專利名稱：具有在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的自動外部除顫器(aed)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及產(chǎn)生在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的除顫器 系統(tǒng)和方法。
背景技術(shù)：
每年只是在美國由于心搏驟停(SCA)就會導(dǎo)致約350,000人的死亡。在世 界范圍內(nèi)由于SCA的死亡相信至少是美國發(fā)生率的兩倍。如果在SCA發(fā)作的 3-5併中內(nèi)施放有效除顫，就可防止許多這種死亡。
SCA是異常心率、脈搏缺失和沒有呼吸的發(fā)作狀態(tài)，導(dǎo)致意識喪失。如 果在幾分鐘內(nèi)不恢復(fù)正常脈搏，典型會出現(xiàn)死亡。SCA更常見地由于心室纖顫 (VF)而導(dǎo)致，心室纖顫是導(dǎo)致心肌顫動不協(xié)調(diào)的無序心率。心肌收縮協(xié)調(diào)的缺 乏導(dǎo)致大腦和其它器官的血流供血不足。如果不終止這種無序心率，使心臟恢 復(fù)其自己的正常節(jié)率，就會通常導(dǎo)致死亡。除顫器通過產(chǎn)生快速、高電流電脈 沖來完成這項工作，該電脈沖施加到病人時，立刻使心臟停止，允許心臟的電 化學(xué)系統(tǒng)恢復(fù)。
快速除顫是恢復(fù)正常心率并防止SCA后由于心室纖顫導(dǎo)致的死亡的唯一 有效手段。對于在SCA發(fā)作后經(jīng)過的每一併中，死亡率通常增加10%。如果 心臟在l-2分鐘內(nèi)得到除顫，生存率可以高達(dá)90%或更高。若延遲約7-10分鐘， 則生存率下降到10%以下。因此，VF的唯一有效解決方案是盡早的除顫。
自動外部除顫^(AED)可提供早期除顫手段，但它們必須《)易于使用從 而可以由大范圍的第一回應(yīng)者操縱它們；(ii)它們必須是便攜式的從而獸的多易 于攜帶到SCA患者身旁；并且(Hi)易于維護(hù)以確保高可靠性。此外，AED必須 是令人買得起的，從而它們能夠廣泛SA使用并當(dāng)出現(xiàn)SCA事件時容易獲得。 AED需要便攜式能源，從而設(shè)備育^l多快速投入使用以及時治療SCA患者。 通常，患者可能位于遠(yuǎn)處或難于到達(dá)的位置，這使得體積緊湊的便攜式AED 對于警察、醫(yī)療急救服務(wù)部門(EMS)、搜救隊和其它搶救或急救服務(wù)部門是最 有用的。
AED必須基于病人的特定胸廓阻抗調(diào)整施加到病人的治療電擊參數(shù)(例 如，電壓和/或電流)。胸廓阻抗通常隨病人的不同而變化，因此，除顫器必須 在除顫前采用感測脈沖測量病人的胸廓阻抗，然后在向病人釋放電擊之前調(diào)整 除顫電壓，或者在除顫期間測量病人的胸廓阻抗，然后試圖在向病人釋放電擊 期間調(diào)整治療波形。
一些現(xiàn)有技術(shù)的除顫器在除顫之前首先測量病人的胸廓阻抗，然后在向病 人釋放治療波形(即，育旨夠?qū)Σ∪诉M(jìn)行除顫的電擊)之前，基于所測得的胸廓阻 抗使除顫器的電容器充電至預(yù)定電壓。然而，這種方法導(dǎo)致AED的尺寸和復(fù) 雜性都增加了。其它的現(xiàn)有技術(shù)的除顫器在波形的治療部分期間或在積分成治 療波形的預(yù)脈沖期間，基于病人特定參數(shù)調(diào)整波形。如本領(lǐng)域所公知的，許多 除顫器還試圖控制波形的"斜度"(即，電容器放電的速度)。這種技術(shù)的缺點 是，斜度控制必須在波形的治療部分期間完成，這增加了波形控制器的復(fù)雜性。
較早的現(xiàn)有技術(shù)除顫器采用預(yù)設(shè)電壓而且不控制或限制病人的峰值電流。 該技術(shù)對低阻抗病人可以生成高峰值電流，這可能導(dǎo)致心肌損傷。
因此，需要一種產(chǎn)生在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的新穎 的、改進(jìn)的除顫器系統(tǒng)和方法。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明是一種產(chǎn)生在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的除顫器系 統(tǒng)和方法。
更具體地，該感測脈沖3電立于治療波形且用于確定病人的胸廓阻抗。該感 測脈沖在施加治療波形之前采用大的信號電流電平來準(zhǔn)確測量病人的胸廓阻 抗。該感測脈沖持續(xù)時間短，與治療波形具有足夠的時間間隔，從而不會對治 療波形做出貢獻(xiàn)，并且所包含的能量不足以使其自身對病人進(jìn)行除顫。
根據(jù)本發(fā)明的一個方面，AED具有控制器系統(tǒng)，該控制器系統(tǒng)包括微處 理器、存儲器、模數(shù)轉(zhuǎn)換教ADC)和控制AED的功能的其它電路。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，AED的控制器系統(tǒng)包含閃存、RAM和EEPROM
存儲器。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，AED包含電池組、高壓電容器、為電容器充電 的電路和釋方頓相波形和離散感測脈沖的電路。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，AED包含一組從除顫器直接施加至lj病人上的墊 片(即，電購。這些墊片包括附著到病人皮膚上并對病人胸部提供良好電連接 性的導(dǎo)電7]CMK。除顫器在電極處產(chǎn)生電壓電勢，其引起流過病人胸部的電流。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器包括LCD顯示器、語音播放電路、音頻 放大器和在進(jìn)行搶救期間弓l導(dǎo)i頓者的揚聲器。預(yù)先確定的講稿進(jìn)行音頻和/或 視頻播放，并向用戶發(fā)出AED使用步驟的指令和提供病人護(hù)理。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，控制器系統(tǒng)包含感測流過病人的電流的電路。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，控制器系統(tǒng)包含感測施加于病人的電壓的電路。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器系統(tǒng)具有電流過載保護(hù)電路系統(tǒng)，該電路 限制向病人釋放的峰值電流并且保護(hù)除顫器的高壓電路。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器具有用于記錄自觀賦信息和結(jié)果以及記錄 關(guān)于設(shè)備在搶救期間的信息的可移動閃存卡。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器在閃存卡上存儲病人的心電圖數(shù)據(jù)以供事 后回顧心律。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器具有音頻記錄電路系統(tǒng)并將搶救的音頻數(shù) 據(jù)存儲在閃存卡上，其可回放以供事后回顧。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器控制器在閃存卡上存儲關(guān)于治療波形的信 息。 '
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器具有響應(yīng)信號輸入使設(shè)備打開或關(guān)閉的電 源控制電路系統(tǒng)。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器具有帶中斷的實時時鐘，該中斷4吏電源控 制電路系統(tǒng)能夠打開設(shè)備。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器包含系統(tǒng)監(jiān)視電路，該系統(tǒng)監(jiān)視電路在微 處理器崩潰事件發(fā)生時使控制器系統(tǒng)復(fù)位。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，除顫器包含控制除顫器的按鈕。
根據(jù)本發(fā)明的另一方面，AED進(jìn)行自測試以確保正常的功能和設(shè)備備用 性。采用狀態(tài)指示器通知用戶設(shè)備的備用性。該狀態(tài)指示器基于所進(jìn)行的自測 試的結(jié)果，是聽覺和/或視覺的。
在本發(fā)明的一種形式中，提供一種有選擇地向病人釋放治療雙相波形的除
顫器，該除顫器包括
用于向病人施加離散感測脈沖并測量返回信號以在釋放治療雙相波形之前 確定病人特定參數(shù)的裝置；和
向病人施加治療雙相波形的裝置，其中在向病人釋放治療雙相波形之前根 據(jù)所觀幌的病人特定參數(shù)調(diào)整治療雙相波形。
在本發(fā)明的另一種形式中，提供一種有選擇地向病人釋放治療雙相波形的 方法，該方法包括
向病人施加離散感測脈沖并測量返回信號以在釋放治療雙相波形之前確定 病人特定參數(shù)；和
向病人施加治療雙相波形，其中在向病人釋放治療雙相波形之前根據(jù)所 測得的病人特定參數(shù)調(diào)整治療雙相波形。


通過下面與附圖一起考慮的本發(fā)明優(yōu)選實施例的詳細(xì)描述，本發(fā)明的這 些和其它目的和特點將得到全面的公開或清楚再現(xiàn)，附圖中相同的標(biāo)號表示相 同的部分，且其中
圖1是除顫器和附著到病人身上的電極的示意圖2是除顫器部件的框圖3A和圖3B是來自示波器的屏幕顯示，其表示360焦耳除顫器波形的 兩種不同構(gòu)型；
圖4是在阻抗范圍內(nèi)的除顫器感測脈沖電流的圖形；
圖5是示出電容器堆疊和用于200J治療波形的治療波形參數(shù)的實例的表
格；
圖6是示出電容器堆疊和用于360J治療波形的治療波形參數(shù)的實例的表格。
具體實施例方式
本發(fā)明是產(chǎn)生在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的系統(tǒng)和方法。
如圖1所示，病人通過一對直接附著到病人胸部的皮膚上的電極連接到
AED。除顫器利用電極向病人提供除顫電擊，此時脈沖電流流過病人的心臟。 AED還利用電極首先從病人感測ECG信號，從而確定病人心臟的狀教即，是 否可電擊)。電極包含導(dǎo)電7]0 ，期每墊片固定到病人皮膚上 供良好的導(dǎo) 電性。電極的終端連接一連接器，其通常在墊片己施加到病人身上之后連接到 除顫器。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，電極被密封在位于AED單元的蓋內(nèi)的托盤中。
電極在使用后被丟棄并且更換托盤。
現(xiàn)在參見圖2，其示出AED部件的框圖。AED包含控制器系統(tǒng)，該系統(tǒng) 包括但不限于微處理戮微控制器)、可編程邏輯設(shè)，LD)、存儲器和模數(shù)轉(zhuǎn)換 教ADC)。在本發(fā)明的一個j趟實施例中，微處理m行命令以(i)采樣數(shù)據(jù)； (u)將類娥存儲到存儲器;禾口(iii)處理薩。在雌實施例中，可編程邏輯設(shè)靴LD) 控制到模數(shù)轉(zhuǎn)換飄ADC)的接口并將采樣 存儲至體地存儲器緩沖器。然后， 可編程邏輯設(shè)^(PLD)iM連接在微處理器和PLD之間的數(shù)據(jù)總線中斷微處理 器以對包含在緩沖器中的i^進(jìn)行采樣。微處理器還可直接連接至模數(shù)轉(zhuǎn)換器 (ADC)并利用內(nèi)部定時或中斷用于采樣數(shù)據(jù)。此外，微處理器可以是微控制器 并在一個單個芯片上具有存儲器、模數(shù)轉(zhuǎn)換戮ADC)和其它外圍設(shè)備。
模數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)連接至用于測量病人心電圖(ECG)、病人胸廓阻抗、AED 溫度、AED電容器充電電路、流過病人的電流、施加到病人的電壓的電路， 以及其它模擬電路。
AED還包含用于生成除顫電擊的常規(guī)電部件，包括但不限于電池組、電 容器充電電路、高壓電容器和H-橋電路。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，PLD控制(i)充電電斷ii)使電容器充電至目 標(biāo)電壓電平；(iii)充電更新；和(iv)滯后。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，除顫器采用電容器堆疊電路技術(shù)，基于先前 確定的病人胸廓阻抗來控制由AED向病人釋放的電壓電平(并由此控制電 流)。
在本發(fā)明的另一優(yōu)選實施例中，PLD控制波形釋放系統(tǒng)，該波形釋放系
統(tǒng)包括但不限于H橋電路和電容器堆疊電路。
在本發(fā)明優(yōu)選實施例中，除顫器包含可移動閃存卡。除顫器利用閃存卡
存儲有關(guān)數(shù)據(jù)。這些數(shù)據(jù)的實例包括但不限于病人ECG數(shù)據(jù)，病人胸廓阻抗，
除顫器自觀賦結(jié)果，環(huán)境數(shù)據(jù)，設(shè)備使用數(shù)據(jù)，診斷信息，治療波形數(shù)據(jù)和其 它相關(guān)設(shè)備 。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，閃存卡是多媒體卡。在其它的優(yōu)選實施例中， 閃存卡可以是小型閃存、同步數(shù)字或類似閃存卡類型。
除顫器還可包含LCD屏幕、語音合成器和用于在設(shè)備4柳期間指導(dǎo)搶救 者的揚聲器。語音合成器和揚聲器還能夠產(chǎn)生音調(diào)。這些部件還可用于狀態(tài)指 示器系統(tǒng)。LCD屏幕和音調(diào)用于通知用戶自觀賦結(jié)果、所采取的潛在用戶4養(yǎng)力 和關(guān)鍵性自觀賦失敗時的錯誤代碼。潛在用戶行動的實例是在試圖對病人進(jìn)行 除顫之前更換沒電的電池。用戶行動的另一個實例是在將設(shè)備咴復(fù)成使用之前 更換過期墊片。
除顫器還包含多個用戶控制按鈕。這些按鈕包括但不限于電源按鈕、電 擊按鈕和一個或多個專用按鈕。本發(fā)明的優(yōu)選實施例包括手動控制除顫器的按鈕。
除顫器還包含用于記錄搶救者的聲音和其他聲音事件的音頻記錄電路。 音頻記錄電路包含小型麥克風(fēng)和用于壓縮和緩沖音頻數(shù)據(jù)的數(shù)字記錄集成電路 (IC)?？刂破飨到y(tǒng)從記錄IC的緩沖器中讀取數(shù)據(jù)并將該數(shù)據(jù)存儲到可移動閃存卡上。
傳統(tǒng)除顫器在波形的治療部分或在積分成治療波形的預(yù)脈沖(即對治療波 形做出貢獻(xiàn)的預(yù)脈沖)期間，基于病人特定參數(shù)來調(diào)整治療波形。許多除顫器還 另外在釋放治療波形期間試圖控制波形的"斜度"(即電容器放電的速率)。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，感測脈沖獨立于治療波釈即，感測脈沖不對 治療波形做出貢獻(xiàn))。在感測脈沖期間測量取決于病人的參數(shù)，并且在釋放治療 波形之前做出關(guān)于治療波形的決定。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，感測脈沖用于確定病人的胸廓阻抗。該感測 脈沖在施加治療波形之前采用大信號電流電平來準(zhǔn)確確定該參數(shù)。感測脈沖持 續(xù)時間短，與治療波形具有足夠的時間間隔，從而不會對治療波形做出貢獻(xiàn)， 并且其自身不包含足夠?qū)Σ∪诉M(jìn)行除顫的能量。圖3A和3B是根據(jù)本發(fā)明所
生成的感測脈沖和治療波形的圖解。感觀鵬沖未使高壓電容器充分放電，從而 使電容器處于基本上滿充電狀態(tài)。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，感測脈沖的持續(xù)時間為一毫秒。然而，感測 脈沖的持續(xù)時間可以更短。如本領(lǐng)域技術(shù)人員所意識到的，感測脈沖持續(xù)時間 僅需要足以使控制器對流過病人的電流進(jìn)行采用禾口/或一旦處于穩(wěn)定狀態(tài)的電壓 進(jìn)行采樣的長度即可。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，控制器采用對感測脈沖的返回i言號的單采樣 來確定病人阻抗以及由此的合適的治療波形參數(shù)。在本發(fā)明的另一實施例中， 控制器采用感測脈沖的返回信號的幾個采樣來產(chǎn)生平均結(jié)果，然后該平均結(jié)果 用于確定病人阻抗以及由此的合適的治療波形參數(shù)。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，感測脈沖遠(yuǎn)離治療波形至少一毫秒。在本發(fā) 明的另一方面，感測脈沖可以離治療波形更遠(yuǎn)。此外，在本發(fā)明的其它方面， 感測脈沖可以在一定程度上靠近治療波形。將會意識到，感觀鵬沖的電壓和感 測脈沖的持續(xù)時間一起確定使感測脈沖與治療波形之間的時間間隔，該時間間 隔是區(qū)分開感觀鵬沖和治療波形所需要的。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，除顫器可以可選擇地不釋放治療波形。如本 領(lǐng)域技術(shù)人員可意識到的，由于感測脈沖的結(jié)果，控制器可以不向病人施行治 療，因為(i)感測脈沖電流太高，其可能指示過電流(墊片短路)狀態(tài)；或(u)感 測脈沖電流太低，其可能指示可能由于墊片從病人身上脫落而導(dǎo)致的開路。
感測脈沖電流在圖4的圖形中示出。該電流是在除顫器的病人阻抗范圍 內(nèi)繪制的。如本領(lǐng)域所公知的，典型的病人阻抗范圍為60至100歐姆。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，除顫器采用可堆疊在一起的六個高壓電容器。 病人的阻抗越高，堆疊的電容器越多。如本領(lǐng)域所公知的，除顫器采用開關(guān)來 設(shè)置電容器的串聯(lián)和/或并聯(lián)，從而獲得所需要的"點火"配置。
除顫器可采用一個或多個堆疊的電容器以釋放治療脈沖。在本發(fā)明的優(yōu) 選實施例中，除顫器采用二個堆疊的電容器來釋放感測脈沖。
除顫器采用一個或更多堆疊的電容器來釋放治療脈沖。此外，除顫器可 采用布置成多個串與堆疊)和并聯(lián)結(jié)構(gòu)的小電容器陣列來釋放治療脈沖。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，除顫器采用二到六個堆疊的電容器來釋放治 療脈沖。將會意識到，電容器被串聯(lián)和/或并聯(lián)布置以便基于從感測脈沖接收到
的關(guān)于病人阻抗的信息，獲得在治療脈沖期間采用的正確的除顫器電壓量。
感測脈沖用于確定范圍從1焦耳至360焦耳的變化的能量治療波形的參
數(shù)。在本發(fā)明的4繼實施例中，除顫鵬制器采用感觀鵬沖的讀數(shù)來確定200J(焦
，治療波形的參數(shù)。在本發(fā)明的另一 實施例中，除顫器控制器采用感測脈
沖來確定360 J(焦萄治療波形的參數(shù)。
在本發(fā)明的一個優(yōu)選形式中，除顫器控制器基于感測脈沖的讀數(shù)來調(diào)整 治療波形的時序。
在本發(fā)明的一個優(yōu)選形式中，除顫器控制器使用感測脈沖的結(jié)果來確定 治療波形的正向相位的變化時間。如本領(lǐng)域所公知的，對于較高阻抗病人，延 長正向相位的持續(xù)時間通常是有利的。
在本發(fā)明的{繼實施例中，除顫器控制器對從20至63歐姆的阻抗采用 7.5mS時間的正向相位的治療波形，對于從64至200歐姆的阻抗采用8.5mS。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，除顫器控制器采用固定時間的反向相位的治 療波形。
在本發(fā)明的優(yōu)選實施例中，除顫器控制器采用4.5mS固定時間的反向相 位的治療波形。
圖5中示出200J治療波形參數(shù)的實例。在該實例中，每個電^器被充電 至278V。應(yīng)當(dāng)注意，峰值電流限制在病人阻抗的滿量程范圍內(nèi)。
圖6中示出360J治療波形參數(shù)的實例。在該實例中，每個電容器被充電 至330V。峰值電流在該實例中也受到限制。返回參見圖3A，其示出在60歐 姆的病人阻抗處的360J治療波形。在該實例中可以看出，感測脈沖由兩個堆 疊的電容器生成，而治療波形由六個堆疊的電容器生成。圖3B示出采用五個 堆疊的電容器生成的360J治療波形。
優(yōu)選實施例的變型
應(yīng)當(dāng)理解，在仍保持在本發(fā)明的原理和范圍內(nèi)的情況下，本領(lǐng)域技術(shù)人 員可對在此描述和示出以解釋本發(fā)明本質(zhì)的細(xì)節(jié)、材料、步驟和部件布置進(jìn)行 另外的改變。
權(quán)利要求
1、一種有選擇地向病人釋放治療雙相波形的除顫器，該除顫器包括用于向病人施加離散感測脈沖并且測量返回信號以在釋放治療雙相波形之前確定病人特定參數(shù)的裝置；和向病人施加治療雙相波形的裝置，其中在向病人釋放治療雙相波形之前根據(jù)所測得的病人特定參數(shù)調(diào)整該治療雙相波形。
2、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的除顫器，其中所測得的病人特定參數(shù)是病人胸廓阻抗。
3、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的除顫器，其中根據(jù)所測得的病人特定參數(shù)調(diào)整 治療雙相波形的電壓。
4、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的除顫器，其中根據(jù)所測得的病人特定參數(shù)調(diào)整 治療雙相波形的時序。
5、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的除顫器，其中根據(jù)所測得的病人特定參數(shù)限制 治療雙相波形的峰值電流。
6、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的除顫器，其中治療雙相波形以在1至360焦耳 之間向病人釋放。
7、 根據(jù)權(quán)利要求1所述的除顫器，其中離散感測脈沖具有在約1微秒至 1毫秒之間的持續(xù)時間。
8、 根據(jù)權(quán)利要求2所述的除顫器，其中對于20至200歐姆的病人阻抗范圍調(diào)整治療雙相波形。
9、 根據(jù)權(quán)利要求2所述的除顫器，其中所測得的病人阻抗被確定為超出 范圍，并且治療雙相波形不被釋放。
10、 根據(jù)權(quán)利要求4所述的除顫器，其中在治療雙相波形的正向相位中調(diào) 整治療雙相脈沖的時序。
11、 一種有選擇地向病人釋放治療雙相波形的方法，該方法包括 向病人施加離散感測脈沖并且觀懂返回信號以在釋放治療雙相波形之前確定病人特定參數(shù)；和向病人施加治療雙相波形，其中在向病人釋放治療雙相波形之前根據(jù)所測 得的病人特定參數(shù)調(diào)整治該療雙相波形。2
12、 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所測得的病人特定參數(shù)是病人胸 廓阻抗。
13、 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中根據(jù)所測得的病人特定參數(shù)調(diào)整治療雙相波形的電壓。
14、 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中根據(jù)所測得的病人特定參數(shù)調(diào)整 治療雙相波形的時序。
15、 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中根據(jù)所觀,的病人特定參數(shù)限制 治療雙相波形的峰值電流。
16、 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中治療雙相波形以在1至360焦耳 之間向病人釋放。
17、 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中離散感測脈沖具有在約1微秒至 1毫秒之間的持續(xù)時間。
18、 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中對于20至200歐姆的病人阻抗范 圍調(diào)整治療雙相波形。
19、 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中所測得的病人阻抗被確定為超出 范圍且不釋放治療雙相波形。
20、 根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中在治療雙相波形的正向相位中調(diào) 整治療雙相脈沖的時序。
全文摘要
一種具有在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的自動外部除顫器(AED)。該感測脈沖用于在釋放治療波形之前確定病人特定參數(shù)(例如，胸廓阻抗)。除顫器在向病人釋放治療波形之前基于病人特定參數(shù)調(diào)整該治療波形。
文檔編號A61N1/39GK101115525SQ200580047116
公開日2008年1月30日 申請日期2005年11月23日 優(yōu)先權(quán)日2004年11月24日
發(fā)明者K·鮑爾斯 申請人:捷通心臟系統(tǒng)公司