CN1292814C - 施加连续低能量去颤脉冲的系统和方法 - Google Patents

Abstract

一种经胸廓的电去颤方法和装置，它通过对纤维性颤动的心脏施加连续低能量电击，其中第二个这样的电击在重新开始的纤维性颤动发作时施加，从而有效地为纤维性颤动的心脏去颤。这种低能量电击产生幅度足以使一部分心肌细胞同时处于不应状态的电流密度，所述部分的心肌细胞比为心脏去颤所必需的要少。两个或更多低能电击中的各个电击与纤维性颤动的开始或重新开始同步地施加，其复合效果导致成功地为纤维性颤动的心脏去颤。

Description

施加连续低能量去颤脉冲的系统和方法

本发明一般涉及电疗装置，更具体地说，涉及顺序地施加低能电流脉冲以改善去颤功效的电疗装置。

外部去颤器用于提供电击以治疗诸如心室纤颤等各种心律失常的患者。心室纤颤是心脏各个纤维的不协调收缩和舒张，除非在发作的短时间内采取矫正措施，否则它会造成血流停止，导致死亡。临床上最广泛接受的扭转心室纤颤危及生命状况的疗法，是经胸廓电去颤，其中通过通常称为去颤电极或电极垫的电极对胸腔表面施加电脉冲。

使用电击终止心室纤颤需要让电流通过心肌以便使心脏恢复到其正常的心律。例如，诸如便携式自动或半自动的外部去颤器(一般称为AED)的外部去颤器，一般通过附在患者躯干上的一对电极向纤颤患者施加单个高能电击。如果成功，该电击使心室纤颤恢复正常的窦性心律。然而，为了实现去颤必需用电击传递的能量可以产生有害影响。从暂时传导异常到心肌坏死。对于体重只是正常成年患者一部分的儿科患者尤其如此。

一般而言，手动式外部去颤器由受训操作员针对特定患者和患者状况配置，包括由电击传递的能量大小。相比之下，自动外部去颤器通过使用固定的能量或逐步增加的去颤能量方案来代替装置操作员作出这种决定。很多现代的AED还基于患者阻抗调节去颤波形的各方面(例如持续时间)。这种阻抗测量可提供有用信息，用于某些目的，例如估计整个去颤器路径的阻抗，心率，呼吸率以及其它生理参数。然而，这种方法不能提供精确估计患者大小和体重的必需信息。结果，AED经常产生对大个成年患者而言是最佳的，但可能损害小个患者的单个电击。多数现代的AED因为这个原因而不适合用于儿科患者。

因此，所需要的是能自动有效地对体重不同的患者去颤且无需受训操作员的干预的系统和方法。

本发明提供一种经胸廓的电去颤方法和装置，用于通过把连续的低能电击传递到纤维性颤动的心脏并且在重新开始的纤维性颤动发作时施加第二个这种电击，从而有效地为纤维性颤动的心脏去颤。这种低能电击产生电流密度，其幅度足以只同时使部分心肌细胞处于不应状态，所述部分少于对心脏去颤所必须的数目。两个或更多个低能电击中的各个电击与纤维性颤动的开始或重新开始同步地施加，其复合效果导致成功地为纤维性颤动的心脏去颤。

具体地说，第一低能电击的应用引起足以对一部分心肌细胞去极化的电流密度，该部分一般少于能够使心肌恢复到正常的窦性心律所必需的部分。然后，响应于第一电击，一些细胞去极化并进入不应状态，而其它细胞没有去极化并保持非不应。

不管第一电流脉冲，那些保持非不应的细胞的极化电荷随着细胞的不同而不同。这些保留在细胞膜内的残留电荷接下来可使细胞去极化。这些部分受激的细胞的自发去极化称为重新开始的纤维性颤动。也就是说，在应用了第一电流脉冲之后，由于接收较低去颤电流密度的细胞的去极化，纤维性颤动活动将重新开始。这些细胞将在去颤脉冲之后相当短时间内自行去极化而成为不应。

在ECG活动开始时，给予第二低能电击。该第二低能电击将使最初去极化的细胞处于其不应状态。一些最初去极化的细胞仍将在应用第二电击之前开始再极化。那些细胞将被维持在其不应状态以响应于第二电击。任何最初去极化而确实在第一电击之后开始再极化的细胞将再次去极化，以响应于第二电击。此外，第二电击将可能会对之前已获得可转化的电流密度的其它细胞去极化。这种去极化总是与自发去极化的较低电流密度细胞的去极化同步发生，标志着重新开始去颤的开始。处于不应状态的细胞响应于连续脉冲，和自然去极化细胞一起，形成决定性的大量不应心肌细胞，使心脏能够恢复到正常的窦性心律。

因此，通过在纤维性颤动刚有迹象时随即施加低能脉冲，本发明的连续脉冲使心肌处于这样一种状态，其中心肌能响应正常的窦性心律，无需心肌细胞获得由常规去颤脉冲造成的电流密度的幅度。也就是说，通过利用心脏重新开始纤维性颤动的倾向，本发明提供充足的能量来实现去颤，同时使加到心肌的峰值电流最小。这减少了大电流密度引起的大量不良效果的可能性。例如，降低了心肌坏死的可能性，增加了患者存活的概率。此外，可能可行的是使用对从儿童到成人的所有患者都安全和有效的一个或多个低能电流脉冲，可以为所有大大小小的患者去颤。这会使AED能够实现最优地为所有患者去颤的单个电击方案。进而，这种较低能量电流导致较低的施加电压，它可以减少外部去颤器的尺寸，重量和实现成本。

本发明的多个方面，以及不同的可针对所概括的各方面实现的不同实施例概述如下。应当明白，所概括的实施例彼此并不一定互相包括或排斥，并可能以结合互不冲突的同一方面或不同方面以及其它可能的任何方式加以组合。本方面的主要针对与有效去颤相关的系统、方法、数据和技术这些公开的方面是示范性方面，还被视为非限制性的。

在本方面的一个方面中，公开了为纤维性颤动的心脏去颤的方法。该方法包括对心脏施加第一低能电流脉冲；检测第一低能电流脉冲的应用之后心脏重新开始的纤维性颤动；以及在重新开始的纤维性颤动发作时，施加第二低能电流脉冲。可取的是，该方法还包括在应用第二低能电流脉冲之后检测心脏重新开始的纤维性颤动；以及在重新开始的纤维性颤动发作时，施加第三低能电流脉冲。

在本方面的另一方面中，公开了为患者的纤维性颤动心脏去颤的外部去颤器。外部去颤器包括能量传递系统，构造并配置为通过至少两个加到患者身上的电极，顺序地将两个或更多个低能电击传递给患者；患者监视电路，构造并配置为监视患者的心律；以及控制器，它确定心脏是否正在作纤维性颤动并使能量传递系统在检测到开始纤维性颤动时施加第一低能电击，以及在检测到重新开始纤维性颤动时施加第二低能电击。

在本方面的又一方面中，公开了一种经胸廓的电去颤系统。经胸廓的电去颤系统通过将两个连续的低能电击传递给纤维性颤动的心脏，并且在重新开始的纤维性颤动发作时施加第二个这样的低能电击，从而有效地为纤维性颤动的心脏去颤。

本方面的各个实施例提供了某些优点，并克服了常规去颤技术的某些缺陷。不是所有本发明的实施例都有同样的优点，而那些共有优点可能并不在所有情况下都共有这些优点。也就是说，本发明提供大量优点，包括所述的这种优点，包括显著的优点是使用一个或多个对从儿童到成年的所有患者都安全有效的低能电流脉冲，为大大小小的患者去颤。本发明的这些和其它特性和优点以及本发明各种实施例的结构和工作原理将参照附图在下面作详细描述。

结合附图，根据下面的详细描述，可以更清楚地理解本发明的上述和其它优点。附图中同样的标号表示同样的结构或方法步骤，标号最靠左的一个或者两个数字表示所指部件首次出现的图号，附图中：

图1A和1B是本发明的低能量去颤方法的不同实施例的流程图。

图2是根据本发明的一个实施例配置为传递连续的低能去颤脉冲的示范性电疗装置的简化框图。

图3是本发明的能量传递系统的一个实施例的高级框图。

图4是根据本发明的一个实施例图3所示能量传递系统的示意图。

图5是图2所示患者监视电路的一个实施例的功能框图。

图6是图5所示患者监视电路的一个实施例的详细示意图。

正常心肌细胞在细胞界限上具有约90mv的电压差。当心肌细胞受电刺激而激活时，由细胞内和细胞外之间的正常电压差引起的电极化被破坏，这时心肌被成为“去极化”。去极化的心肌细胞称之为处于不应状态。不应细胞不会响应于进一步的内部或者外部电刺激而产生新的活性。在去极化之后，心脏细胞开始重建正常电压差。这个过程称之为“再极化”。细胞可能要用几百毫秒完成再极化过程。被给予足够长时间重建充分大电压极化的心肌细胞自此容易去极化。这些心肌细胞称之为“非不应”。在细胞已去极化直到再次非不应所需的时间间隔叫做不应期。

细胞电压极化的破坏能够使附近的细胞活化。这些附近的细胞又丧失它们的电压极化，并刺激附近其它的细胞。用这种方式，去极化活动可传遍心脏。在任何指定瞬间，心肌细胞去极化的位置称之为去极化波前。随着去极化波前在心脏中的推移，它们把非不应细胞转换为不应细胞，这些细胞随后再极化成为非不应的，如上所述。在纤维性颤动心脏中，去极化波前以无序方式穿过心肌。在纤维性颤动期间的瞬间，总是有处于所有可能极化状态的细胞，防止心肌有组织的活化以得到血液泵送。

临床上最广泛接受的扭转心室纤颤危及生命状况的疗法，是经胸廓电去颤，其中通过通常称为去颤电极或电极垫的电极对胸腔表面施加电脉冲。由于所有心肌细胞同时经受去颤电击，因此不同的心肌细胞在其电周期内相对不同的时刻经受电击。当此脉冲产生足够幅度的电流密度，以同时导致关键性的大量心肌细胞不应时，就会出现去颤。然而，由电击传递的得到这种分布广泛的电流密度的必须能量可能造成有害影响，从暂时的传导异常到心肌坏死。典型的AED设计成用单个电击量级成功地为几乎所有患者去颤。这种电击能量级可显著超过较小患者所需的电流密度，还增加了有害影响的概率。

本发明提供一种经胸廓的电去颤方法和装置，通过向纤维性颤动的心脏传递连续的低能电击，其中第二个这种电击在重新开始的纤维性颤动发作时施加，从而有效地为纤维性颤动的心脏去颤。这种低能量电击产生幅度足以同时使一部分心肌细胞处于不应状态的电流密度，所述部分少于为心脏去颤所必需的部分。两个或更多个低能电击中的各个电击与纤维性颤动的开始或重新开始同步地施加，其复合效果导致成功地为纤维性颤动的心脏去颤。

具体地说，第一低能电击的应用引起足以使一部分心肌细胞去极化的电流密度，该部分一般比使心肌能够恢复到正常窦性心律所必需的要少。然后，响应于第一电击，一些细胞去极化并进入不应状态，而其它细胞没有去极化并保持非不应。

不管第一电流脉冲，那些保持非不应的细胞的极化电荷随着细胞的不同而不同。这些保留在细胞膜内的残留电荷接下来可使细胞去极化。这些细胞将首先再极化到这样一种水平，该水平导致称之为重新开始的纤维性颤动的自发去极化。也就是说，纤维性颤动活动在应用了第一低能脉冲后将重新开始，这是由于较低电流密度细胞随后去极化到它们自然的不应状态。

在这种ECG活动开始时，给予第二低能电击。该第二低能电击将使最初去极化的细胞处于其不应状态。一些最初去极化的细胞仍将在应用第二电击之前开始再极化。那些细胞将被维持在其不应状态以响应于第二电击。任何最初去极化而确实在第一电击之后开始再极化的细胞将再次去极化，以响应于第二电击。此外，第二电击将可能会对之前已获得可转化状态的其它细胞去极化。这种去极化总是与自发去极化的较低电流密度细胞的去极化同步发生，标志着重新开始去颤的开始。处于不应状态的细胞响应于连续脉冲，和自然去极化细胞一起，形成决定性的大量不应心肌细胞，使心脏能够恢复到正常的窦性心律。

因此，通过在纤维性颤动刚有迹象时随即施加低能脉冲，本发明的连续脉冲使心肌处于这样一种状态，其中心肌能响应正常的窦性心律，无需心肌细胞获得由常规去颤脉冲造成的电流密度的幅度。也就是说，通过利用心脏重新开始纤维性颤动的倾向，本发明提供充足的能量来实现去颤，同时使加到心肌的峰值电流最小。这减少了大电流密度引起的大量不良效果的可能性。例如，降低了心肌坏死的可能性，增加了患者存活的概率。此外，可能可行的是使用对从儿童到成人的所有患者都安全和有效的一个或多个低能电流脉冲，可以为所有大大小小的患者去颤。这会使AED能够实现最优地为所有患者去颤的单个电击方案。进而，这种较低能量电流导致较低的施加电压，它可以减少外部去颤器的尺寸，重量和实现成本。

本发明的示范性实现如图1A和1B所示。参考图1A，在框102施加第一低能脉冲，在框104监视心脏。一旦检测到纤维性颤动事件，则在框106施加第二低能电击。如果第一电击后ECG活动表示非纤维性颤动，那么患者对单独的第一电击反应良好，则不应该进行第二次电击。这种患者可能是例如儿童。

在如图1B所示的备选实施例中，本发明施加多个低能电击，其中的每次电击响应于一次纤维性颤动事件的检测。在施加了第二电击之后，再次监视患者的ECG活动。万一患者再次有纤维性颤动，则施加第三脉冲，并再次监视心脏。这个过程可以重复任意预定次数，直到在框114检测到非纤维性颤动的ECG活动。非纤维性颤动ECG活动通过在电击和ECG活动迹象初现之间足够时延来识别。

在另一实施例中，在判定是否向患者施加另一电击时可以考虑其它因素。例如，图1B所示的循环可以重复，直到传递一定数量的低能脉冲。

本文将参照一个示范性电疗装置描述本发明的各方面和实施例。适合结合到本发明中的外部去颤器的简化框图如图2所示。外部去颤器200按照本发明，包括必需的部件以为患者去颤。应当理解，由于这种去颤器是本技术领域所周知的，这里所述的和显示于图2中的部件局限于那些实现本发明的部件。在下述描述中，想象外部去颤器200是诸如AED的便携式外部去颤器。

外部去颤器200的部件的操作受控制器206控制。控制器206可实施为微处理器、门阵列、专用集成电路(ASIC)或其它控制逻辑结构，以及它们的任何组合。可取的是，控制器206实现为在市场上可买到的微处理器上执行的软件代码中。一般而言，这种软件代码存储于可由微处理器访问的存储器中(未示出)。如下面将详细描述的那样，控制器206控制去颤器200的其它部件，以实现本发明的论述。

外部去颤器200包括向患者(未示出)传递能量的能量传递系统202。能量传递系统202连接到两个电击208A、208B以及电源210。响应于控制器206，能量传递系统104向放置在患者身上各个预定位置的电极208传递一系列低能电击。有许多可以实现的能量传递系统202的实施例。一个这样的能量传递系统202的示范性实施例如下详述。

患者监视电路204监视患者的心律并判定心脏是否在作纤维性颤动。在这个实施例中，患者监视电路204从集成于去颤电极208内的传感器接收信息。患者监视器204根据本发明的论述，向控制器206提供数字化ECG信号，该信号由控制器206处理，以控制能量传递系统202。患者监视电路204有一个足以以高精度测量的动态范围，并能够在去颤事件后快速恢复。患者监视电路204如下详述。

可包括未在本申请中具体描述的某些上述和其它装置部件并将其配置成按照授予Cameron等人的美国专利No.5607454，题为“电疗方法和装置”的专利中所述的方式工作，所述专利的公开内容的全部通过引用结合于本文中。

图3是按照本发明的一个实施例的能量传递系统202的高级功能框图。图4是能量传递系统202的一个实现的示意框图。如所述，能量传递系统202响应于控制器206产生的命令，对患者给予连续的低能电击。在这个说明性实施例中，能量传递系统202构造并配置成连续传递两个这样的低能脉冲。

能量传递系统202包括高压(HV)充电电路302，该电路从电源210接收能量，并对多个充电电容304充电。HV充电电路302对电容304充电以响应于控制器206产生的充电控制命令308。充电电容304包括多个电容或电容组，以存储要在每个这种低能电击期间传递的能量。存储于这些电容中的能量的独立传递由多电荷传递开关306控制。多充电传递开关306响应于电击控制信号310，传递独立的电流脉冲到去颤器的去颤电极208。

现在参照图4，HV充电电路302包括变压器422，其主线圈L1连接到电源控制电路424。电源控制电路424连接到例如电池的作为直流电流源的电源模块210。电源控制424可以是任何熟知的已经或以后开发的电源开关电路，该电路在变压器422的L1上提供交流电流。这种电源控制电路一般包括接地的FET开关，该开关为变压器422的线圈L1提供电流脉冲。

连接在变压器422的次级线圈L2上的是两个高电压去颤电容414和416。次级线圈L2的正极分别通过二极管420和418连接到电容414和416。L2上产生的交流电流由二极管428和420整流，从而得到一系列加到电容414，416的正电流脉冲。正如本技术领域所熟知的那样，这样的电流脉冲使能量集聚在电容414，416上。如所述，在这个说明性实施例中，电疗装置100对纤维性颤动的患者施加两个连续的低能电流脉冲。由于必需累积在这种高压电容中大量能量，对电容414，416充电需要相对长的时间。在这个说明性的实施例中，利用单个电容来传递这种低能充电脉冲序列中的各个低能脉冲。然而，应当理解，在备选实施例中，单个电容可用于传递两个连续的低能电击。在这种实施例中，各次电击这样取得：通过让一个电容部分放电和/或通过迅速在足够短的时间内对其充电以得到第二电击。还应当理解，在这个示范性描述中，单电容414，416用于传递各个低能量电击。在备选实施例中，各电容414，416分别用两个或更多物理上分开而电气上串联或并联的电容代替，以得到电容414，416表示的等效电容量。

在各电流脉冲期间传递的能量由各电容414，416的容量、放电时间和患者阻抗决定。在图4所示的实现中，电容414，416同时充电，具有同样的容量：100μf。如果以同样的方式充电，得到的第一和第二低能脉冲将传递同样的能量。本领域的普通技术人员能理解，本发明所产生的电流脉冲所传递的能量不必相同，且可动态调节。例如，在一个备选实施例中，电容414，416具有不同电容量，从而得到不同能量的低能脉冲。在另一实施例中，由变压器422提供的正电流脉冲通过简单的开关网络控制，以控制电容414、416的充电。在又一个实施例中，多充电传递电路306控制各电容的放电，以提供具有不同能量的去颤电击。

如所述，多充电传递开关306将单个电容304连接到去颤电击208，以响应于一个或更多由控制器206产生的电击控制信号310。在图5所示的实施例中，多充电传递开关306实现成两个H桥，各H桥将电容414，416电连接到去颤电击208。为了降低成本和复杂性，某些开关包括在两个H桥中，如下所述。

一个H桥包括开关402，404，410和412，以控制电容416和去颤电极208之间的电连接。类似地，第二H桥包括开关406，408，410和412，以控制电容414和去颤电极208之间的电连接。应该理解，可以控制双H桥向去颤电极施加例如单相或者双相脉冲。例如，在一个实施例中，根据本发明的能量传递系统202施加的第一和第二低能脉冲是双相脉冲。为了从电容416向电极208施加双相脉冲，开关402和412闭合，开关404和410断开。这使电极208A连接到电容416而电极208B连接到地。然后，为了反转极性，开关402和412断开而开关404和410闭合，以使电极208A连接到地而电极208B连接到电容416。应当理解，由多充电传递电路306执行类似的切换操作，以利用电容414施加双相脉冲。也就是，开关406和412闭合而开关408和410断开，以将电极208A连接到电容414而电极208B连接到地，以得到双相脉冲的第一相。然后，为了反转极性，开关406和412断开而开关408和410闭合，以连接电极208A到地而电极208B连接到电容414。

如所述，患者监视电路204向控制器206提供数字ECG信号。患者监视电路204是直流耦合的具有动态范围的测量电路，它把直流偏置电压以监视的EDG信号分辨率数字化，以在去颤事件后提供相对快速的的恢复。图5是患者监视电路204的主要部件的高级框图。图6是患者监视电路204的一个实现的更详细示意图。参考图5，患者监视电路204包括缓冲放大电路502，该电路在把ECG信号提供给A/D(模数)转换器506之前缓冲检测到的ECG信号。共模对消电路504是反馈电路，它动态补偿患者电压和监视电路204的电压之间的电压差。模数(A/D)转换器506把控制器206所用的ECG信号数字化。

缓冲放大电路502有很多实现，其中之一如图6所示。参照图6，缓冲放大电路502包括缓冲放大器606，该放大器连接到各电极208。具体讲，缓冲放大器606A电连接到电极208A，而缓冲放大器606B电连接到电极208B。插在缓冲放大器606和对应的电极208之间的是保护电阻610A，610B和保护二极管618A，618B，以保护相应的缓冲放大器606A，606B。缓冲放大器606在把ECG电压信号提供给A/D转换器506之前，缓冲ECG电压信号。A/D转换器506在下面详细描述。然而应该理解，缓冲放大电路502的设计和部件选择不被视为在本领域普通技术人员的范围之外，这里不作进一步描述。

如所述，患者监视电路204还包括共模对消电路504。共模对消电路504使共模噪声最小，而基本上没有降低监视电路204的差模阻抗。如图6所示，共模对消电路504与缓冲放大电路502并联。

共同的目的是提供具有非常高输入阻抗以使到测量装置的电流和高阻抗患者/电极接口上的伴随压降最小。共模对消电路504包括电阻612，它从电极208连接到缓冲放大电路502的各输入线。电阻612A和612B连接在公共节点620。电极208上的差分电压看到的输入阻抗由电阻612A和612B的值确定。在图6所示的实施例中，这些都是2兆欧电阻，差分阻抗是4兆欧。

众所周知的是，患者电压不同于监视电路204的参考电压，且相对于它变化。在这个说明性的实施例中，参考电压是提供给运算放大器608的正输入端的地信号622。该参考电压和共模电压之间的差反应在缓冲放大器606的输出的信号变化中。这个信号作为反馈信号通过电阻614A和614B提供给共模对消电路504。在这个说明性的实施例中，电阻614都是100K的电阻。电阻614的相对端彼此电连接，并连接到运算放大器608的负输入端。这样，电阻614是并行的，且所得的电流提供给运算放大器608的负输入端和1000pF的电容616。当运算放大器608检测到参考电压622和监视的患者电压之间的差时，运算放大器608通过2兆欧电阻612驱动足以对消电压差的电流。因此，共模对消电路504提供防止ECG信号失真的高差分阻抗以及相对于监视电路204稳定患者电压的低共模阻抗。

如所述，缓冲放大电路502的输出提供到A/D转换器506，该输出将为控制器206而数字化。在这个示范性实施例中，A/D转换器506包括两个24位的A/D转换器602A，602B，每个转换器转换缓冲放大器606产生的模拟信号。如所述，本发明根据监视的ECG信号产生两个或更多连续的电击。连续的电击必须迅速出现。于是，24位转换器602最好用这样的部件实现，它们在去颤事件之后能够快速恢复。例如，在一个实施例中，A/D转换器602在去颤电击之后约50ms内对ECG信号数字化。为此，所选24位A/D转换器602的有效动态范围考虑到了直流偏置电压的漂移，它可以以希望的分辨率对全范围的ECG信号数字化。

应当理解，其它实现可以用于其它应用中。例如，缓冲放大器电路502可包括产生由单个A/D转换器数字化的单个信号的差分放大器。

控制器206实现常规的ECG信号处理以及实现本发明的去颤过程。在一个实施例中，根据本发明传递的各低能脉冲的能量在大约30到70焦耳之间。在备选实施例中，可实现其它低能量脉冲。例如，在一个实施例中，低能量脉冲传递在大约40到60焦耳之间，而在又一个实施例中，是50焦耳。本发明的方法可以如图1A或1B所示实现，或者如某些它们的等效备选方案那样实现。

应当理解，在本发明的精神和范围内，可以对本说明书中所描述的和附图中所显示的实施例作各种变化和修改。因此，以上描述和附图中显示的所有主题旨在说明而非限制。本发明仅为所附权利要求及其等效物限制。

Claims (17)

1.一种为患者的纤维性颤动心脏去颤的外部去颤器，它包括：

能量传递系统，它被构造并配置为通过至少两个加到患者身上的电极，顺序地将两个或更多个低能电击传递给所述患者；

患者监视电路，它被构造并配置为监视所述患者的心律；以及

控制器，它确定心脏是否正在作纤维性颤动并使所述能量传递系统在检测到开始纤维性颤动时施加第一低能电击，以及在所述旋加所述第一低能电击之后在开始检测到重新开始的纤维性颤动时施加第二低能电击。

2.如权利要求1所述的外部去颤器，其中，所述患者监视电路从集成在所述去颤电极中的传感器接收模拟ECG信号，并把数字化ECG信号提供给所述控制器。

3.如权利要求1所述的外部去颤器，其中，所述能量传递系统包括：

多个充电电容，其中各个充电电容用于存储将在单个低能电流脉冲中传递的能量；

高压充电电路，配置为从电源接收电能并对所述多个电容充电；以及

多充电传递电路，它独立地把所述多个电容中的各电容连接到所述电极以实现多个低能电流脉冲的传递。

4.如权利要求3所述的外部去颤器，其特征在于所述多个充电电容包括：

具有第一容量的第一电容；

具有基本上与所述第一容量相同的第二容量的第二电容。

5.如权利要求4所述的外部去颤器，其中，所述第一容量和所述第二容量大约为100μf。

6.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，所述高压充电电路同时对所述多个电容充电。

7.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，所述多充电传递电路控制所述各电容到所述电极的所述电连接，从而使所述第一和第二低能电流脉冲基本上传递不同的能量。

8.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，所述多充电传递电路实现为两个H桥形电路，各电路把所述多个电容之一电连接到所述去颤电击。

9.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，由所述低能电流脉冲传递的所述能量大致在30-70焦耳之间。

10.如权利要求2所述的外部去颤器，其中，所述患者监视电路是直流耦合监视电路，它被构造并配置为在去颤事件之后足够短的时间间隔内监视所述ECG信号，以便所述患者监视电路准确地检测所述去颤事件之后发生的重新开始的纤维性颤动。

11.如权利要求10所述的外部去颤器，其特征在于所述患者监视电路包括：

模数转换器，它把所述ECG信号数字化以便由所述控制器所用；

缓冲放大电路，它连接到所述电极，配置为在把ECG信号提供给所述模数转换器之前对它们进行缓冲；

共模对消电路，它与所述缓冲放大电路并联，配置为使共模噪声减到最小，而基本上不降低所述患者监视电路的差模阻抗。

12.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，所述多个充电电容中的各个电容包括两个或多个在物理上分开但电气上串联的电容，以得到等效电容量。

13.如权利要求1所述的外部去颤器，其中，所述去颤器是便携式外部去颤器。

14.如权利要求13所述的外部去颤器，其中，所述便携式外部去颤器是AED。

15.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，所述低能电流脉冲是双相电流脉冲。

16.如权利要求3所述的外部去颤器，其中，所述低能电流脉冲是单相电流脉冲。

17.一种经胸廓的电去颤系统，它通过将两个连续的低能电击传递给纤维性颤动的心脏，并且在重新开始的纤维性颤动发作时施加所述第二个这样的低能电击，从而有效地为所述纤维性颤动的心脏去颤。

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