变其工作参数，以补偿除颤器引线和/或患者心脏的阻抗的能力时(如下文引用的i^ain的专利中所讨论的)，对于患者体内的单次植入而言，潜在阻抗变化的范围也是相对较小的。可以在植入时测量诸如患者阻抗的参数，并针对特定患者的特征设置除颤波形。作为比较，必须将外部除颤器设计成能够应对可能使用所述除颤器的患者所呈现的整个范围的患者特征。由于外部除颤器电极不直接接触患者的心脏，而且外部除颤器必须能够用于具有各种生理差异的各种患者，因而外部除颤器必须根据对大多数患者有效的脉冲幅度和持续时间参数工作，而不管该患者的生理情况如何。例如，外部除颤器电极和患者心脏之间的组织所表现出的阻抗会因患者而异，因而对于给定的初始脉冲幅度和持续时间而言，实际输送给患者心脏的电击的强度和波形形状也是变化的。对于低阻抗患者的治疗有效的脉冲幅度和持续时间未必能够为高阻抗患者提供有效的、能量高效的治疗。因此，除颤器通常在治疗期间对患者的胸部阻抗进行测量，并动态调整脉冲波形，如美国专利 No. 5803927 (Cameron 等)和 No. 5749904 (Gliner 等)中所述。
除颤器波形，S卩，所输送的电流或电压脉冲的时间曲线图是根据脉冲相的形状、极性、持续时间和数量描述特征的。大多数新型的除颤器，不管是内部的还是外部的，都采用截取的指数双相波形。可以在Baker、Jr.等的美国专利No. 4821723、Coriolis等的美国专利 No. 5083562、Winstrom 的美国专利 No. 4800883、Bach、Jr.的美国专利 No. 4850357, Mehra等的美国专利No. 4953551和!^ain等的美国专利No. 5230336中找到双相可植入除颤器的例子。针对这一患者差异问题的一项现有技术方案是提供具有多项可以供用户选择的能量设置的外部除颤器。使用这样的除颤器的一种通用的协议是尝试以适合为具有平均阻抗的患者除颤的初始能量设置除颤，之后在初始设置无法使患者复苏的情况下在接下来的除颤尝试中提高能量设置。重复的除颤尝试需要额外的能量，而且增加了患者的风险。如上所述，另一项方案是在治疗过程中测量患者的阻抗，或者与患者阻抗相关的参数， 并基于先前的测量结果改变接下来的除颤电击的形状。例如，在!^in的专利中描述的植入除颤器响应于所检测到的心律不齐向患者心脏提供具有预定形状的除颤电击。Fain的装置在输送该电击期间测量系统阻抗，并采用测量的阻抗改变接下来输送的电击的形状。 在 R. E. Kerber 等所写的文章"Energy, current, and success in defibrillation and cardioversion :clinical studies using an automated impedance-based method of energy adjustment，，，Circulation vol. 77，第 1038-46 页(May 1988)中描述了这种技术的变体。在该文章中，作者描述了在施予除颤电击之前向患者施予测试脉冲。在输送电击之前采用所述测试脉冲测量患者阻抗。之后，除颤器响应于所测的患者阻抗调整电击输送的能量的量。Kerber等的所输送的波形的形状为阻尼正弦曲线。患者阻抗是重要的，而且能够在治疗时由除颤器测量患者阻抗，而另一项重要的患者特征是患者的心肌细胞膜对电疗的反应。众所周知电击将停止纤颤电活动，但是对其的准确生理学解释仍然是推测的东西。一种假想是，初始高能量电击通过沿电击极性方向的强电流终止了心肌细胞的电活动。由于电击波形的第二相的反极性，人们猜测双相波形有好处，包括更好的除颤和更少的有害副作用。人们认为第二相当中电流的反转减少了初始电击的残余效应，通过消除心肌细胞内的残留电荷而使组织稳定。据猜测，如果完全消除了初始除颤电击的影响使其不会妨碍正常电活动的恢复，那么心肌细胞将更易于产生规则电搏动的自主恢复。这种猜测使得我们希望了解患者对电击的确切的心肌细胞响应。尽管在临床研究中已经对心肌细胞响应进行测量，但是到目前为止尚不可能在治疗期间对这一细胞响应进行测量。因而，大多数除颤器采取了由这些研究的测量值导出的细胞响应的平均值。这种假定平均值的使用留给了我们太多希求改进的空间。通常，我们对细胞响应围绕平均值的散布知之甚少，而且难以预测或检测具体的患者细胞响应特征。因此，希望设计一种用于外部除颤器的脉冲波形，其对于具有各种范围的不同患者阻抗和不同的心肌细胞响应的患者都是安全有效的。根据本发明的原理，提供了一种外部除颤器，其产生具有各种能够调整的参数的双相除颤脉冲。在这些参数中有所要输送的能量、初始电压和电流、相持续时间、脉冲持续时间和包括可变的相2倾斜的脉冲倾斜。通过在第二相期间使一些脉冲电流以调整双相波形的第二相的倾斜的可控方式绕过(bypass)患者来提供第二相的能够调整的倾斜。可以通过单个容性除颤器实施本发明。
在附图中

图1以方框图形式图示了根据本发明原理构造的外部除颤器；图加和2b图示了具有高倾斜特征和低倾斜特征的双相波形；图3图示了截取的双相波形；图4a4c每者对照不同的心肌细胞响应特征图示了双相除颤波形；图5示意性图示了根据本发明原理的输送具有能够调整的第二相倾斜的双相除颤波形的除颤器；图6对照不同心肌细胞响应特征图示了图5的除颤器产生的双相除颤波形。首先参考图1，其以方框图形式示出了根据本发明原理构造的患者监测器/除颤器。图1所示的仪器能够执行对发生心室纤颤的患者的除颤。其还能够执行ECG监测，包括做出自动除颤决策所需的心脏监测。所图示的监测器还能够实施SpA氧感测、无创血压监测以及呼气末(X)2监测。也可能在这样的多功能仪器中发现其他功能，例如，有创血压监测和患者体温监测。所述监测器具有多个患者前端，所述前端是用于附着至患者的传感器和电极的输入和输出电路。这种电路包括用于ECG电极、光学氧传感器、压力感测和二氧化碳感测及其他用途的常规感测和放大电路。通过前端A/D转换器12使患者传感器接收到的并由前端电路10处理的信息数字化。通过在仪器的各种模块之间联络数据的通信总线 60将所述数字化信息耦合至该仪器的处理电路。所述仪器包括用于除颤器工作的高压电路16。所述高压电路产生除颤所需的高压脉冲，通过开关逻辑14在适当的时间将该脉冲连接至耦合至患者的除颤器电极。这一电路提供了破坏心室纤颤以及使心脏回复正常节律所需的高压电击。可以由监测器中的处理器 40自动计算所传输的用于除颤的电击电平和波形，或者也可以由有经验的医疗技术人员或医生人工设置。由功率操纵电路20分配用于仪器内的各模块的功率。功率操纵电路20将分配来自电池22、AC电源M或DC电源沈的功率。当由AC和DC电源对监测器供电时，还将这些外部电源耦合至对电池充电的电路。可以通过通信电路30将所述仪器获得的信息发送给其他仪器或位置。其可能包括网络连接、RS232连接或无线连接(例如蓝牙、WiFi或红外等)。利用小键盘和控制32操作和调整所述仪器。在构造的实施例中，所述小键盘是一种能够克服环境条件而提供完整性的膜式小键盘。还可以提供诸如开启/关闭开关、针对除颤的功率电平和电击输送控制、打印机以及其他功能的控制。使监测器在中央处理单元(CPU)40的控制下工作。CPU运行存储在只读存储器 (ROM)38内的软件。还为特征设置的控制以及诸如波形信息的新的或特殊能力提供闪存 ROM。为诸如心室纤颤的患者事件期间生成的信息的存储提供可移除存储器36。除颤前后的诸如心脏波形的患者信息也存储在所述可移除存储器36上，所述可移除存储器36可以被移除，并教给下一个护理提供者，以供查看、记录保持和后续诊断。所述可移除存储器36 还会记录来自护理提供者对传声器48讲的话的语音信息。采用蜂鸣器34驱动固态声源，以产生短的“啁啾”声。这些声音指示该仪器的固有自检检测到了低电池电量，或者对患者而言的关键部件或电路群发生了故障。在该仪器的正面还具有专用显示器，其显示大的、闪烁的红色X，以指示低电池电量，或者显示大的固
6定的红色X，以指出电路故障。通过软件产生音调46，之后采用其驱动扬声器42。在某些监测功能中采用这一功能，例如，响应于每一心脏周期的短音调。在患者的至关重要的测量结果超出了所选定的报警极限时，采用音调的组合发出可听到的提示和警报。也可以按照规定的速率产生音调，从而在输送CPR按压时对护理提供者进行引导。扬声器42能够再现预先记录的语音指令以及所存储的由语音输出电路44再现的其他信息。图加图示了具有由根据本发明构造的除颤器产生的类型的双相波形70。所述双相波形具有一种极性的第一相72和相反极性的第二相74。可以通过具有一个或两个电容器的除颤器输送双相波形。在两个电容的除颤器的情况下，可以在第一相72开始时对一个电容器充电使之达到最大电压Vtl，在第二相开始时对另一个电容器充电使之达到最大电压 V20可以将两个电容器取向为相对于高压输送电路的不同极性，从而产生相反的相位脉冲。 在第一相期间，第一电容器耦合至高压输送电路，并通过除颤器电极释放其电流。在希望结束第一相时，将第一电容器从所述输送电路切换出，并将第二电容器切换到所述电路内。由于以和第一电容器的极性相反的极性将第二电容器切换进来，因而第二电容器的放电将在第二相中产生与第一相的相反的脉冲极性。在采用两个电容器时，可以对每一电容器充电使之达到独立于另一个电容器的预期电压电平。在实际装置中，很少实施两个电容器的布置。这样的布置具有尺寸大成本高的缺点。因而，外部除颤器一般采用单个电容器来降低成本和尺寸。在采用单个电容器输送双相波形时，采用H桥切换波形。在所述波形的第一相期间，H桥将电容器的两个端子连接至电极。在第一相结束时，断开该连接，并切换所述电容器的端子，使之按照相反极性连接至所述电极。由于这时经常对高强度电流进行切换，因而在两个相之间往往存在暂停，如图加中的时间间隔G所示。由于正在使用的只有一个电容器，因而在切换电容器的连接时，第一相结束时电容器上的电压是第二相开始时的起始电压。在图加中，其将意味着V2 = -V10图加图示了对功效而言非常重要的其他波形参数。一个是相对相持续时间，即第一相的持续时间E与第二相的持续时间F的关系。经常使用的目标持续时间关系是60%对 40 %。也就是说，希望在总的波形持续时间当中，第一相的出现占时间的60 %，第二相的出现占时间的40%。总波形持续时间(E+G+F)也很重要。希望波形持续时间长到足以为患者除颤，但是还希望该波形持续时间短一些，以避免对患者造成电损伤。换言之，希望仅在实施除颤所需的时间内对患者电击；应当避免不能提高除颤有效性的延长能量传输。一般采用总持续时间处于5毫秒到20毫秒的范围内的双相波形。另一项重要的波形参数是所谓的波形“倾斜”。所述倾斜是能量输送的指示标志， 其被表述为波形的起始电压和终止电压的百分比。用于计算波形倾斜的方程为
倾斜=1-〔%>其中V。是图加中的波形的初始电压(波形幅度A)，V3是图加中的终止电压(波形幅度D)。也可以单独计算波形的每一相的倾斜。图加图示了所谓的低倾斜波形。在向具有高胸部阻抗的患者输送脉冲波形时往往遇到低倾斜波形。就根据欧姆定律相关联的电压、电流和患者阻抗而言，既定起始脉冲电压Vtl下高患者阻抗将导致相对低的电流流量，电压在脉冲持续时间内产生的下降也将相对较低。图加图示了相对小的电压降，即在波形70的第一相72上，从Vtl降至V1，在第二相 74上从V2降至V30图2b图示了低阻抗患者通常会遇到的高倾斜波形。就低患者阻抗而言，既定电压下的电流更高，并且波形输送期间的电压降大于图加的低倾斜波形的电压降。所述波形的第一相72从相同的起始电压Vtl下降至比图加的低倾斜波形的情况更低V1 (波形幅度B)。 类似地，在第二相74期间，存在从V2 (波形幅度C)到终止电压V3的更大的下降。对所述倾斜特征的推论是，高倾斜波形下降至既定终止电压所需的时间比低倾斜波形下降至相同终止电压所用的时间短。这意味着低倾斜波形可能持续可观的、可能过多的时间量才能达到相同的终止电压。由于一般认为除颤是在电流输送最强的第一相的最开始的几毫秒内发生的，可能仅仅是在平均电流最高的最初的7毫秒内发生的，因而这意味着延长的低倾斜波形的相当一部分时间几乎没有治疗效能，因而是不必要的。一种针对这种状况的现有技术解决方案是截取波形70的第二相74，如图3所示。第一相72起始于其初始电压电平Vtl，并延续某一预编程的或者根据阻抗定制的持续时间E，或者延续到达到预定电压V1为止。第二相74开始于如前所述的初始电压V2，但是却提前终止了，或者在经过了时间F'后就被截断了。可以单独针对第二相设置第二相持续时间F'，或者可以考虑保持最大的总波形持续时间(E+F')设定第二相持续时间F'。例如，当F'等于E，相对相持续时间为50 50时可以截断波形的第二相74。第二相截取的问题在于，其终止所输送的脉冲时，在波形的终端仍然存在可观的电压施加在心肌层上。在图3中，最终的电压V3大于如果允许第二相进一步缩短将会出现的终止电压。这一可观的终止电压可能对治疗的有效性存在不利的影响。理想地，希望除颤波形的终止电压为零，从而在脉冲输送之后不会在心肌细胞上留下残留电荷，所述残留电荷可能对心脏电搏动的身体自主重启带来有害的作用。一个注释者曾经将去除这种残留电荷称为“打嗝”。参考美国专利No. 5991658 (Brewer等)。以尽可能小的电压终止除颤波形的另一个好处在于，由此能够使针对第二相的最佳剂量的计算对特定患者应用所独具的细胞响应特征的不确定性的敏感度降至最低。在接近零的电压上终止除颤波形的第三个好处是避免了“激励阻断”现象，即，通过由大的电压变化引起的电流产生的对电击后心律不齐的刺激。实现这一目标的一种方式是使双相脉冲的各相彻底衰减至零伏，如美国专利 No. 6539255 (Brewer等)所示。可以从图如到如理解为什么希望这样做，图如到4c图示了双相波形80，在该波形上绘出了心肌细胞响应特征90。如前所述，心肌细胞响应可能会因患者不同而发生变化，甚至不是同一天都会发生变化，对于救护时的既定患者而言，心肌细胞响应一般是未知的。图如示出了在理想状况下心肌细胞响应将怎样变化。可以通过细胞膜时间常数ε工表征心肌细胞响应特征的变化，其中，所述时间常数的标称值为3. 5毫秒。就图如而言，这一时间常数使得心肌细胞响应特征90在双相波形80的第一相82期间上升直至其在第一相结束时达到峰值。在脉冲波形切换至第二相84时，如所述响应特征的后面部分94所示，心肌细胞响应特征下降。在这种情况下，响应特征将在第二相84结束时刚好降至其最初的起始水平。其表示当脉冲80结束时在心肌层的细胞膜上不存在残留电荷。
图4b图示了一种情况，其中，心肌细胞响应特征90具有较小的时间常数ε τ，其使得所述响应特征在双相脉冲80的第一相82终止之前就达到了其峰值。其后，所述响应特征随着波形倾斜的下降而下降，这种反应被认为几乎对除颤不起作用。在双相脉冲的第二相 84期间，所述响应特征继续其更为急剧的变化，即下降至其起始水平之下，并追随第二相的倾斜的降低直至所述脉冲的第二相84终止为止。可以看出，在其终止时，响应特征低于其起始水平，这表明在心肌细胞膜上仍然存在一些残留电荷。这种状况是一种可能发生在低阻抗患者身上的情况。图如图示了一种高阻抗患者状况，其中，心肌细胞响应特征90上升得非常缓慢， 如双相波形80的第一相82中的92所示。在第一相82结束时，所述响应特征仍然上升。在施加所述脉冲的第二相84时，所述响应特征开始逐渐降低，在第二相结束时其未完全达到其最初的起始水平。其再次表示在心肌层的细胞膜上存在残留电荷。根据本发明原理，图5示出了一种处理这些状况的除颤器电路100。在这一电路中，将用于双相脉冲输送的能量存储在单个电容器102上。在准备脉冲输送时，将功率操纵电路20的电池或电源耦合至高压电路16。开关Sel和、闭合，高压电路16对电容器102 充电使之达到诸如2000伏的高压电平％。在将电容器102满充到预期电平后，开关Sel和 Sc2断开。之后切换包括开关S1A2J3*、的H桥电路，从而通过电极104和106向患者P 输送双相脉冲。在双相脉冲的第一相期间，开关S1和&闭合，将电容器耦合至患者电极，这时电流沿一个方向流经患者，例如，从胸部电极104到胸部电极106。一个小的电阻器110， 例如，10的电阻器对峰值电流加以限制，以避免对低阻抗患者造成损伤。在第一相的末尾， 开关S1和&断开，从而终止了双相脉冲的第一相，开关&和、闭合，从而向患者P输送所述脉冲的第二相。这些开关的闭合使得电流从电容器102沿与第一相中相反的方向流动， 在这一例子中是从胸部电极106到胸部电极104。也可以采用一个小的电阻器112，例如， 也是10的电阻器与第二相电流路径串联。根据本发明原理，在第二相脉冲的一定持续时间内，开关S1还是闭合的。在优选实施例中，通过开关的脉宽调制控制使开关S1在第二相期间在闭合和断开之间切换。当开关S1在第二相中闭合时，开关S1的闭合使得电容器102的一些电流通过由开关S1和、形成的路径绕过患者P。因此，电容器102的电压将下降得比在第二相期间不采用开关S1时表现出的下降速度更加迅速。所产生的对双相波形的影响如图6所示，可以看出该影响是双相脉冲的第二相86的迅速下降(更高的倾斜)。通过控制开关S1的闭合，可以使双相脉冲的第二相86在双相波形终止时接近参考电势，而且其用的时间比在第二相中不采用开关S1的情况所用的时间短。通过这一操作使双相脉冲结束时的终止电压V3接近零。可以在电击输送之前采用小信号传输实施对患者阻抗的测量，如Kerber等的文献中所述，或者可以通过在实际输送高压脉冲期间测量所输送的电流或电压来实施对患者阻抗的测量，如前述i^ain等、Cameron等和Gliner等的美国专利中所述，可以采用对患者阻抗的测量控制所输送的电击波形的参数，例如，能量、电容器充电电压和波形持续时间， 如这些专利和美国专利No. 5352239 (Pless)中所示。双相脉冲的第二相的这种可控的下降或倾斜的作用在于可以使脉冲波形在接近其参考电势处终止。在图6中通过绘制于双相脉冲波形上的三个心肌细胞响应特征对此给出了说明。在双相脉冲的发生与如心肌细胞响应特征120所示的细胞响应紧密匹配的情况下，所述响应特征一直上升到接近双相脉冲的第一相82的终止拐角处，之后如响应特征的部分123所示在第二相86中下降，直到所述特征在接近最终的电压电平V3处终止为止。对于低阻抗患者而言，如响应特征130所示，所述响应特征在第一相82期间还是如曲线131 所示快速上升，在双相脉冲的第二相86期间还是下降，进而在接近最终的电压电平V3处终止。对于高阻抗患者而言，响应特征140的初始部分141在第一相82期间上升，之后下降直至接近最终的电压电平V3处。可以将图6的所有心肌细胞响应特征的末端点之间的差异看作是非常微小的，其与图4a4c的情况不同，这表明在所有的情况下细胞膜上都几乎不存在残留电荷。不管患者阻抗如何，波形电压终止时都接近零。尽管没有任何先验的心肌细胞响应特征信息，但是所述除颤器仍然完成了这一目标。 在优选实施例中，如前所述，通过在双相脉冲的第二相的输送期间使开关S1在断开和闭合状态之间切换使所述双相脉冲的第二相的倾斜以可控方式增大或者对其进行调整。可以在监测电容器102的电压的同时执行这一脉宽调制控制。可以采用其他开关控制技术，例如，在具有预定持续时间的单个间隔内使开关S1闭合。在优选实施例中，将200微法的电容器用作电容器102。可以采用单电容器除颤器或者多电容器除颤器实现本发明，在所述多电容器除颤器中，在所输送的波形的两个相期间采用不同的电容器或电容器组合。 在优选实施例中，对第二相倾斜加以控制，从而保持大约95%的总体波形倾斜。在第二相期间增大倾斜还有以降低的波形持续时间范围实现有效治疗的有利效果，一个优选实施例是对于整个患者阻抗群体而言均在6. 5毫秒到12毫秒的时间范围内产生双相脉冲波形，这是相对于最长为20毫秒的常规脉冲持续时间的显著缩短。
权利要求
1.一种输送双相除颤脉冲的外部除颤器，包括高压电路；电容器，其耦合至所述高压电路，通过所述高压电路对所述电容器充电以输送除颤脉冲；一对患者电极；以及多个开关，其耦合于所述电容器和所述患者电极之间，并用于将双相除颤脉冲波形的第一相和第二相耦合至所述患者电极，其中，能够以可控的方式调整所述波形的第二相的倾斜。
2.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中，所述多个开关包括H桥，所述H桥的一个开关闭合的构造用于输送双相波形的一个相，另一个开关闭合的构造用于输送所述双相波形的相反的相。
3.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中，所述电容器包括用于输送所述双相波形的两个相的单电容。
4.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中，所述电容器还包括用于输送双相波形的所述第一相的第一电容器和用于输送所述双相波形的所述第二相的第二电容器。
5.根据权利要求1所述的外部除颤器，还包括可控电流路径，该可控电流路径使得电流在所述双相波形的所述第二相期间以可控的方式绕过所述患者电极。
6.根据权利要求5所述的外部除颤器，其中，所述多个开关包括H桥，并且其中，所述可控电流路径包括所述H桥的开关。
7.根据权利要求6所述的外部除颤器，其中，所述H桥还包括第一和第二开关，所述第一和第二开关闭合以实现所述双相波形的所述第一相期间的脉冲输送，所述H桥还包括第三和第四开关，所述第三和第四开关闭合以实现所述双相波形的所述第二相期间的脉冲输送，其中，所述可控电流路径包括所述第一和第二开关之一。
8.根据权利要求7所述的外部除颤器，还包括当所述第一和第二开关闭合时与所述第一和第二开关串联耦合的第一电阻器以及当所述第三和第四开关闭合时与所述第三和第四开关串联耦合的第二电阻器。
9.根据权利要求5所述的外部除颤器，其中，在所述双相波形的所述第二相期间通过脉宽调制控制信号控制所述可控电流路径。
10.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中，所述双相除颤脉冲波形呈现第一相，在所述第一相期间，脉冲电压从参考电势增大至电压峰值Vtl，并在所述波形的所述第一相期间从Vtl下降；以及第二相，其开始于初始电压\，并在所述波形的所述第二相期间从V2下降至处于所述参考电势或与之接近的电平。
11.根据权利要求10所述的外部除颤器，其中，电压Vtl和V2相对于所述参考电势具有相反方向。
12.根据权利要求1所述的外部除颤器，还包括适于测量患者阻抗的电路，其中，根据患者阻抗的测量设置所述双相除颤脉冲波形的参数。
13.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中，通过控制所述波形的第二相的倾斜使所述双相波形的总体倾斜保持在大约95%。
14.根据权利要求13所述的外部除颤器，其中，通过增大所述波形的第二相的倾斜使所述双相波形的总体倾斜保持在大约95%。
15.一种用于输送双相波形的方法，包括 将电容器充电使之达到高压电平；将所述电容器按照第一构造耦合至患者电极，以输送双相波形的第一相； 将所述电容器按照第二构造耦合至患者电极，以输送所述双相波形的第二相；以及控制在所述双相波形的第二相中不与患者电极串联的电流路径，以控制所述双相波形的第二相的倾斜。
全文摘要
一种除颤器产生双相除颤脉冲波形，所述波形的第二相具有能够调整的倾斜。可以通过有选择地切换在脉冲的第二相的输送期间绕过患者的电流路径而以可控的方式调整所述双相波形的第二相的倾斜。可以通过具有单电容的除颤器输送本发明的双相波形。
文档编号A61N1/39GK102458573SQ201080026767
公开日2012年5月16日 申请日期2010年6月2日 优先权日2009年6月19日
发明者D·亨特, J·拉塞尔 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司