用于医院、EMT/EMS和AED级体外除颤和经皮起搏的方法和系统

摘要

一种治疗人或动物患者中的心脏病症的方法和设备，包括使跨越患者胸部区域的皮肤区域与以旋转方式施加低电压和电流以预刺激该区域的至少两个贴片或电极板接触，然后通过至少两个电极垫贴片或板快速演替地施加高压电击通过患者的心脏，其中使用基于放大器的体外除颤心脏复律系统。而且，采用体外起搏系统，使用上升斜坡或任何随意斜坡或水平波形用于经皮起搏，其采用恒定电流递送模式。可治疗的病症包括房颤(AF)、房性心动过速(AT)、室颤(VF)和室性心动过速(VT)。

说明书

相关申请的交叉引用

此专利基于2014年10月10日提交的共同待决、共同受让的美国临时专利申请系列号62/062,331，并要求其申请日的权益，所述申请整体并入本文。

发明领域

本发明涉及人心脏的心房或心室腔的电系统中发生的心脏心律失常或异常心脏节律的电管理。更特别地，本发明涉及通过体外除颤和/或心脏复律治疗室颤、室性心动过速、房颤或房性心动过速。

发明背景

室颤(VF)是心脏停搏和心脏性猝死的原因。VF期间，心室肌以比正常窦性心律期间无序得多(much less organized)的模式收缩，所以心室不能将血泵入动脉和全身循环。VF是西方世界造成许多死亡的突然、致命的心律失常，主要由缺血性心脏病引起。VF是医学急症，每年10,000人中有约2人发生。如果心律失常持续超过几秒，血液循环会停止(由没有脉搏、血压和呼吸印证)，并且会发生死亡。

尽管有很多工作，但是未完全理解VF的基本性质。VF的大多数发作发生在患病心脏中，但是其它发作发生在结构正常的心脏中。还必须进行很多工作以理解VF的机制。

室性心动过速(VT)是源自异位心室区的快速性心律失常，其特征在于通常大于100次/分钟的速率和宽QRS波群(complex)。VT可以是单形的，即源自具有相同QRS波群的单一重复途径，或者是多形的，即按照具有变化的QRS波群的变化途径。非持续性VT定义为持续时间少于30秒的心动过速发作；运行更久认为是持续性VT。

对于建立VT的存在没有绝对的ECG标准。但是，几个因素表明VT，包括以下：大于100次/分钟(通常150-200)的速率，宽QRS波群(>120ms)，存在AV分离以及融合搏动，它们整合入VT复合体。

VT可以发展而没有血流动力学恶化。然而，其常引起严重的血流动力学损害，并且可以快速恶化为VF。因此，这种快速性心律失常也必须迅速解决以避免发病或死亡。

VT定义为在速率大于100次/分钟，连续3次或更多次的心室起源的搏动。没有看似正常的QRS波群。节律通常是规律的，但是偶尔其可以是适度不规律的。心律失常可以是耐受良好的，或者与严重的危及生命的血流动力学损害相关。VT的血流动力学结果主要取决于存在或不存在心肌功能障碍(如可能由局部缺血或梗死所致)以及VT的速率。通常存在AV分离，这表示窦房结以正常方式以等于或慢于心室速率的速率使心房去极化。因此，有时可以在QRS波群之间识别窦P波。它们与QRS波群没有固定关系，除非心房和心室速率恰好相等。通常防止从心房传导至心室，因为AV节或心室传导系统是难以治疗的，这是由于VT引起的心室去极化。在没有明显心脏病的情况下VT是不常见的。

心肌梗死通过形成疤痕组织愈合，这可以导致VT。这可以发生在梗死之后数天、数月或数年。VT还可以由抗心律失常药物(不希望的效果)或者改变的血液化学(如低钾或镁水平)、pH(酸-碱)改变或氧化不足所致。

快速房性心律失常如房颤(AF)和房性心动过速(AT)是异常的心脏节律，其在美国每年折磨约三百万人。电性疾病的最普遍的电表现是激活不规则AF小波的优势。这些不规则AF小波经常在肺静脉(PV)中产生并传导入左心房然后右心房，引起干扰正常窦房和房室(SA/AV)结心脏电通路并产生快速、不规则的心室收缩的混乱和快速激活。这些不规则AF小波可以是AF或心房扑动形式，典型和非典型的，其可以在严重程度和速率方面不同。AF使心室反应不规则和快速，从而其干扰流过心腔的正常血液，可以导致严重的结构性心脏病，并且如果未有效治疗则可以危及生命。虽然AF和AT期间心室收缩的不规则速率可以危害心输出并引起疲劳，但是与AF有关的许多增加的死亡是由于心房中的不良循环所致的血块形成，其栓塞引起中风、肾梗死等。数周或数月持续的AF特别危险。

治疗AF或AT的方法是DC心脏复律电极疗法，将AF/扑动转化为窦性心律。这是优秀的转化工具；但是，除非解决AF的根本原因，否则其很可能会复发。植入式心脏复律除颤器(ICD)已用于AF的转化；但是，因为在递送冲击时患者神志清醒，许多个体发现不可忍受的冲击的不适。

上文描述的所有病症可以通过除颤治疗，包括体外除颤。体外除颤对患者来说往往是痛苦的，无论在自动化体外除颤器(AED)、紧急医疗技术人员/紧急医疗服务(EMT/EMS)或医院设置(hospital setting)中应用。需要对患者较不痛苦的体外除颤。

发明目的

本发明的目的是提供一种新的基于放大器的方法和系统，用于AED、EMT/EMS或医院设置中的体外除颤。

本发明的目的还是提供一种方法和系统，其中预备步骤使患者适合体外除颤。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，其中通过使用预刺激骨骼肌轮转和收缩，在递送高压电击的第二步期间预期没有进一步的肌肉收缩。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，其中预备步骤使患者适合体外除颤，并且除颤是基于放大器的体外除颤和或心脏复律系统。

本发明的另一目的是，基于放大器的体外除颤和或心脏复律系统可以递送随意波形，包括第1相和第2相的上升斜坡、上升指数、水平、曲线或任何其它波形，其可用于除颤和心脏复律的科学。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，其中高压电击采用随着时间增加而增加能量的波形，减少峰值电压和降低胸部阻抗。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，其中在除颤中采用随意波形和较低的变化速率，以及降低的峰值电压。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，其中感觉到的疼痛以及外部电极下患者皮肤上传统的一度、二度和有时的三度烧伤会大大减少。

本发明的另一目的是提供一种心脏复律和除颤的方法和系统，其中如果第一次心脏复律或除颤电击失败，可以选择包含不同双相波形的另一次电击以增强和捕捉难以心脏复律或除颤的离群患者，从而增加需要心脏复律和或除颤的患者的整体抢救率。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，其中可以将第1相和第2相随意波形混合并匹配以确保较高的转化率。

本发明的另一目的是提供一种产生第2相波形的方法和系统，其中电击电压可以相对于零交叉点“硬切换”为负至任何指定的负电压电位。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，使用1-约3毫秒的窄的第2相脉冲宽度以在递送第1相电击之后使心肌超极化。

本发明的另一目的是提供一种方法和系统，可以采用任何随意几何形状的窄的第2相脉冲宽度用于第2相，如上升斜坡、上升指数、水平、曲线或任何其它波形，在递送第1相电击之后使心肌超极化。

从下文的描述和权利要求，本发明的这些和其它目的会变得更清楚。

发明概述

本发明包括两步的基于放大器的电预刺激、体外心脏复律/除颤递送系统以及在医院、EMT/EMS或AED设置中经皮起搏和/或递送上升和或随意起搏波形刺激以帮助重启停搏心脏的能力。体外除颤基本上以两步过程施加于患者。在第一步中，预刺激伺服放大器阵列递送低电压、电流，其在除颤器电极或贴片下施加，以便诱导骨骼肌轮转和收缩，将肌肉群收紧至它们不可以再收缩的点。这种低压电预刺激使电极下的肌肉结构做好准备，刺激它们进入绝对不应期(ARP)，同时降低胸中的阻抗并允许感觉到的疼痛减少。在实际心脏复律和除颤的第二步中，施加高压电击。有利地，基于放大器的体外心脏复律/除颤系统产生高压上升波形电击，其包含用于包括AF、AT、VT和VF的疗法的随着时间增加而增加能量的波形，如随意波形，包括上升斜坡、上升指数、直线/水平和上升曲线指数波形。这些波形增加效率，捕捉不容易转化的离群患者，减少皮肤烧伤/损伤，并且减少感觉到的疼痛。装载整合的经皮递送系统以利用最有效体外起搏心脏的上升或任何随意恒定电流波形刺激并辅助重启停搏心脏。

使用差异性驱动的放大器电路拓扑结构的心脏除颤和或心脏复律波形能量控制系统递送双相随意电击波形，具有随着时间增加而增加和或水平的能量，由第1相上升斜坡、上升指数、上升斩波、上升阶梯、上升曲线、正方形、直线或水平和或可以混合或匹配用于第1相和第2相波形的几何形状的上升或水平波形的任何组合所示。这些波形通过3种电路拓扑模式中的一种或多种的任何选择递送，所述电路拓扑模式是(1)恒定电流，(2)恒定电压，和(3)恒定能量。软件控制的除颤和或心脏复律电击波形控制递送的除颤和/或心脏复律电击以转化心脏心律失常和使心肌除颤。

一种基于放大器的心脏复律/除颤的方法和设备包括使用A-Z类或任何其它类别的放大器电路拓扑结构以处理随意波形，其为正第1相递送随着时间增加而增加的能量且为第2相时期递送负能量，时期范围可以为约500ns-约100ms脉冲、斩波或连续波形，对第1相和第2相使用约0V至约+/-2200VDC的任何电压。

在另一实施方案中，心脏除颤和/或心脏复律波形能量控制系统使用软件控制的除颤和/或心脏复律电击波形，目的在于通过利用放大器电路拓扑结构和软件指令改变上升电击的曲线和/或斜率来管理递送的电击能量，这是为了控制递送的能量而不改变峰值电压或者改变除颤或心脏复律电击的期望脉冲宽度。

在本发明的另一实施方案中，方法和设备产生第2相波形，其中电击电压相对于零交叉点“硬切换”为负至任何指定的负电压电位，并且优选地，使用1-约3毫秒的窄的第2相脉冲宽度以在递送第1相电击之后使心肌超极化。

预刺激降低电极贴片下的胸肌块阻抗。这应当降低贴片电极之间使用的总高压电击能量。如现在进行的，除颤在通过胸到达心脏之前损失许多电压。

使用计算数学作为参考，接受肌肉收缩期间的“变化速率”会通过递送低压上升斜坡预刺激脉冲显著降低，其在非常高压电击之前诱导肌肉轮转和收缩。仅在达到绝对不应期之后递送高压电击。高压电击期间，肌肉应当不再收缩，从而减少或避免现在与除颤或心脏复律的极度疼痛相关的剧烈和快速的肌肉收缩。此外，因为电极贴片或板周围和下面的肌肉块已通过它们的刺激、离子化和收缩阶段，电极下胸中的阻抗非常低，表示靶向通过心脏的实际电击电压更集中，并且不会传播通过胸表面。电通常采用最少电阻的途径，在这种情况下，其已为电击途径“准备好”。

大多数患者更可能用恒定电流电击心脏复律/除颤，因为无论怎样调整心肌阻抗，这种方法递送“恒定电流”，这通过软件指令指定并通过放大器递送。通过定义，放大器可以通过采样在这种情况下是上升波形的信号的阻抗特征将恒定电流递送入任何负载阻抗。在本文描述的技术中，理想的输出波形构建自离散的时间点或uC中储存的方程。在每个离散的时间点，在微秒级，uC通过数字到模拟转换器(DAC)输出新波形值至放大器。在每个离散的时间点，利用模拟到数字转换器(ADC)数字转化通过负载的电流。在多个时间样品中平均这个数字化电流以产生移动平均值。uC使用这个移动电流平均值对理想的输出波形的每个离散时间点实时计算功率和能量。然后uC增加或减少理想的输出波形以保持期望的恒定电流或在波形完成时达到期望的总能量。

使用上升斜坡类型波形的恒定电流心脏复律/除颤器以前是未知的。但是，它们会是最优选的，因为它们在抢救和一致的心脏转化方面会更可预测。

在本发明的另一方面，一种治疗人或动物患者中的心脏病症的方法，包括：

使患者皮肤区域与以旋转方式施加电流以预刺激该区域的至少两个贴片或板(paddle)电极接触，以及

通过所述至少两个贴片或板电极施加高压电击至患者的心脏。

在本发明的方法的另一方面，使用基于放大器的体外除颤心脏复律系统。

在本发明的方法的另一方面，心脏复律系统使用两步电刺激，包括双相随意和上升斜坡高压电击，采用随着时间增加而增加能量的波形，其用来减少峰值电压，减少心脏复律和除颤能量，捕捉不容易心脏复律或除颤的那些患者，减少疼痛感觉以及减少或消除外部电极下的皮肤烧伤。

在本发明的方法的另一方面，所述系统使用差异性驱动的放大器电路拓扑结构，其中双相随意电击波形递送随着时间增加而增加和或水平的能量，由第1相上升斜坡、上升指数、上升斩波、上升阶梯、上升曲线、正方形、直线或水平和或几何形状的上升或水平波形的任何组合所示，其通过软件控制的除颤和或心脏复律电击波形的3种模式的任何选择递送，所述3种模式是(1)恒定电流，(2)恒定电压，或(3)恒定能量，目的在于控制递送的除颤和/或心脏复律电击以转化心脏心律失常。

在本发明的方法的另一方面，治疗心律失常。

在本发明的方法的另一方面，合格的医疗专业人员首先通过成对的电极递送贴片施加并使用系统的电伺服放大器阵列刺激器递送预刺激低压脉冲以引起骨骼肌轮转和收缩，包括肌肉收缩的绝对不应期和降低胸部阻抗。

在本发明的方法的另一方面，在第二步中，递送高压上升波形或任何其它双相随意波形电击，穿过胸或者在人的前胸和后背之间递送，用于AF、AT、VT或VF的转化，递送高压电击上升或水平波形，这会通过降低峰值电压和胸部阻抗减少感觉到的疼痛，并且还大大减少或消除外部电极下患者皮肤上的传统一度、二度和有时的三度烧伤，这是因为实现了所递送的能量的随意斜坡波形和较低变化速率。

在本发明的方法的另一方面，如果第一心脏复律或除颤电击失败，可以选择包含不同双相波形的另一电击以增强和捕捉难以心脏复律或除颤的离群患者，从而增加需要心脏复律和或除颤的患者的整体抢救率。

在本发明的方法的另一方面，第2相电击电压相对于零交叉点“硬切换”为负至任何指定的负电压电位，并且优选地，使用约1-3毫秒的窄的随意指定的第2相脉冲宽度以在递送第1相电击之后使心肌超极化。

在本发明的另一方面，方法使用A-Z类或任何其它类别的放大器电路拓扑结构以处理随意波形，其为正第1相递送随着时间增加而增加的能量且为第2相时期递送负能量，时期范围可以为约500ns-约100ms脉冲、斩波或连续波形，对第1相和第2相使用约0V至约+/-2200VDC的任何电压。

在本发明的方法的另一方面，两步电刺激体外起搏递送系统使用通过伺服放大器阵列递送的上升或任何随意波形以起搏和/或辅助重启停搏心脏。

在本发明的另一方面，治疗人或动物患者中的心脏病症的设备或系统包括接触患者皮肤区域的至少两个电极贴片或板，其中所述至少两个电极贴片或板能够以旋转方式施加电压和电流以利用伺服放大器阵列预刺激该区域，然后能够递送高压电击通过患者心脏以实现除颤或心脏复律。

在本发明的设备或系统的另一方面，所述至少两个电极贴片或板能够递送经皮体外起搏通过心脏以辅助重启停搏心脏。

在本发明的设备或系统的另一方面，使用基于放大器的体外除颤心脏复律系统。

在本发明的设备或系统的另一方面，心脏复律设备或系统使用两步电刺激，包含较低电压双相随意和上升斜坡高压电击，采用随着时间增加而增加能量的波形，其用来减少峰值电压，减少心脏复律和除颤能量，捕捉不容易心脏复律或除颤的那些患者，减少疼痛感觉以及减少或消除外部电极下的皮肤烧伤。

在本发明的设备或系统的另一方面，所述设备或系统使用差异性驱动的放大器电路拓扑结构，其中双相随意电击波形递送随着时间增加而增加和或水平的能量，由第1相上升斜坡、上升指数、上升斩波、上升阶梯、上升曲线、正方形、直线或水平和或几何形状的上升或水平波形的任何组合所示，其通过软件控制的除颤和或心脏复律电击波形的3种模式的任何选择递送，所述3种模式是(1)恒定电流，(2)恒定电压，或(3)恒定能量，目的在于控制递送的除颤和或心脏复律电击以转化心脏心律失常。

在本发明的设备或系统的另一方面，治疗心律失常。

在本发明的另一方面，设备或系统包括电伺服放大器阵列刺激器以递送预刺激低压脉冲，引起骨骼肌轮转和收缩，包括肌肉收缩的绝对不应期和降低胸部阻抗。

在本发明的设备或系统的另一方面，电伺服放大器伺服阵列能够在第二步中递送高压上升波形或任何其它双相随意波形电击，穿过胸或者在人的前胸和后背之间递送，用于AF、AT、VT或VF的转化，递送高压电击上升或水平波形，这会通过降低峰值电压和胸部阻抗减少感觉到的疼痛，并且还大大减少或消除外部电极下患者皮肤上的传统一度、二度和有时的三度烧伤，这是因为实现了所递送的能量的随意斜坡波形和较低变化速率。

在本发明的另一方面，如果第一心脏复律或除颤电击失败，所述设备或系统能够递送包含不同双相波形的另一电击以增强和捕捉难以心脏复律或除颤的离群患者，从而增加需要心脏复律和或除颤的患者的整体抢救率。

在本发明的另一方面，设备或系统包括A-Z类或任何其它类别的放大器电路拓扑结构以处理随意波形，其为正第1相递送随着时间增加而增加的能量且为第2相时期递送负能量，时期范围可以为约500ns-约100ms脉冲、斩波或连续波形，对第1相和第2相使用约0V至约+/-2200VDC的任何电压。

在本发明的设备或系统的另一方面，两步电刺激体外起搏递送系统使用通过伺服放大器阵列递送的上升或随意波形以起搏和/或辅助重启停搏心脏。

在本发明的另一方面，在除颤或心脏复律的改进系统中，其中体外施加电击波形通过患者的心脏，所述改进中所有体外除颤和/或心脏复律波形、预刺激波形和体外起搏波形以及能力采用利用放大器电路拓扑结构递送的上升、水平或任何随意几何波形，用于成功的心脏复律、除颤和或体外起搏疗法。

在本发明的另一方面，在除颤或心脏复律的改进系统中，其中体外施加电击波形通过患者的心脏，所述改进中理想的输出波形构建自离散的时间点或uC中储存的方程，在每个离散的时间点，在微秒级，uC通过数字到模拟转换器(DAC)输出新波形值至放大器，并且在每个离散的时间点，利用模拟到数字转换器(ADC)数字转化通过负载的电流，利用在多个时间样品中平均的数字化电流以产生移动平均值，并且其中通过uC使用这个移动电流平均值对理想的输出波形的每个离散时间点实时计算功率和能量，其中uC然后增加或减少理想的输出波形以保持期望的恒定电流或在波形完成时达到期望的总能量，其中电流感觉电阻提供电子反馈至uP用于控制递送的伺服放大器电压和电流。

本发明包括一种产品，其具有会在此后描述的产品中示例的特征、特性和组件关系，并且本发明的范围会在权利要求书中表明。

附图简要说明

为了更好地理解本发明，参考与附图有关的以下说明，其中：

图1表示本发明的一种实施方案的电路图，包含基于放大器的体外心室心脏复律/除颤装置及其主要组件和电路结构；

图2表示基于放大器的体外心室心脏复律/除颤医院级装置以及相关电极板和或贴片的透视图；

图3表示与患者的胸接触的电极电表面的视图并示出大型高压导电电击电极，其还用作经皮起搏电极以及旋转的肌肉收缩电路，目的在于递送预刺激能量；

图4A和图4B是给患者施加预刺激和实际高压电击或经皮起搏疗法的示意图；

图5表示基于放大器的体外心室心脏复律/除颤电极布置和AED设置中用于对患者进行心脏复律/除颤的相关的两步心脏复律/除颤方法的系统概况；和

图6A-6C表示分别用恒定电压、恒定电流和恒定能量的操作模式递送的放大器产生的上升斜坡电击波形实例。示出实例中递送的阻抗、电压和电流。

附图详细说明

图1说明根据本发明可用的除颤系统的一种实施方案。输入AC电压2通过线路调节器10处理。电池12提供电源给脉宽调制(PWM)和调节的DC/DC转换器16，其转而分配控制电压至微处理器18、ECG Amp 20和ECG感觉分析仪22以及旋转伺服放大器阵列24。在患者胸部区域36内，DC/DC转换器16还分配高压至电容电路28以及两个放大器30和32。电极38和40与它们各自的线是如图4和5所示置于患者胸上的体外电极。

根据本发明，所述设备包括体外除颤器。根据本发明的另一实施方案，所述设备可以治疗任何机制的VT，包括但不限于自动的、触发的或可重入的或VF，发生在结构正常的心脏、肥大心脏或肌病心脏中(与基础结构心脏疾病的来源无关)。根据本发明的另一实施方案，治疗室颤或室性心动过速的设备包括递送双相上升指数、上升斜坡或任何上升波形的方式。还要说明的是42和44示出的心肌电阻。这些电阻表示有效心脏复律/除颤负载，其中来自放大器的电压和电流在两个放大器之间同时递送心脏复律/除颤电击，如旋转和预刺激电路64所示。电流感觉电阻48和49提供电子反馈至uP 18，用于控制所递送的伺服放大器电压和电流。

在图2中，典型的医院级除颤器系统50包括通过电缆54连接至控制台56的电极板52。

图3示出电极板或贴片的底部或平面62，其中印刷电路64通过如控制台56中的微型控制器激活和驱动。优选地，以有顺序的、定时的、脉冲的方式激活电路以在患者皮肤表面引起轮转效应。从伺服放大器阵列24以约10V-约80V的脉冲电压施加脉冲旋转能量约1-4秒之后，板或贴片的中心部分70接受约800-约2200V的用于除颤或心脏复律的高压电击约4-100ms。中心部分70还提供体外经皮起搏模式，使用上升或随意、恒定电流波形。

如包括图3在内的图中所示，体外轮转性肌肉收缩预刺激功能和经皮起搏电路使用相同的电子电路以递送电压和电流至胸部肌肉区域。当所述装置处于所期望和所选择的模式时，两个功能的电压范围相同并通过不同的软件指令命令。

例如，图3中示出的主要高压电极部分70周围的10个导电电路垫64各自由伺服放大器阵列电驱动，所述伺服放大器阵列由10个单独的伺服放大器组成，其能够低频脉冲，可以从直流电流(DC)至约100Hz差异性地递送电刺激和起搏脉冲。这表示可以以旋转方式驱动10个放大器中的任何一个通过胸肌至一个电极贴片或板内的任何其它放大器以递送预刺激收缩，并且当进行起搏选择时，可以单独或同时驱动每个贴片或板电极内的任何或所有放大器在贴片或板之间横跨胸以最大化捕捉心脏传导系统的能力，目的在于体外起搏。软件指令应当具有旋转刺激的几个可选模式以实现预刺激功能的最佳收缩，并且应当设定体外起搏的软件指令以递送用于最好的心脏捕捉的最佳递送，以确保约30ma-50ma的异常可靠的传导电流通过胸，目的在于外心脏起搏。通过伺服放大器阵列提供约10V-约80V的电压范围以适应胸部阻抗的宽范围，实现成功的体外起搏疗法。电子器件应当包含电流传感特征，从而来自胸部阻抗的信息和所得电流然后用作反馈至微型控制器——所以软件指令会自动调整贴片或板电极之间递送的电压和电流用于体外起搏或者电极贴片或板下胸肌的优化的预刺激。

在图4A中，将两个电极板或贴片76在患者皮肤表面78上间隔开。弯曲箭头80表示预刺激步骤期间施用的电流的预期旋转路径。从伺服放大器阵列24递送的旋转电流80意图在施加主要的除颤、心脏复律电击之前刺激肌块至其绝对不应期。

如图4B所示，电极板或贴片76位于患者心脏82的两侧。每个电极板或贴片76中的黑暗区域86表示施加主要的除颤电击。图4A和4B一起表示基于放大器的体外心室心脏复律/除颤电极位置和相关两步心脏复律/除颤过程的系统概况。

在图5中，示出用AED治疗。AED装置90是检查心脏节律并可以发送电击以恢复正常节律的体外除颤器。装置90具有书面指示并给出语音指示至操作者94。操作者94会将电极贴片或板96置于患者100的胸部区域98上，从而它们良好粘附并导电至胸部区域98。与本发明的实施方案一致，电极贴片或板96会与电路配置以在施加除颤电击之前施加旋转电流(未示出)。

图6A-6C示出典型的放大器产生的上升斜坡电击波形实例，其以恒定电压(图6A)、恒定电流(图6B)和恒定能量(图6C)的操作模式表示。示出实例中递送的阻抗、电压和电流。在每个图中，左侧波形是基于40欧姆的胸部阻抗，而右侧波形是基于50欧姆的胸部阻抗。

对于图6A，恒定电压，在40欧姆实例中，电压保持与50欧姆实例中相同。但是在40欧姆实例中，电流增加，并且递送的能量增加。

对于图6B，恒定电流，在40欧姆实例中，电流保持与50欧姆实例中相同。但是在40欧姆实例中，电压增加，并且递送的能量增加。

对于图6C，恒定能量，在40欧姆实例中，能量保持与50欧姆实例中相同。但是在40欧姆实例中，电压降低，并且递送的电流增加。

对于心脏复律和/或除颤领域和科学中的技术人员，优选“恒定电流”电击，因为在任何电系统中，是“电流”或力进行“工作”。电压水平只是电位或储存的电压水平，而能量是电压x电流的产物，其等于以瓦计的功率和V x I＝W x时间＝瓦/秒或焦耳的能量。

因此会看到在从前面的描述显而易见的那些中，上文示出的目的有效达到，并且，因为可以在示出的装置和方法中作出某些改变而不背离本发明的精神和范围，上文描述中包含和附图中示出的所有主题应当解释为说明性的，并不是在限制意义上解释。

还应当理解以下权利要求意图覆盖本文描述的发明的所有通用和特殊特征，并且作为语言问题，本发明范围的所有陈述均可以说落在其间。