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1、(10)授权公告号 CN 203139392 U (45)授权公告日 2013.08.21 CN 203139392 U *CN203139392U* (21)申请号 201220708431.X (22)申请日 2012.12.20 A61N 1/39(2006.01) (73)专利权人 久心医疗科技 （苏州） 有限公司 地址 215123 江苏省苏州市苏州工业园区星 湖街 218 号 B2 楼 303 室 (72)发明人 赖大坤 王旭 (74)专利代理机构 上海正旦专利代理有限公司 31200 代理人 陆飞 盛志范 (54) 实用新型名称 一种用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展 型 H 桥。
2、电路 (57) 摘要 本实用新型属于医疗电子技术领域， 具体为 一种用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展型 H 桥电路。该电路由至少一只储能电容器、 一只电 感线圈、 一只电流传感器和多只控制开关构成， 其 中， 多只控制开关互联构成带有三个竖臂桥路和 两个横臂桥路的扩展型 H 桥电路开关， 控制开关 按照预定的时序形成高压放电电路， 经由除颤电 极向患者输出双相锯齿波的脉冲形式的双相脉冲 除颤电流， 达到终止体内心室纤维颤动， 实施对患 者及时抢救。本实用可降低对放电桥路的高压特 性要求和节约器件成本 ； 同时可为患者提供个体 化精确控制的除颤电能， 有利于提高心脏电击除 颤的成功率， 降低高。
3、压除颤时的心肌损伤。 (51)Int.Cl. (ESM)同样的发明创造已同日申请发明专利 权利要求书 1 页 说明书 6 页 附图 3 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)实用新型专利 权利要求书1页 说明书6页 附图3页 (10)授权公告号 CN 203139392 U CN 203139392 U *CN203139392U* 1/1 页 2 1. 一种用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展型 H 桥电路， 作为除颤器输出级， 其特 征在于 ： 由至少一只储能电容器、 至少一只电感线圈、 至少一只电流传感器和多只控制开关 构成， 其中， 控制开关互联构成带有三个竖臂桥路和两个横臂。
4、桥路的扩展型 H 桥电路开关， 控制开关按照预定的时序形成高压放电电路， 经由除颤电极向患者输出双相脉冲的除颤电 流 ； 其中 ： 所述的除颤器输出级中， 通过控制扩展型 H 桥电路开关的组合方式， 可构成至少一个 包括储能电容器与电感线圈的电感储能桥路回路 ； 所述的除颤器输出级中， 通过控制扩展型 H 桥电路开关的组合方式， 可构成至少一个 包括储能电容器与患者相连的患者放电桥路回路 ； 所述的除颤器输出级中， 通过控制扩展型 H 桥电路开关的组合方式， 可构成至少一个 包括电感线圈、 储能电容器和患者相连的患者放电桥路回路 ； 所述的除颤器输出级中， 所述电流传感器置于患者放电桥路回路或。
5、者电感储能桥路回 路中， 在放电过程中实时感测该回路电流的幅度。 2. 如权利要求 1 所述的用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展型 H 桥电路， 其特征在 于 ： 其对 H 桥路开关组合方式的控制由微型控制器实现。 3. 如权利要求 3 所述的用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展型 H 桥电路， 其特征在 于 ： 电流传感器由欧姆电阻实现， 测量得到的电流值输入到所述的微型控制器， 与参考值比 较后， 再由微型控制器输出并控制桥路开关的组合方式。 4. 如权利要求 1 所述的用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展型 H 桥电路， 其特征在 于 ： 所述的 H 桥路开关包括一个或多个 IGBT 或 S。
6、CR 开关。 权 利 要 求 书 CN 203139392 U 2 1/6 页 3 一种用于心脏除颤器中实现高压放电的扩展型 H 桥电路 技术领域 0001 本实用新型属于医疗电子技术领域， 具体涉及一种心脏除颤的高压放电电路， 尤 其涉及用于自动体外除颤器 （AED） 中的实现高压放电的扩展型 H 桥电路。 背景技术 0002 心脏猝死 （SCD） 是在临床症状出现 1 小时内迅即发生的非预期型循环虚脱及至心 脏停搏， 是心血管疾病的主要死亡原因。 美国健康统计中心的流行病学研究结果显示， 所有 心血管病死亡中超过 50% 者为 SCD， 每年我国的 SCD 总数在 54.4 万例以上 ； 。
7、同时在过去的 几十年中， 随着人口老龄化进程 SCD 的发生有上升趋势。其中， 80% 的 SCD 归因于恶性室性 心律失常， 如心室颤动 （VF， 简称室颤） 。由于室颤等恶性室性心律失常发作常无预兆， 发作 时心室的电活动失去同步性， 心脏泵血功能丧失， 如不及时采取措施转复心律， 数分钟之内 将导致猝死。而这其中超过 90% 的室颤患者的发病地点是在医院外， 往往无法及时获得救 治。 所以， 在尽可能短的时间内终止室颤、 恢复正常心脏节律、 恢复血流动力学稳定， 是避免 和有效防止 SCD 发生的首要任务。目前， 临床上唯一一种可有效终止心肌纤颤的方法是电 击除颤 （ED， 简称除颤） 。
8、， 即对心脏进行高压强电击， 使心肌细胞重新极化， 回到各自的激动 状态， 重新开始正常跳动。自动体外除颤器 （AED） 的出现使医院外早期除颤成为可能， 而且 其 “自动识别、 自动分析、 自动除颤” 的智能特性让电击除颤操作变得简单易行， 非专业民众 亦可就地取用及时地对 SCD 患者实施除颤抢救， 缩短抢救时间， 提高 SCD 的抢救生存率。 0003 除颤器所释放的电流应是能够终止室颤的最低能量， 一般成人的电击除颤的阈值 电流为 10 25 安培， 能量为 50 300 焦耳。能量过大或电流过高不但会导致心肌损伤和 皮肤灼伤， 而且会对缺血性心脏等器质性心脏损害更大。除颤器输出的电能。
9、最终是通过一 定放电波形释放到患者身上。 因此， 为了减少心肌损伤和除颤过量的副作用， 国内外学者对 除颤放电方法及波形开展了大量的研究， 曾经和正在使用的一些放电波形包括 ： 单相阻尼 正弦波、 单相指数截尾波、 双相指数截尾波、 窄脉冲阵列双相指数截尾波等等。实验研究证 实， 双相波除颤时心肌所需的电势梯度平均值仅为单相波的 1/2， 所需除颤能量相应的也由 单相直流除颤时的 360 焦耳大幅度降低到 200 焦耳。由此可见， 同等施加同等除颤能量时， 双相波的成功率远高于单相波。目前， 医学界对于除颤技术的电生理机制尚未有公认的结 论， 市场上的除颤器或 AED 多为指数衰减型的双相除颤。
10、波， 力求在保证较高的心肌细胞同 步除颤成功率的同时， 尽可能以最小的放电能量实现对心脏最少的损伤。 0004 一般人体的胸阻抗在 20 150 欧姆左右， 存在较大的个体差异， 现有的除颤器通 常根据测量到的胸阻抗大小， 改变双相除颤波的放电起始电压幅度或者放电波形宽度， 达 到放电能量自适应调节和控制。中国专利 200510120801.2A“除颤双相波的波形产生方 法” 所述的除颤放电方法， 其波形参数包括固定的脉冲周期和可调的放电起始电压。中国 专利 200580047116.A“具有在形成治疗双相波形中使用的离散感测脉冲的自动体外除颤 器 （AED） ” ， 该感测脉冲用于在释放除颤。
11、波形之前确定患者的胸阻抗等特定参数， 并基于此 参数调整放电波形。中国专利 200710046179.4A “用窄脉冲实现低能量除颤的方法及装置” 说 明 书 CN 203139392 U 3 2/6 页 4 是当除颤的放电波形为双相指数截尾指数波时， 每次点击的脉宽在0.5ms4ms之间可调。 中国专利 200910061191.1 “智能中频双向方波除颤方法” 用 5KHz 的中频恒定电流检测胸阻 抗， 并相应调节放电波形参数， 对患者发出 5KHz 中频的双相除颤丛状脉冲方波。美国专利 US6,671,546 和专利 US6,493,580 公开的一种类似的更高频率的多脉冲双相波技术， 。
12、将第 一相除颤脉冲和第二相除颤脉冲的周期固定， 双相波形分割为多个窄脉冲波形构成。以上 专利及虽然都采用了双相除颤波， 但是正相和反相实质是只有一个波， 呈高压指数衰减下 降形式。其主要不足在于 ：（1） 指数波的尖峰部分过道超过除颤阈值， 既浪费能量又容易产 生过强刺激对心肌产生损伤 ；（2） 能量控制偏差较大， 除颤器释放的能量根据胸阻抗调整， 较难实现个体化精确控制， 特别是阻抗特别高或者特别低的患者 ；（3） 指数波的尖峰部分， 要求更高起始电压的电容储能器和更高耐压要求的除颤输出级， 增加了除颤器设备的设计 复杂度和制造成本。 发明内容 0005 本实用新型的目的在于针对上述现有技术。
13、的不足而提出一种能产生双相锯齿放 电波形的扩展型 H 桥电路， 用于心脏除颤器设备 ； 该电路可针对不同的患者， 提供更加个体 化精确控制的除颤电能， 同时获得比储能电容器源电压更高的放电输出电压， 降低对放电 桥路的高压特性要求和节约器件成本。 0006 本实用新型提供的产生双相锯齿放电波形的扩展型 H 桥电路， 作为除颤器输出 级， 具体构成如下 ： 由至少一只储能电容器、 一只电感线圈、 一只电流传感器和多只控制开 关构成， 其中， 控制开关互联构成带有三个竖臂桥路和两个横臂桥路的扩展型 H 桥电路开 关， 控制开关按照预定的时序形成高压放电电路， 经由除颤电极向患者输出双相脉冲的除 颤。
14、电流 ； 其中 ： 0007 所述的除颤器输出级中， 通过控制扩展型 H 桥电路开关的组合方式， 可构成至少 一个包括储能电容器与电感线圈的电感储能桥路回路 ； 0008 所述的除颤器输出级中， 通过控制扩展型 H 桥电路开关的组合方式， 可构成至少 一个包括储能电容器与患者相连的患者放电桥路回路 ； 0009 所述的除颤器输出级中， 通过控制扩展型 H 桥电路开关的组合方式， 可构成至少 一个包括电感线圈、 储能电容器和患者相连的患者放电桥路回路 ； 0010 所述的除颤器输出级中， 所述电流传感器置于患者放电桥路回路或者电感储能桥 路回路中， 在放电过程中实时感测该回路电流的幅度。 001。
15、1 利用上述扩展型 H 桥路构成的除颤器输出级， 可用于自动体外除颤器 （AED） 中产 生双相锯齿放电波形， 即通过包含一个带电感线圈的扩展型 H 桥路除颤器输出级， 以预先 设定的一系列桥路开关组合及控制策略， 可将储能电容器中的电能和电感线圈中感应电能 以合并地 （或者单独地） 方式， 经由除颤电极以锯齿细波叠加在双相矩形波上的脉冲形式在 患者身上进行一次快速地高压电击放电， 以此达到终止体内心室纤维颤动、 降低高压除颤 对心肌的损伤， 实现对患者及时抢救的目的 ； 其中， 除颤放电电压可高于储能电容器的输出 源电压， 除颤电能的输出控制根据患者个体化差异获得更加精确控制。具体步骤如下 。
16、： 0012 第一步， 出现可电击心律并建议除颤放电后， 完成储能电容器的充电准备， 并设定 放电电流参数， 包括放电电流幅度的参考区间值、 正相锯齿波总数和反相锯齿波总数 ； 说 明 书 CN 203139392 U 4 3/6 页 5 0013 第二步， 控制 H 桥电路开关的组合方式， 构成所述的正相电感桥路储能， 由储能电 容器向电感线圈进行放电储能， 由此流经电感线圈的电流幅度亦逐步升高， 并实时反馈到 同一桥路的电流传感器上 ； 0014 第三步， 当该电流传感器上的电流升高到预设参考区间的上限时， 控制 H 桥电路 开关组合方式 （断开正相电感储能桥路， 并连通正相患者放电桥路）。
17、 ， 由感应的电感线圈的 电能和储能电容器合并同时对患者进行除颤放电， 并实时反馈到该桥路的电流传感器上 ； 0015 第四步， 当该电流传感器上的放电电流降低到预设参考区间的下限时， 控制 H 桥 电路开关的组合方式 （断开正相患者放电桥路， 并连通正相电感储能桥路） ， 同时增加一个 锯齿波计数， 并与预设的正相锯齿波总数比较， 如不足， 则重复第二步第四步 ； 0016 第五步， 完成正相锯齿脉冲放电后， 控制 H 桥电路开关的组合方式， 按类似第二 步第四第步， 实施反相锯齿脉冲放电。 0017 本实用新型中， 所述扩展型 H 桥电路， 通过控制桥路开关的组合方式， 亦可工作在 降压模。
18、式。 0018 本实用新型中， 所述扩展型H桥电路， 其对H桥路开关组合方式的控制是由微型控 制器 （MCU） 实现。 0019 本实用新型中， 所述扩展型 H 桥电路， 其电流传感器由欧姆电阻实现， 测量得到的 电流值输入到所述的微型控制器， 与参考值比较后， 再由微型控制器输出并控制桥路开关 的组合方式。 0020 本实用新型中， 所述扩展型 H 桥电路中， 桥路开关包括一个或多个 IGBT 或 SCR 开 关。 0021 采用上述技术方案构成的心脏除颤器， 根据检测到的可电击异常心电信息及患者 的胸阻抗， 自动地预先设定除颤放电波形参数， 并立即向患者输出双相锯齿矩形波高压电 击电流。其。
19、特征在于扩展型 H 桥路中的电流传感器实时检测出电击除颤过程中放电电流 的幅度， 并与预设的电流幅度参考区间值进行比较， 进而通过导通正相 （或反相） 电感储能 桥路升高电流幅度 （当幅度低于区间下限时） ， 或者导通正相 （或反相） 患者放电桥路降低电 流幅度 （当幅度高于区间下限时） ， 由此在患者身上获得一呈现双相锯齿波形的除颤放电电 流， 其除颤放电电压可高于储能电容器的输出源电压， 避免了现有双相指数波的尖峰部分 对高压放电电路较高起始电压的要求， 有利于降低除颤器高压放电输出级的成本和增加电 路的工作可靠性 ； 同时， 除颤波形不仅对患者心肌损伤较小， 而且电击同步除颤成功率亦有 。
20、较大提高， 针对不同胸阻抗的患者差异， 能提供更加个体化精确的电击能量控制。 附图说明 0022 图 1 是本实用新型实施例的一种心脏除颤放电扩展型 H 桥路示意图。 0023 图 2 是图 1 的除颤放电控制流程图。 0024 图 3 是图 1 的除颤放电电流波形示意图。 0025 图 4 是图 1 实施例的一种自动体外除颤器装置 （AED） 框图。 0026 图 5 是图 1 实施例的另一种自动体外除颤器装置 （AED） 框图。 具体实施方式 说 明 书 CN 203139392 U 5 4/6 页 6 0027 以下结合附图所示的最佳实施例进一步阐述本实用新型 ： 0028 参照附图 1。
21、， 一种心脏除颤器中一种产生双相锯齿放电波形的扩展型 H 桥电路， 包 含至少一个电感线圈 （L） 和至少一只储能电容器 （C） ， 以及多只控制开关 （S1S6） 构成， 其 中， 控制开关互联构成带有三个竖臂桥路 （S1-S3， S5-S6, S2-S4） 和两个横臂桥路 （RP- 患 者， RL -L） 的扩展型 H 桥电路， 控制开关按照预定的时序形成高压放电电路， 经由除颤电极 （3） 向患者输出双相脉冲的除颤电流 （IP） ； 由此实现将储能电容器 （C） 中的电能和电感线圈 （L） 中感应电能分别或者合并经由除颤电极以双相锯齿波的脉冲形式在患者身上进行一次 快速地高压电击放电， 。
22、以此达到终止体内心室纤维颤动， 实现对患者及时抢救的目的。 本实 施例采用的本实用新型双相锯齿方波除颤放电方法， 可提供比储能电容器源电压更高的放 电输出电压， 有利于降低对放电桥路的高压特性要求和节约器件成本 ； 同时， 产生的锯齿细 波叠加在双相矩形波上的除颤放电电流， 可为患者提供个体化精确控制的除颤电能， 有利 于提高心脏电击除颤的成功率和有效降低高压除颤时的心肌损伤。 本实用新型给出的除颤 放电方法用到的除颤器输出级的具体构成及特征如下 ： 0029 所述的除颤器输出级 （2） ， 通过控制扩展型 H 桥路开关的组合方式， 可构成至少一 个包括储能电容器 （C） 与电感线圈 （L） 。
23、的正相电感储能桥路回路 （S1-L-S6） 或者反相电感 储能桥路回路 （S5-L-S3） ； 0030 所述的除颤器输出级 （2） ， 通过控制扩展型 H 桥路开关的组合方式， 可构成至少 一个包括电感线圈 （L） 和储能电容器 （C） 与患者相连的正相患者放电桥路回路 （S1-L- 患 者 -S4） 或者反相患者放电桥路回路 （S2- 患者 -L-S3） ； 0031 所述的除颤器输出级 （2） ， 通过控制扩展型 H 桥路开关的组合方式， 可构成至少一 个包括储能电容器 （C） 与患者相连的正相患者放电桥路回路 （S3-L- 患者 -S4） 或者反相患 者放电桥路回路 （S1- S2- 。
24、患者 -L） ； 0032 所述的除颤器输出级 （2） ， 至少包括一只电流传感器 （RP或 RL） ， 该电流传感器置于 患者放电桥路回路 （或者电感储能桥路回路） ， 在放电过程中实时感测该支路电流 （IP或 IL） 的幅度。 0033 参照附图 2 和图 3， 基于一种扩展型 H 桥路除颤输出级 （2） 实现的除颤放电方法， 即根据检测到的可电击异常心电信息及患者的胸阻抗， 自动地预先设定除颤放电波形参数 （正相电流参考区间 Imax+ Imin+， 反相 Imax- Imin-、 正相锯齿波总数 M 和反相锯齿波 总数 N） ， 并立即向患者输出双相锯齿矩形波高压电击电流 （IP） 。。
25、其特征在于扩展型 H 桥路 （2） 中的电流传感器 （RP或 RL） 实时检测出电击除颤过程中放电电流 （IP或 IL） 的幅度， 并与 预设的电流幅度参考区间值进行比较， 进而通过导通正相电感储能桥路 （S1-L-RL-S6, 或反 相电感储能桥路 S5-L-RL-S3） 升高电流幅度 （当幅度低于区间下限时） ， 或者导通正相患者 放电桥路 （S1-L- 患者 -RP-S4, 或反相 S2- 患者 -RP-L-S3） 降低电流幅度 （当幅度高于区间 下限时） ， 由此在患者身上获得一呈现双相锯齿波形的除颤放电电流 （4） ， 其电压可高于储 能电容的电压 ； 其步骤如下 ： 0034 第 。
26、1 步， 出现可电击心律并建议除颤放电后， 完成储能电容器的充电准备， 并设定 放电电流参数， 包括放电电流幅度的参考区间值 （正相电流参考区间 Imax+ Imin+， 反相 Imax- Imin-） 、 正相锯齿波总数 （M） 和反相锯齿波总数 （N） ； 0035 第2步 （t0时刻） ， 控制桥路开关的组合方式， 构成如权利要求1所述的正相电感储 说 明 书 CN 203139392 U 6 5/6 页 7 能桥路 （S1-L-RL-S6） ， 由储能电容器 （C） 向电感线圈 （L） 进行放电， 由此流经电感线圈的电 流幅度 （IP） 亦逐步升高， 并实时反馈到同一桥路的电流传感器上。
27、 （RL） ； 0036 第 3 步 （t1时刻） ， 当该电流传感器 （RL） 上的电流升高到预设参考区间的上限时 （Imax+） ， 控制桥路开关组合方式 （断开电感储能桥路S1-L-患者-RP-S4， 并连通正相患者放 电桥路 S1-L- 患者 -RP-S4） ， 由感应的电感线圈和储能电容器同时对患者进行除颤放电， 并 实时反馈到该桥路的电流传感器上 ； 0037 第4步 （t2时刻） ， 当该电流传感器上的放电电流降低到预设参考区间的下限时， 控 制桥路开关的组合方式 （断开正相患者放电桥路， 并连通电感储能桥路） ， 同时增加一个锯 齿波计数， 并与预设的正相锯齿波总数比较， 如不。
28、足， 则重复第 2 4 步 ； 0038 第 5 步， 完成正相锯齿脉冲放电后 （t3时刻） ， 控制桥路开关的组合方式， 按类似第 2 4 步实施反相锯齿脉冲放电 （t4 t6时刻） 。 0039 参照附图 4， 采用本实用新型的一种实施例自动体外除颤器装置 （AED） 框图， 其系 统构成为 ： 基于微处理器的主控制模块 （8） 为核心， 通过相应接口分别连接到心电及胸阻 抗等生理参数采集模块 （5） 、 人机交互模块 （6） 、 无线通信模块 （7） 、 高压充电模块 （10） 、 除 颤放电H桥路模块 （11） 等功能模块 ； 上述功能模块统一由锂电池 （9） 供电， 并全部置于一密 。
29、闭的轻薄高强度便携式盒体内， 通过两除颤电极片 （3） 连接至患者体表 （1） 。上述 AED 装置 可工作在省电模式的日常循环自检状态和急救模式的电击除颤工作状态。 电击除颤工作状 态时， 其主控程序或者嵌入式操作系统统一控制和协调各模块工作， 包括 ： 根据所测定患者 胸阻抗信息预先设定个性化的精确放电波形参数， 一旦待救患者的心电信息通过连续地自 动分析， 其结果呈现可电击心律时， 主控程序将立即发出充电指令和按照本实用新型给出 的双相锯齿方波高压放电方法， 进行高压电击除颤抢救 ； 另外在整个抢救过程中， 上述 AED 装置将辅于声音和灯光提示， 分步指导施救者完成 “贴放电击、 人工。
30、呼吸、 CPR 胸外按压、 除 颤放电” 等一系列抢救操作， 上述装置亦会将整个除颤抢救事件的心电信息、 控制指令以及 设备参数等信息全部存放， 用于事后由无线通讯模块输出进行事件回放和分析。 其中， 所述 的除颤放电 H 桥路输出级各主要硬件部分的选型及工作方式如下 ： 0040 所述的输出级 H 桥路 （11） 高压侧开关 （S1， S2， S5） 选择 IGBT， 低压侧开关 （S3， S4， S6） 选择可控硅型 SCR 开关， 或者只少一只为 IGBT， H 桥路所有开关 （S1S6） 均有主控模块 （8） 按照本实用新型的高压放电方法控制 ； 0041 参照附图 5， 采用本实用新。
31、型的另一种实施例自动体外除颤器装置 （AED） 框图， 其 所给出的 H 桥路是在上述实施例 H 桥路的基础上做了进一步改进， 包括 ： 0042 所述的除颤器输出级 （12） ， 在储能电容器 （C） 两端增加一只并联的续流二极管 （D） ， 构成除颤器的自放电基本回路 （C-S7-D） ； 0043 所述的除颤器输出级 （12） ， 正、 反相放电时的电感储能桥路均为 S7-RL-L-S6 ； 0044 所述的除颤器输出级 （12） ， 一种升压放电桥路包括正相患者放电桥路S7-RL-L-患 者-S1-RP-S4和反相患者放电桥路S7-RL-L-患者-S2-RP-S3， 由此可实现储能电容。
32、器的电能 与电感线圈感应的电能合并对患者进行除颤放电， 其输出放电电压可高于储能电容器的电 压， 从而实现升压放电功能， 其中的除颤放电电流由 RL检测获得。 0045 所述的除颤器输出级 （12） ， 一种降压方式的放电桥路包括正相患者放电桥路 D-L-S1- 患者 -RP-S4 和反相患者放电桥路 D-L-S2- 患者 -RP-S3， 由此可实现电感线圈感应 说 明 书 CN 203139392 U 7 6/6 页 8 的电能单独地对患者进行除颤放电， 其输出放电电压低于储能电容器的电压， 其中的除颤 放电电流由 RP检测获得。 0046 上述 AED 装置的主控模块 （8） 基于设定的放。
33、电波形参数， 按照本实用新型的高压 放电方法及控制策略， 调整和改变输出级的 H 桥路结构， 从而实施本专利所述的向患者输 出一定幅度范围内呈锯齿方波波形的除颤放电电流， 最终实现对室颤患者的快速有效电击 除颤， 挽救患者的宝贵生命。 0047 在上述实施例中， AED 电除颤装置的心电及胸阻抗等生理参数采集模块 （5） 、 人机 交互模块 （6） 、 无线通信模块 （7） 、 高压充电模块 （10） 、 电极 （3） 、 电池模块 （9） 等功能模块和 驱动电路、 心电自动分析和识别、 各模块通讯协议及主控程序、 CPR 辅助抢救方法等内容不 是本实用新型的内容， 故未给出详细阐述， 具体可参考相关技术资料和现有的心脏除颤装 置及系统来实现。 说 明 书 CN 203139392 U 8 1/3 页 9 图 1 图 2 说 明 书 附 图 CN 203139392 U 9 2/3 页 10 图 3 图 4 说 明 书 附 图 CN 203139392 U 10 3/3 页 11 图 5 说 明 书 附 图 CN 203139392 U 11 。