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確定病人何時對除顫敏感的裝置.pdf

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確定 病人 何時 敏感 裝置
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摘要
申請專利號:

CN00806005.3

申請日:

2000.02.08

公開號:

CN1349421A

公開日:

2002.05.15

當前法律狀態:

終止

有效性:

無權

法律詳情: 專利權的終止(未繳年費專利權終止)授權公告日:2004.6.30|||授權|||專利申請權、專利權的轉移(專利申請權的轉移)變更項目:申請人變更前權利人:哈特辛技術股份有限公司變更后權利人:哈特辛技術有限公司變更項目:地址變更前:英國安曲姆變更后:英國貝爾法斯特登記生效日:2003.9.25|||公開|||實質審查的生效
IPC分類號: A61N1/39; A61B5/0456 主分類號: A61N1/39; A61B5/0456
申請人: 哈特辛技術股份有限公司;
發明人: 詹姆斯·愛倫; 強尼·休斯頓·安德森
地址: 英國安曲姆
優先權: 1999.02.08 IE S990090
專利代理機構: 上海專利商標事務所 代理人: 李玲
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法律狀態
申請(專利)號:

CN00806005.3

授權公告號:

|||1155426|||||||||

法律狀態公告日:

2006.04.12|||2004.06.30|||2003.11.19|||2002.05.15|||2002.05.01

法律狀態類型:

專利權的終止(未繳年費專利權終止)|||授權|||專利申請權、專利權的轉移(專利申請權的轉移)|||公開|||實質審查的生效

摘要

一種確定病人何時對除顫敏感的裝置,包括多個電極(12,14),用于獲得病人的ECG信號,以及數據處理裝置(30,42),用于確定ECG信號的一個區域,這里信號從第一閾值到第二閾值,后者與第一閾值在幅度上至少相等而極性相反,同時信號的梯度保持在特定范圍內,檢測ECG信號峰值之后的下一個信號,以及在作這種檢測時提供輸出信號。

權利要求書

1: 一種確定病人何時對除顫敏感的裝置,該系統包括多個電極,用于獲 得病人的心電圖(ECG)信號,以及數據處理裝置,用于(a)確定ECG信號的一個 區域,這里信號從第一閾值到第二閾值,后者與第一閾值在幅度上至少相等而 極性相反,同時信號的梯度保持在特定范圍內,(b)檢測ECG信號峰值之后的 下一個信號,以及(c)在作這種檢測時提供輸出信號。
2: 如權利要求1所述的裝置,其特征在于:第一閾值是負閾值,而第二 閾值是正閾值。
3: 如權利要求1所述的裝置,其特征在于:第一閾值是正閾值,而第二 閾值是負閾值。
4: 一種包含如權利要求1、2或3所述的裝置的除顫器,其特征在于:采 用輸出信號的出現來觸發在除顫電極上施加除顫電壓。
5: 如權利要求4所述的裝置的除顫器,其特征在于:提供ECG信號的電 極也是除顫電極。
6: 如權利要求4或5所述的除顫器,其特征在于:除顫電壓是n相被截 指數電壓,這里n大于1。
7: 如權利要求4、5或6所述的除顫器,其特征在于:除顫電壓是雙相被 截指數電壓。

說明書


確定病人何時對除顫敏感的裝置

    本發明涉及確定病人何時對除顫敏感的裝置。

    心室纖顫(VF)是心臟的異常心律,它證明如果未作處理是致命的。在緊急情況下的唯一有效處理是通過將電極施加在胸腔壁或者將電極直接附著到心臟表面上對心臟施加高壓電擊。這一高壓電擊試圖中斷心室纖顫序列,由此使心臟恢復到正常激勵序列。

    處于VF中的心臟是沒有效率的,如何有的話也只能使很少血液循環。VF事件因此可能是所有醫療情況中最關鍵的時刻。沒有血液循環,腦組織死亡或者壞死在事件發生的數分鐘內便即將來臨。人體缺少供血也結合事件的關鍵時刻,因為心臟本身需要經其冠狀動脈供血,以便有效地發揮作用。在VF期間,對整個身體的供血被中斷,心臟開始經歷局部缺血。局部缺血的心臟組織比正常的心臟組織更傾向于VF。這意味著,隨著VF心律的持續,校正該序列的能力降低,死亡的風險增大。

    存在各種不同的機制,心室纖顫序列通過其能夠自身維持。與正常的竇性心律(被竇房結主動啟動地一個發射序列)不同,VF是自身維持閉合循環序列,有時是自然循環的,但是序列及其機制的本質不隨時間變化。另外,維持任何特定VF事件的機制與該事件的主要起因有關。還存在各種各樣的與心臟有關的異常和損傷,它能夠促進任何人類心臟中的VF序列。可以將它們分為兩種截然不同的組,即初次VF事件和二次VF事件。

    初次VF事件是這樣的情況,這里VF是未預料的事件,這既可以是突然自發發起的VF,也可以是由于某些其他突然損傷或緊張狀態造成的VF事件,例如急性心肌梗塞、組織缺氧、雷擊等。二次事件是這樣的情況,盡管是突然的但是是周期性的。這些包括VF,冒一定的藥物治療的風險,以及還包括以前具有會促進VF的自發VF事件或心律病史的病人。通過現代臨床反應,對這兩組作不同處理。

    通過既復雜又小型的可植入體內心臟除顫器(ICD)能夠很好地控制二次事件,可植入的心臟除顫器通過外科手術植入到胸部并具有直接連接到心臟的電極。這些器件持續地監測心律,如果它們檢測到異常的心律則將電擊傳遞到心臟。諸如這些器件的裝置由于它們能夠十分快速地作出反應,對于轉換VF具有非常高的成功率。

    然而,初次事件不是如此容易控制的。由于它們完全是未預料的事實,它們總是發生在醫院以外,因此出現缺少專用設備或者專業人員。當它們發生時,反應事件可能較長,因為普通人將未能認識到這種狀況的嚴重性。這意味著事件既不能被迅速地診斷也不能得到有效處理。便攜式心臟除顫器的出現是急救隊的一個顯著進步,它允許急救隊在醫院之外接觸非常專業化的醫療儀器。該過程意味著現在能夠對初次事件進行處理,幾乎與二次事件一樣地成功,只要能夠及時派遣急救隊并到達病人。如果自動外部除顫器(AED)的使用變得更廣泛的話,這種延遲能夠被進一步縮短。

    令人遺憾的是,存在與外部除顫相關的進退兩難的局面。與ICD不同,外部除顫器將電擊施加在胸廓而不是直接施加在心臟上,需要大得多的電壓,以便將能量傳遞到心臟,這是終止VF心律所必需的。由于這一高電壓的結果,在胸廓內會出現非常高的電流,引起對心臟組織的明顯損傷。顯然,對于預期處理,這是不理想和有缺陷的。另外,外部除顫最好是高幾率的。例如,已經確立了一種能量設定,在一個例子中已經產生成功除顫,然而用相同或者更高能量設定的試圖除顫可能失敗。人們更感興趣的是在所有相同個案中明顯低得多的能量設定可能成功的事實。

    由于這些原因,低能量除顫多年來一直是研究人員追尋的目標。然而,這里討論的本發明的目的不是針對低能量除顫,而是提供一種能夠增大任何除顫嘗試成功的幾率的手段。通過下文這將變得更加清楚,增大幾率則意味著實際上需要更低幅度的電擊來終止任何一定的VF心律。

    降低提供給需要作除顫的病人的能量的嘗試一直是從建議的劑量協議發展的,例如第一次電擊200J,如果這一不成功,那么第二次電擊200J然后重復電擊360J,直到成功或者試圖放棄為止;能量劑量基于病人特征,例如改變初始放電電壓、初始電流或者放電脈沖寬度,以便用更低的胸腔跨阻(TTI)把更低的能量傳遞給病人。

    盡管這些改進類型具有優點,但是它們并不增大除顫成功的幾率,它們還具有嚴重的缺點。例如,雖然對于一位低阻抗病人減小電擊脈沖的寬度和保持初始放電電壓不變意味著受驗者接收更低的能量劑量,但是流過受驗者軀干(和心臟)的初始電流實際上很大,因此損傷更大。

    本理論設計,在施加電擊的那一刻的心肌的狀態實際上是成功除顫嘗試的決定因素。改變電擊脈沖形狀本身的實驗已經表明不同脈沖形狀的特征能夠改變終止VF所需的能量大小。這被廣泛接受,盡管VF具有隨機表觀,但是這就是特征,實際上能夠被成功地模型化。

    在這個領域的研究已經表明,除顫嘗試的成功是由外加電擊脈沖及其形狀成功地組織大量臨界心肌細胞的能力決定的。具體而言,這些大量臨界心肌細胞必須被置于不應性(或恢復)狀態中。如果大量臨界心肌細胞能夠以這種方式被組織起來,心臟實質上暫停。正常的竇性起搏器則能夠啟動心臟的正常活動序列,正常性被恢復。

    然而近年來,研究人員已經證明,在VF期間,心臟的組織狀態隨時間而變化,具體而言,在任何VF序列期間,存在心臟處于更組織化狀態中的時刻。各個研究人員為了識別這些時刻(稱為除顫感受性的周期或時刻)的嘗試僅僅取得局部成功。1988年Carlisle等人使外加電擊同步于VF期間ECG的峰、谷和零交叉點,沒有任何顯著成功。

    因此本發明的目的是提供一種確定病人何時對除顫敏感的手段,由此能夠增大任何除顫嘗試成功的幾率。

    于是,本發明提供一種確定病人何時對除顫敏感的裝置,該系統包括多個電極,用于獲得病人的心電圖(ECG)信號,以及數據處理裝置,用于(a)確定ECG信號的一個區域,這里信號從第一閾值到第二閾值,后者與第一閾值在幅度上至少相等而極性相反,同時信號的梯度保持在特定范圍內,(b)檢測ECG信號峰值之后的下一個信號,以及(c)在作這種檢測時提供輸出信號。

    本發明進一步提供除顫裝置,其中采用輸出信號的出現來觸發在除顫電極上施加除顫電壓。

    在這種情況中,提供ECG信號的電極本身可以就是除顫電極。

    第一和第二閾值以及梯度范圍可以從以前的ECG信號的測量參數自動地計算出,或者它們可以憑經驗地確定為常數值。

    在待描述的實施例中,數據處理裝置是以數字電路實現的。然而,另一方面它也可以模擬電路或者模擬和數字電路的組合來實現。

    現在將通過舉例并參考附圖描述本發明的一個實施例。附圖中:

    圖1示出單個雙極導聯ECG,表明從人體表面測量的正常竇性搏動。

    圖2是心臟圖,表明在對應于圖1所示ECG的正常竇性搏動期間在四個瞬間上的平均心動矢量。

    圖3示出正常的竇性心律。

    圖4示出心肌的隔離部分的正常去極化和再極化。

    圖5是典型雙極ECG痕跡,表明VF。

    圖6示出產生VF?ECG痕跡的一種可能激活機制。

    圖7示出一個單個折返激活環路。

    圖8示出帶時間標記的圖5所示的VF出現時間,表明由現有技術識別的除顫點。

    圖9說明由本發明施加的檢測制約。

    圖10示出帶時間標記的圖5所示的VF出現時間,表明由本發明識別的除顫點。

    圖11示出實施本發明的除顫裝置。

    圖12是圖11所示裝置的內部電路的功能方框圖。

    圖13是圖12的電擊點檢測器的工作流程圖。

    圖14是使用本發明的一個例子,通過傳遞雙相電擊終止VF序列。

    圖15是使用本發明終止多個折返環路的一個例子,以形成一個主要折返回路。

    本發明基于這樣的的理論,即通過平均心動矢量能夠檢測易感性的時刻并定量化,但是接近主要波前的幅度和速度是不足以準確地確定易感性時刻。主要波前的瞬時方向和心肌組織化對該方向響應的本性是識別易感性確切時刻的關鍵。

    圖1示出從正常竇性心律的心臟獲得的ECG。圖2示出疊加了平均心臟去極化矢量的心臟圖示。每個矢量稱為平均矢量,因為它示出在特定時間點上激活的所有心肌細胞的總和。用數字標示矢量,以描繪時間序列,并能夠與圖1的ECG痕跡相關,以便了解在任何給定時刻心肌組織化。注意圖2中所示的電極e1和e2的放置(在本情況中它們是除顫電極,最終用于電擊心臟)決定所獲得的ECG的形狀,所以有任一給定ECG導聯確定的在任何給定時刻的心臟組織狀態是參考由該特定導聯所解的方向。還要注意,正常竇性心律是心臟的以受控制方式重復出現的非常穩定序列,圖3示出ECG導聯痕跡的例子供參考。

    進一步考慮圖1,可以看到,當心臟激活時,平均心動矢量改變位置,從由t1表示的位置到t2的位置,然后到t3的位置,最后到t4的位置。這里尤其感興趣的是ECG痕跡實現時刻t2與t3之間的最大正偏轉。現在參考圖2,我們看到,t2與t3之間,矢量指向兩個電極e1和e2之間的軸的方向。這是任何雙極ECG導聯的基本特性,當去極化心肌波前沿導聯的軸方向正在接近時,測得最大(正)偏轉,當它沿導聯的軸正在退出時,測得最小(負)偏轉。此外,如果波前正在垂直于導聯軸的方向上移動時,未測量到偏轉(零電位差)。在考慮VF序列的特性之前,必須明白,ECG痕跡和平均心動矢量是激活波前的結果。

    圖4示出如何能夠利用心肌的隔離部分的激活來演示正常去極化和再極化序列。注意,平均矢量是用“-符號”表示去極化波和用“+符號”表示再極化波加以區分的。在組織部分之上,我們還能夠看到,這一隔離激活能產生的電痕跡是從定位在該部分兩側的兩個電極測量的。當它接近正電極時,測得的ECG痕跡表明更尖銳、更快速的去極化波,記下正偏轉,隨后是更慢的再極化波,記下負偏轉。再極化波是負的,因為當它接近正電極時,它具有相反極性(正而不是負)。

    這個特定激活序列(再極化波跟隨在初始去極化波之后)是心房組織的典型特征。心室組織實際上以它初始去極化的相反方向再極化。考慮到測得的ECG和圖4,唯一的差別則在于,對于心房組織,由于再極化波是從正電極向后退回的,它實際上記下ECG痕跡中的正偏轉。

    現在讓我們考慮VF痕跡以及心肌組織如何產生這種痕跡。圖5示出VF的典型時間圖。正如我們能夠看到的,痕跡確實是隨機出現的。這個序列是由組織產生的,包含數目可變的波前。圖6示出一種可能性。這里我們看到,存在幾種波前循環,沒有任何明顯刺激。這些“環”是自持續的,因為組織正在快速異常地再極化,以致于去極化波前實際上能夠再激活組織而不是允許組織暫停和等待正常刺激。注意,由于各個波前是完全獨立的,它們將干涉,以致于整個激活矢量隨時間改變,正如由ECG痕跡表示的。此外,在這個特定例子中,“環”都是同直徑的,然而不一定是這種情況。現在必須明白,在任何給定時刻,可以看到波前比其他時間更多地加在一起,導致從外部測量的更高幅度的激活矢量。在其他時間,波前則會更多相消干涉,引起更低幅度的激活矢量被測量。

    圖7示出另一種可能性。這里僅僅示出一個極大的波前,繞整個組織部分循環。這個特定組織激活圖案的實質是最基本的一種自持續“或折返”激活。這個更基本的一種異常激活更多地描述心房心動過速序列。注意,隨著這一單個波前旋轉,在任何時刻存在大面積的組織部分,作為去極化或再極化被提到。事實上,在任何時刻幾乎一半的組織部分被去極化,一半被再極化。如果我們現在以隨機時間將電擊傳遞到組織部分,顯然地,這種電擊可能僅僅有時是成功的。在施加電擊的時刻,被去極化的組織的區域將不受影響,被再極化的區域(因此準備作激活)將開始去極化。由于電擊刺激的結果這些區域更早地被去極化,現在它們不能被已經存在的循環波前再次激活。因此激活序列被折返環的中斷而終止。因此注意,這成功地終止這種異常序列,在任何時刻應當將電擊傳遞到電擊的結果會引起大量組織被去極化,以致于中斷異常序列的地方。這意味著電擊在任何時刻應當施加在大量組織處于再極化狀態的地方。

    如果我們現在返回到圖6并再次考慮這些各個循環波前如何隨時間彼此干涉的,那么我們會看到平均心動矢量及其測量結果(ECG痕跡)是由組合的激活波前產生的。還要注意,測量閾值或在該閾值上的梯度的動作不足以確定組織的激活狀態。由于ECG痕跡的幅度是由于大量組織激活并結合它正在激活的方向而造成的,它們不能被閾值所區分。此外,梯度僅僅揭示整個波前正在接近或后退的速度。

    圖8示出定位在沿圖5的痕跡的各點上的時間標記,這里現有技術建議對除顫的易感性。本發明的目的是通過利用ECG痕跡來識別對折返環中斷的易感性的最佳時刻,以確定整個波前進來和出去的方向。這是通過關注顯著幅度的峰平均心動矢量,然后檢測緊跟在第一個被關注峰之后的幅度相同但是極性相反的幅度來實現的。此外,在相反極性的這些時刻之間的ECG痕跡的形式必須是線性的(就是說相對均勻的梯度)。平均心動矢量代表這樣一個特性,即整個激活何時是由于從遠離正敏感電極的點到靠近同一電極的點向外移動的尺寸顯著激活波前造成的。在正電極檢測到具有這一特性的波前時,將存在大量的組織恰好已經被去極化,因此經恢復而出現,準備激活。還要注意,這些大量組織將在向著正電極的方向上移動,意味著組織內的細胞內電流流動也在該方向上進行。因此在檢測這個時刻時立即傳遞除顫電擊,以致于該序列能夠被成功地中斷。

    此外,至關緊要的是,除顫電擊的極性是這樣的,即大量關鍵細胞被去極化,在試圖倒轉再極化的方向上在組織上不施加電擊。翻轉極性電擊需要更高的能量,因為它既必須倒轉再極化又必須對大量關鍵組織去極化,一個不大可能的過程,因為一直試圖翻轉再極化,大量關鍵細胞將不大可能適當地去極化,VF序列則簡單地永存。

    因此,正如圖9所示,對于ECG信號的從負到正的進行部分,本發明的目的是識別ECG信號的一個區域,這里信號從有效幅度的負閾值“-th”到正閾值“+th”,后者在幅度上至少等于負閾值,而信號的梯度保持在一定的范圍內。在圖9中,只要信號保持在由想像的傾斜平行虛線限定的“通道內”,平行虛線由水平距離δα分開,假設梯度一直保持在所需的范圍內。檢測到ECG信號的這個區域后,除顫的最佳點處于下一個隨后ECG信號峰,即局部最大,在這里應當傳遞除顫電擊。

    本發明同樣可應用于ECG信號的從正到負的部分,在這種情況中應當檢測ECG信號的一個區域,這里信號從有效幅度的正閾值到負閾值,后者至少在幅度上等于正閾值,而信號的梯度保持在一定范圍內,除顫的最佳點則位于ECG信號的下一個隨后局部最小值上。

    圖10示出來自圖5的VF的以前時間圖,但是這里上述技術已經識別的僅僅是時刻tn1和tn2,這些真正對除顫是易感受的。正如前面所述,上下閾值(正如圖10中由水平虛線表示的)和梯度范圍可以從以前ECG信號的測量參數自動地計算出來,或者它們可以以經驗方式確定為常數。在圖10的情況中,假設閾值是以前ECG信號的平均峰值的函數。

    圖11至13中示出了本發明的一個實施例,這是基于一種已知類型的外部除顫裝置。由于體現本發明所需的改進是在內部的,裝置具有傳統外部除顫裝置的外觀(圖11)。

    因此,裝置包括除顫單元10和作用于人體軀干16的一對除顫電極12、14,電極被插入到單元10中。除了用于提供除顫電擊外,電極12、14也用作ECG電極,以已知的方式提供ECG信號,ECG信號被顯示在單元10內的ECG監視器18上。增益控制旋鈕20允許在監視器18上調節信號痕跡的幅度。單元16還包括一個旋轉撥盤22,選擇施加到病人的除顫電擊的能量,當撳鈕24被撳下時引起單元16內的電容器充電到由選擇器22設定值所確定的電壓。最后,提供再一個撳鈕26。在傳統的除顫器中,操作人員撳下這個撳鈕,引起電容器通過電極14、12放電,將電擊傳遞給病人。然而,在本情況中,單元16的內部電路被改進,以致于撳下撳鈕26僅僅使電擊以根據以上參考圖9討論的原理所確定的電擊的實際定時給出。

    圖12是單元10的內部電路的方框圖。圖12中所示的各個方框識別單元的主要功能,并不必構成電路的單獨和各異的部件。

    信號調節和放電電路30接收來自各個除顫電極12、14的信號并由此以已知方式產生ECG信號,顯示在監視器18上。能量選擇電路32響應于旋轉撥盤22的設定值,建立所選能量電平,當撳鈕24被撳下時,充電電路34將電容器充電到對應于所選能量電平的電平上。

    在現有技術中,正如虛線表示的,電擊啟動電路36直接響應于操作人員撳下撳鈕26,給電擊傳遞電路38提供一個輸入,引起后者立即使電容器通過電極12、14放電,將除顫電擊傳遞給病人。然而,在本實施例中,電擊啟動電路36而是給介于電路36與38之間的觸發電擊電路40提供一個輸入。觸發電擊電路40還接收來自電擊點檢測器電路42的一個輸入,后者響應于電路30的ECG信號,根據圖9的原理檢測對除顫敏感的時刻。當檢測到這個時刻時,電擊點檢測器電路42將所述輸入提供給電路40。

    觸發電擊電路40實際上是一個“與”電路,當它接收同時來自兩個電路36和42的輸入時,它提供一個輸入給電擊傳遞電路38,它引起后者立即使電容器通過電極12、14放電,將除顫電擊提供給病人。因此,在撳下按鈕26后立即提供除顫電擊的傳統外部除顫器,由于信號的快速變化和操作人員的相對較慢反應,這能夠發生在ECG循環期間的任意一點,與此相比,在本裝置中,當撳鈕26被撳下時,裝置要等待到電擊點檢測器電路42識別對除顫敏感的時刻才執行電擊為止。這個時刻典型地將出現撳鈕26被撳下的幾分之一秒內,因此按鈕26必須保持撳下直至給出電擊為止。任選地,如果在按鈕26被撳下后的預定時間(比如說2秒)內未檢測到適當時刻,可以將裝置設計成在任何時間點上執行電擊。電擊較佳地是n相被截指數電擊,這里n大于1。就是說,它由幾個交替變化極性的被截指數電壓脈沖組成。具體而言,它可以是雙相被截指數電擊。

    電路30至38的實施是本領域所熟知的,無需作進一步描述。此外,電路40實際上是一個“與”電路,易于由本領域專業人員所實施。電擊點檢測器電路42的功能在本實施例中是由適當編程的微處理器進行的。為了允許微處理器處理ECG信號,采用模數(A/D)轉換器(圖中未示出)將模擬ECG信號轉換為數字形式。

    圖13是在微處理器上運行的程序的流程圖,用于識別對除顫敏感的時刻。該程序從撳下撳鈕26開始。步驟50重復地測試ECG信號,以檢測ECG信號在正進行方向上交叉一個預定負閾值,當在步驟52中檢測到這種交叉時,對信號進行分析以確定其瞬時梯度。步驟54測試如此確定的梯度在預定范圍之內。如果梯度不是在該范圍之內,控制返回到步驟50。如果是在該范圍內,步驟56進行測試,以確定信號是否已經交叉于預定正閾值,其幅度至少等于負閾值的幅度。如果已經交叉,步驟58檢測隨后的下一個峰(局部最大),步驟60給觸發電擊電路40提供一個輸出。然而,如果步驟56確定信號沒有交叉于正閾值,控制返回到步驟52,步驟52至56再次執行。因此,隨著時間從步驟50的交叉檢測起向前進行,程序反復地測試梯度在范圍內,直至信號交叉于正閾值為止,在這種情況下,檢測隨后的下一個峰,或者梯度落在范圍之外,在這種情況下,控制返回到步驟50,以尋找負閾值的下一個交叉。

    圖14示出本發明已經識別易感性的正確時刻,傳遞雙相被截指數電擊,成功地終止VF事件。本發明也能夠被用于終止由多個折返環持續的VF序列,正如以上描述的和圖6中所示的。在這種情況下,本發明識別了最大易感性的時刻,傳遞第一電擊。圖15示出這一過程。正如圖所示,第一電擊的目的不是激活臨界物質,由此終止VF序列,而是將一些小環恰好合并成一個更大的環。相繼的電擊因此能夠將各個環合并成越來越大的環直至最后電擊終止VF序列為止。

    本發明已經被用于識別每種情況下的易感性的時刻。這意味著,除顫(或是單個電擊或是通過多個序列電擊)所需的能量比在不敏感的時刻激活臨界物質所需的能量小得多。

    盡管以上實施例已經使用相同電極既作除顫又提供ECG信號,對ECG信號進行分析以確定對除顫易感性的時刻,ECG信號可以另外地從獨立的電極取得。

    此外,盡管以上已經就外部除顫器描述本發明,即在這里電極被外部連接到病人身體上,但是對于本領域專業人員而言,顯然地,在直接被連接到心臟表面的植入電極的情況中,本發明可以用于確定對除顫易感性的時刻。

    本發明不限于這里描述的實施例,可以對其進行改進或變化,而不偏離本發明的精神。

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