一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置制造方法
【專利摘要】本發(fā)明提供了一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置：除顫器根據(jù)感測到的胸阻抗大小自動設(shè)定除顫放電所需的最低電能量；計算出雙相鋸齒脈沖放電波形的幅度參考區(qū)間值、正相和反相鋸齒波總數(shù)；按照預(yù)先設(shè)定的H橋路開關(guān)控制策略，將儲能電容器中的電能以雙相鋸齒波脈沖的形式在患者身上進行一次快速地高壓電除顫。本發(fā)明基于患者胸阻抗感測和個體化定制的雙相鋸齒脈沖放電，對處于室顫狀態(tài)下的心臟提供了一個形態(tài)呈現(xiàn)鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流；通過控制正、反相鋸齒波數(shù)，實現(xiàn)對患者放電劑量的精確、靈活控制，有利于提高除顫放電個體針對性和一次除顫成功率，并通過降低高壓幅度有效降低除顫過程中對心肌形成的損傷。
【專利說明】—種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明屬于醫(yī)療電子【技術(shù)領(lǐng)域】，具體涉及一種心臟除顫的放電劑量控制方法，尤其涉及用于自動體外除顫器(AED)中的基于雙相鋸齒方波輸出橋路的除顫放電劑量精確控制方法。
【背景技術(shù)】
[0002]心臟猝死(S⑶)是在臨床癥狀出現(xiàn)I小時內(nèi)迅即發(fā)生的非預(yù)期型循環(huán)虛脫及至心臟停搏，是心血管疾病的主要死亡原因。美國健康統(tǒng)計中心的流行病學(xué)研究結(jié)果顯示，所有心血管病死亡中超過50%者為S⑶，每年我國的S⑶總數(shù)在54.4萬例以上；同時在過去的幾十年中，隨著人口老齡化進程S⑶的發(fā)生有上升趨勢。其中，80%的S⑶歸因于惡性室性心律失常，如心室顫動(VF，簡稱室顫)。由于室顫等惡性室性心律失常發(fā)作常無預(yù)兆，發(fā)作時心室的電活動失去同步性,心臟泵血功能喪失,如不及時采取措施轉(zhuǎn)復(fù)心律,數(shù)分鐘之內(nèi)將導(dǎo)致猝死。而這其中超過90%的室顫患者的發(fā)病地點是在醫(yī)院外，往往無法及時獲得救治。所以，在盡可能短的時間內(nèi)終止室顫、恢復(fù)正常心臟節(jié)律、恢復(fù)血流動力學(xué)穩(wěn)定，是避免和有效防止S⑶發(fā)生的首要任務(wù)。
[0003]目前，臨床上唯--種可有效終止心肌纖顫的方法是電擊除顫(ED，簡稱除顫)，即
對心臟進行高壓強電擊，使心肌細(xì)胞重新極化，回到各自的激動狀態(tài)，重新開始正常跳動。自1947年美國醫(yī)生Beck完成第一例電除顫搶救后，心臟電除顫方法及放電策略不斷改進，各種電除顫器相繼面世，今天電除顫器已成為臨床醫(yī)院的必不可少儀器。近年，自動體外除顫器(AED)的出現(xiàn)使得醫(yī)院外實施早期除顫急救成為可能，其主要包括心電圖檢測、心臟節(jié)律分析和放電決策咨詢等子系統(tǒng)，具有“自動識別、自動分析、自動除顫”的智能特性。AED可實現(xiàn)全自動自動除顫放電`，或者建議何時執(zhí)行電擊除顫，而由操作者執(zhí)行按下“電擊”按鈕實施電除顫，讓電擊除顫操作變得簡單易行，非專業(yè)民眾亦可就地取用及時地對S⑶患者實施除顫搶救，縮短搶救時間，提高SCD的搶救生存率。
[0004]除顫器對患者心臟實施電擊除顫的過程，實際上是通過電極向人體施加一瞬間的高壓電刺激，最終所釋放的電能應(yīng)是能夠終止心肌纖顫的最低能量。實際應(yīng)用中，一次成功除顫所需的放電劑量，因人而異，因癥而異，存在較大的個體差異。一般人體的胸阻抗在20~150歐姆左右，成人的電擊除顫的閾值電流為10~25安培，放電時間5~15ms，能量劑量為50~300焦耳，嬰兒及兒童所需閾值電流和放電能量則要比成人小。美國心臟協(xié)會(AHA)指南推薦的室顫放電劑量為:首次除顫推薦的放電能量是200J，第二次200~300J，第三次360J。除顫器中，除顫電壓(伏特V)=除顫電流(安培A) X胸阻抗(歐姆Ω)，電流是除顫最根本的因素，保持除顫電流不變，人體胸阻抗決定了所需的除顫電壓高低；同時，除顫能量(焦耳J)=除顫電壓(伏特V) X除顫電流(安培A) X放電時間(毫秒ms)，除顫電壓、胸阻抗及放電時間越?jīng)Q定了實際釋放到人體的除顫放電劑量大小。除顫放電劑量過大，或者電流過高不但會導(dǎo)致心肌損傷和皮膚灼傷，而且會對缺血性心臟等器質(zhì)性心臟損害更大；相應(yīng)地，如果除顫放電輸出的劑量不足，則無法成功實施除顫，嚴(yán)重時會錯過寶貴的救治時機。因此，為了減少除顫過量的副作用和提高除顫成功率，國內(nèi)外學(xué)者對除顫放電方法及波形開展了大量的研究，曾經(jīng)和正在使用的一些放電波形包括:單相阻尼正弦波、單相指數(shù)截尾波、雙相指數(shù)截尾波、窄脈沖陣列雙相指數(shù)截尾波等等。實驗研究證實，雙相波除顫時心肌所需的電勢梯度平均值僅為單相波的1/2，所需除顫能量相應(yīng)的也由單相直流除顫時的360焦耳大幅度降低到200焦耳。由此可見，同等施加同等除顫能量時，雙相波的成功率遠(yuǎn)高于單相波。迄今為止，醫(yī)學(xué)界對于除顫技術(shù)的電生理機制尚未有公認(rèn)的結(jié)論，市場上的除顫器或AED多為指數(shù)衰減型的雙相除顫波，力求在保證較高的心肌細(xì)胞同步除顫成功率的同時，盡可能以最小的放電能量實現(xiàn)對心臟最少的損傷。
[0005]目前，現(xiàn)有的除顫器通常根據(jù)測量到的患者胸阻抗大小，改變上述指數(shù)衰減型的雙相除顫波的放電起始電壓幅度或者放電波形寬度，達到放電能量自動調(diào)節(jié)和控制。中國專利200510120801.2A “除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法”所述的除顫放電方法，其波形參數(shù)包括固定的脈沖周期和可調(diào)的放電起始電壓。中國專利200580047116.A “具有在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的自動體外除顫器(AED)”，該感測脈沖用于在釋放除顫波形之前確定患者的胸阻抗等特定參數(shù)，并基于此參數(shù)調(diào)整放電波形。中國專利200710046179.4A “用窄脈沖實現(xiàn)低能量除顫的方法及裝置”是當(dāng)除顫的放電波形為雙相指數(shù)截尾指數(shù)波時，每次點擊的脈寬在0.5ms~4ms之間可調(diào)。中國專利200910061191.1“智能中頻雙相方波除顫方法”用5KHz的中頻恒定電流檢測胸阻抗，并相應(yīng)調(diào)節(jié)放電波形參數(shù)，對患者發(fā)出5KHz中頻的雙相除顫叢狀脈沖方波。美國專利US6，671，546和專利US6, 493，580公開的一種類似的更高頻率的多脈沖雙相波技術(shù)，將第一相除顫脈沖和第二相除顫脈沖的周期固定，雙相波形分割為多個窄脈沖波形構(gòu)成。以上專利及雖然都采用了雙相除顫波，但是正相和反相實質(zhì)是只有一個波，呈高壓指數(shù)衰減下降形式。其主要不足在于:(1)能量控制偏差較大，除顫器釋放的能量根據(jù)胸阻抗調(diào)整，較難實現(xiàn)個體化精確控制，特別是阻抗特別高或者特別低的患者；(2)指數(shù)波的尖峰部分過道超過除顫閾值，既浪費能量又容易產(chǎn)生過強刺激對心肌產(chǎn)生損傷；(3)指數(shù)波的尖峰部分，要求更高起始電壓的電容儲能器和更高耐壓要求的除顫輸出級，增加了除顫器設(shè)備的設(shè)計復(fù)雜度和制造成本。

【發(fā)明內(nèi)容】

`[0006]本發(fā)明的目的在于針對上述現(xiàn)有技術(shù)的不足而提出一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，用于自動體外除顫器(AED);該方法根據(jù)不同的患者，提供一種基于雙相鋸齒方波輸出橋路的個體化除顫放電脈沖，除顫放電劑量的控制更加靈活和精確；同時，除顫器能獲得比儲能電容器源電壓更高的放電輸出電壓，有效降低對放電橋路的高壓特性要求和節(jié)約器件成本。
[0007]本發(fā)明的目的由以下技術(shù)方案來實現(xiàn):
[0008]一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，即除顫器根據(jù)感測到的患者胸阻抗大小自動設(shè)定一次除顫放電所需的最低電能量；進而計算出雙相鋸齒脈沖放電波形的放電電流幅度的參考區(qū)間值、正相鋸齒波總數(shù)和反相鋸齒波總數(shù)；然后，按照預(yù)先設(shè)定的一系列橋路開關(guān)組合及控制策略，將儲能電容器中的電能經(jīng)由除顫電極以雙相鋸齒波的脈沖形式在患者身上進行一次快速地高壓電擊放電；以此達到終止體內(nèi)心室纖維顫動，實現(xiàn)對患者及時搶救的目的；上述基于患者胸阻抗感測和個體化的雙相鋸齒矩形脈沖放電，對處于纖維顫動的心室肌提供了一個形態(tài)呈現(xiàn)鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流，除顫器通過控制正、反相鋸齒波數(shù)，可以實現(xiàn)對患者放電劑量的精確、靈活控制，有利于提高除顫放電個體針對性和一次除顫成功率，并通過降低高壓幅度有效降低除顫過程中對心肌形成的損傷。
[0009]本發(fā)明給出的用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，所述的除顫器放電輸出波形，其技術(shù)特征如下:
[0010](I)所述的除顫放電輸出波形，采用雙相鋸齒矩形脈沖波形向患者釋放高壓電能，該放電脈沖包括正向和反向兩個不同放電狀態(tài)；
[0011](2)所述的除顫放電輸出波形，采用雙相鋸齒矩形波形的高壓除顫放電，對處于纖維顫動的心室肌提供了一個形態(tài)呈現(xiàn)鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流；
[0012]( 3 )所述的除顫放電輸出波形，正向或者反向放電期間的鋸齒細(xì)波由一個或多個鋸齒小波構(gòu)成，正向放電的鋸齒波數(shù)與反向的波數(shù)可以相同或者不同；
[0013](4)所述的除顫放電輸出波形，正向放電脈沖期間或反向放電期間的各個鋸齒小波的峰值幅度范圍相同，正向和反向脈沖之間的鋸齒小波的幅度可以相同或者不同；
[0014](5)所述的除顫放電輸出波形，根據(jù)患者胸阻抗大小自動計算和設(shè)定雙相鋸齒放電脈沖的正、反相電壓或者電流幅度，以及正、反相各自鋸齒小波總數(shù)；
[0015](6)所述的除顫放電輸出波形，通過控制H型輸出橋路的電路開關(guān)，在患者身上依次釋放帶有上述設(shè)定的正相和反相鋸齒小波數(shù)的放電脈沖，實現(xiàn)對除顫放電劑量的精確控制。
[0016]本發(fā)明給出的用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，所述的具有產(chǎn)生雙相鋸齒脈沖放電波形的除顫器輸出級，其技術(shù)特征在于:
[0017](I)所述的除顫器輸出級H橋路，通過控制開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成正相脈沖支路和反相脈沖支路(或者高壓側(cè)支路和低壓側(cè)支路)，按照預(yù)定的時序形成正、反相高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相脈沖的除顫電流；其特征在于:
[0018](2)所述的除顫器輸出級H橋路，包括包含至少一只儲能電容器、一只電感線圈、一只電流傳感器和多只控制開關(guān)構(gòu)成；
[0019](3)所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括一只電感線圈，該電感線圈與患者串聯(lián)構(gòu)成H橋路橫臂；
[0020](4)所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括一只半導(dǎo)體二極管，該二極管與橋路開關(guān)并聯(lián)，在開關(guān)斷開的情況下具有續(xù)流作用；
[0021](5)所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括由上述電感線圈與上述續(xù)流二極管構(gòu)成的一個正相(或反相)續(xù)流放電橋路；
[0022](6)所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括一只電流傳感器，該電流傳感器置于某一橋路支路，在放電過程中實時感測該支路的電流幅度。
[0023]本發(fā)明給出的用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，其技術(shù)特征還包括:具有感測患者胸阻抗大小的功能，除顫器通過胸阻抗檢測電路向患者發(fā)送一個5~30KHz, ImA的無損傷中頻電信號，通過對檢測到的信號依次進行差分放大、包絡(luò)檢波和低通濾波，獲得患者的胸阻抗信號。[0024]利用上述胸阻抗檢測電路和雙相鋸齒脈沖放電橋路構(gòu)成的除顫器輸出級，用于自動體外除顫器(AED)，可實現(xiàn)本發(fā)明的放電劑量患者個體化的精確控制，具體步驟如下:
[0025]首先，除顫器通過胸阻抗檢測電路向患者發(fā)送一個5~30KHz，ImA的無損傷中頻電信號，通過對檢測到的信號依次進行差分放大、包絡(luò)檢波和低通濾波，獲得患者的胸阻抗
信號;
[0026]其次，根據(jù)患者胸阻抗大小自動計算和設(shè)定雙相鋸齒放電脈沖的正、反相電壓或者電流幅度，以及正、反相各自鋸齒小波總數(shù)；其中，除顫電壓(伏特V)=除顫電流(安培A) X胸阻抗(歐姆Ω)，電流是除顫最根本的因素，保持除顫電流不變，人體胸阻抗決定了所需的除顫電壓高低；同時，除顫能量(焦耳J)=除顫電壓(伏特V) X除顫電流(安培A) X放電時間(毫秒ms)，除顫電壓、胸阻抗及放電時間越?jīng)Q定了實際釋放到人體的除顫放電劑量大小；
[0027]再次，當(dāng)出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲能電容器的充電準(zhǔn)備，并設(shè)定放電電流參數(shù)，包括上述計算得出的放電電流幅度的參考區(qū)間值、正相鋸齒波總數(shù)和反相鋸齒波總數(shù)；
[0028]第四，控制輸出級H橋路開關(guān)狀態(tài)，由儲能電容器通過正相橋路對患者進行放電，同時流經(jīng)電感線圈的電流幅度亦逐步升高，并實時反饋到電流傳感器上；
[0029]第五，當(dāng)電流傳感器上的放電電流升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時，斷開正相放電橋路，并通過正相橋路低壓側(cè)開關(guān)、電感線圈和續(xù)流二極管等構(gòu)成的正相續(xù)流橋路，由感應(yīng)的電感線圈進行續(xù)流放電，并實時 反饋到電流傳感器上；
[0030]第六，當(dāng)電流傳感器上的放電電流降低到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的下限時，斷開正相續(xù)流放電橋路，同時增加一個鋸齒波計數(shù)，并與預(yù)設(shè)的正相鋸齒波總數(shù)比較，如不足，則重復(fù)第四步~第六步；
[0031]最后，完成正相鋸齒方波放電后，控制橋路開關(guān)，按如第四步~第六步實施反相鋸齒方波放電。
[0032]采用上述技術(shù)方案，除顫放電的劑量不但可以針對患者提供更加個體化的輸出，而且通過控制正、反相的鋸齒波數(shù)進一步實現(xiàn)更為精確地控制；同時，上述雙相鋸齒除顫波形不僅對患者心肌損傷較小，而且電擊同步除顫成功率亦有較大提高，避免了現(xiàn)有雙相指數(shù)波的尖峰部分對高壓放電電路較高起始電壓的要求，有利于降低除顫器高壓放電輸出級的成本和增加電路的工作可靠性。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0033]圖1是本發(fā)明實施例的一種雙相鋸齒矩形的放電脈沖波形示意圖。
[0034]圖2是圖1的不同胸阻抗患者的雙相鋸齒矩形放電波形示意圖。
[0035]圖3是本發(fā)明實施例的一種用于檢測患者胸阻抗的模塊框圖。
[0036]圖4是本發(fā)明實施例的一種除顫器輸出級H型放電橋路示意圖。
[0037]圖5是圖4的除顫放電劑量的精確控制流程圖。
[0038]圖6是圖1實施例的一種自動體外除顫器裝置(AED)框圖。
【具體實施方式】[0039]以下結(jié)合附圖所示的最佳實施例進一步闡述本發(fā)明:
[0040]參照附圖1，本發(fā)明優(yōu)選實施例的除顫器放電輸出波形為雙相鋸齒矩形脈沖波形，對處于纖維顫動的心室肌提供了一個形態(tài)呈現(xiàn)鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流Ip，正相和反向放電脈沖分別包括M (ti~t3)和N (t4~t6)個鋸齒細(xì)波；z各個鋸齒小波的峰值幅度范圍相同，正向和反向脈沖之間的鋸齒小波的幅度相同，正相電流參考區(qū)間 Imax+ ~Imin+,反相 Imax-~Imin-。
[0041]參照附圖2，進一步闡述圖1所示的本發(fā)明實施例的不同患者個體化放電劑量控制，即根據(jù)患者胸阻抗Rp大小自動計算和設(shè)定雙相鋸齒放電脈沖的正、反相電壓或者電流幅度，以及正、反相各自鋸齒小波總數(shù)；其中，除顫電壓(伏特V)=除顫電流(安培A) X胸阻抗(歐姆Ω)，電流是除顫最根本的因素，保持除顫電流不變，人體胸阻抗決定了所需的除顫電壓高低；同時，除顫能量(焦耳J)=除顫電壓(伏特V) X除顫電流(安培A) X放電時間(毫秒ms)，除顫電壓、胸阻抗及放電時間越?jīng)Q定了實際釋放到人體的除顫放電劑量大小；室顫的首次推薦除顫能量為200焦耳，如果胸阻抗為200歐姆，選擇的放電電壓為:
U=々200J X 200Ω/0.01S =2000V ,正反向放電脈寬為10毫秒；如果胸阻抗較大,則需要選擇
更大的除顫能量，相應(yīng)提高放電電壓和加長正、反放電脈寬的鋸齒波數(shù)M和N ;如果感測到非室顫心律，則需要根據(jù)不同類型，設(shè)定更小的能量等級。
[0042]參照附圖3，給出了本發(fā)明實施例的患者胸阻抗Rp檢測電路構(gòu)成，包括壓控電流源(21)、中頻信號發(fā)生器(22)、差分放大器(23)、包絡(luò)檢波器(26)、低通濾波器(25)和A/D轉(zhuǎn)換器等；除顫器通過中頻信號發(fā)生器(22)向患者(I)發(fā)送一個5~30KHz，ImA的無損傷中頻電信號，通過對檢測到的信號依次進行差分放大、包絡(luò)檢波和低通濾波，獲得患者的胸阻抗信號；
[0043]參照附圖4，本發(fā)明優(yōu)選實施例的產(chǎn)生雙相鋸齒矩形脈沖波形的H橋放電電路
(16)，由至少一只儲能電容器(C)`和四只控制開關(guān)(SI~S4)構(gòu)成；其中，四只控制開關(guān)(SI~S4)形成H橋式放電電路(至少包括正相放電橋路Sl-L-Rp-S3和反相放電橋路S2-Rp-L-S4 )，經(jīng)由除顫電極(3 )向患者(I)輸出雙相脈沖的除顫電流(20 );
[0044]所述的除顫器H橋放電電路(16)，至少包括一只電感線圈(L)，該電感線圈與患者(Rp)串聯(lián)構(gòu)成H橋路橫臂；
[0045]所述的除顫器H橋放電電路(16)，至少包括一只半導(dǎo)體二極管(Dl~D4)，該二極管與橋路開關(guān)并聯(lián)，在開關(guān)斷開的情況下具有續(xù)流作用；
[0046]所述的除顫器H橋放電電路(16)，至少包括由上述電感線圈(L)與上述續(xù)流二極管(L)構(gòu)成的一個正相(或反相)續(xù)流放電橋路(L-Rp-S3-D4，或L-Rp-S4-D3)；
[0047]所述的除顫器H橋放電電路(16)，至少包括一只電流傳感器(Rs+，Rs-),該電流傳感器置于某一橋路支路，在放電過程中實時感測該支路的電流幅度(IP)；
[0048]參照附圖4和5，利用上述H橋路除顫輸出電路(16)實現(xiàn)的除顫放電劑量的精確控制方法，即根據(jù)上述感測到的患者胸阻抗大小，自動地預(yù)先設(shè)定除顫放電波形參數(shù)(正相電流參考區(qū)間Imax+~Imin+,反相Imax-~Imin-、正相鋸齒波總數(shù)M和反相鋸齒波總數(shù)N);當(dāng)檢測到的可電擊異常心電信息時，立即向患者輸出雙相鋸齒矩形波高壓電擊電流(Ip)0其特征在于H橋路中的電流傳感器(Rs+，Rs-)實時檢測出電擊除顫過程中放電電流的幅度，并與預(yù)設(shè)的電流幅度參考區(qū)間值進行比較，進而通過導(dǎo)通儲能電容器的正相放電橋路(Sl-L-Rp-S3，或反相放電橋路S2-Rp-L-S4)升高電流幅度(當(dāng)幅度低于區(qū)間下限時)，或者導(dǎo)通電感線圈與續(xù)流二極管構(gòu)成的正相續(xù)流放電橋路(L-Rp-S3-D4，或L-Rp-S4-D3反相續(xù)流放電橋路)降低電流幅度(當(dāng)幅度高于區(qū)間下限時)，由此在患者身上獲得一呈現(xiàn)雙相鋸齒方波形的除顫放電電流；其放電劑量精確控制的步驟如下:
[0049]首先，出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲能電容器的充電準(zhǔn)備，并設(shè)定放電電流參數(shù)，包括放電電流幅度的參考區(qū)間值(正相電流參考區(qū)間Imax+~Imin+，反相Imax-~Imin-)、正相鋸齒波總數(shù)(M)和反相鋸齒波總數(shù)(N)；
[0050]其次Utl時刻)，控制橋路開關(guān)，由儲能電容器通過正相橋路(Sl-L-Rp-S3)對患者進行放電，同時流經(jīng)電感線圈的電流幅度亦逐步升高，并實時反饋到電流傳感器(Rs+)上；
[0051]再次U1時刻)，當(dāng)電流傳感器(Rs+)上的放電電流(Ip)升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時(Imax+)，斷開正相放電橋路，并通過正相橋路低壓側(cè)開關(guān)、電感線圈和續(xù)流二極管等構(gòu)成的正相續(xù)流橋路，由感應(yīng)的電感線圈進行續(xù)流放電，并實時反饋到電流傳感器上；
[0052]第四(t2時刻)，當(dāng)電流傳感器上的放電電流降低到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的下限時(Imin-),斷開正相續(xù)流放電橋路(L-Rp-S3-D4),同時增加一個鋸齒波計數(shù)(m+1),并與預(yù)設(shè)的正相鋸齒波總數(shù)(M比)較，如不足，則重復(fù)第2~4步；
[0053]第五，完成正相鋸齒脈沖放電后(t3時刻)，控制橋路開關(guān)，按類似第2~4步實施反相鋸齒脈沖放電(t4~t6時刻)。
[0054]參照附圖6，采用本發(fā)明的一種實施例自動體外除顫器裝置(AED)框圖，基于微處理器(8)的主控制模塊為核心，通過相應(yīng)接口分別連接到胸阻抗測量電路(6)、心電檢測電路(7)、無線通信模塊(9)、高壓充電電路(17)、除顫放電橋路(16)，以及用于人機交互的LED顯不(10)、聲首提不(11)和按鍵開關(guān)(12)等；上述功能I旲塊和電路統(tǒng)一由裡電池(19)供電，并全部置于一密閉的輕薄高強度便攜式盒體(2)內(nèi)，通過兩除顫電極片(3)連接至患者體表(I)。其中，一個多路切換開關(guān)(5)同時將電極片與阻抗測量、心電采集和高壓放電等三個電路相連；心電檢測電路(7)包括除顫高壓保護電路、前置放大器、50Hz陷波器、高通和低通電路，以及主放大器和A/D轉(zhuǎn)換器；高壓充電電路(17)受微處理器(8)控制，向儲能電容器(18 )輸送來自電池組(19 )的電能實施充電，而除顫放電橋路(16 )和內(nèi)部自放電電路(15)則是在微處理器(8)的控制下分別向具有適宜心臟狀況的人體實施除顫放電，或者由內(nèi)部電阻器自放電。另外，本實施例存儲器(13)是指機內(nèi)ROM、RAM和SD卡，按鍵開關(guān)
(12)包括電源開關(guān)、除顫按鍵和功能信息按鍵，LED顯示(10)和聲音提示(11)分別用LED燈和聲音方式向用戶提示除顫器的工作狀態(tài)，并進行現(xiàn)場急救指導(dǎo)和提示。
[0055]上述AED裝置的主控模塊(8)根據(jù)感測到的胸阻抗大小，自動設(shè)定的放電波形參數(shù)，按照本發(fā)明的放電劑量精確控制方法，調(diào)整和改變輸出級的H橋路結(jié)構(gòu)，從而實施本專利所述的向患者輸出一定幅度范圍內(nèi)精確可控，且呈鋸齒方波波形的除顫放電電流，最終實現(xiàn)對室顫患者的快速有效電擊除顫，挽救患者的寶貴生命。
[0056]上述AED裝置可工作在省電模式的日常循環(huán)自檢狀態(tài)和急救模式的電擊除顫工作狀態(tài)。電擊除顫工 作狀態(tài)時，其主控程序或者嵌入式操作系統(tǒng)統(tǒng)一控制和協(xié)調(diào)各模塊工作，包括:根據(jù)所測定患者胸阻抗信息，按照本發(fā)明給出的放電模式設(shè)定方法自動生成個性化的除顫放電模式及精確的放電波形參數(shù)，一旦待救患者的心電信息通過連續(xù)地自動分析，其結(jié)果呈現(xiàn)可電擊心律時，主控程序?qū)⒘⒓窗l(fā)出充電指令和按照上述實施例給出的雙相鋸齒方波高壓放電方法，進行高壓電擊除顫搶救；另外在整個搶救過程中，上述AED裝置將輔于聲音和燈光提示，分步指導(dǎo)施救者完成“貼放電擊、人工呼吸、CPR胸外按壓、除顫放電”等一系列搶救操作，上述裝置亦會將整個除顫搶救事件的心電信息、控制指令以及設(shè)備參數(shù)等信息全部存放，用于事后由存儲器輸出進行事件回放和分析。
[0057]在上述實施例中，AED電除顫裝置的心電檢測(7)及胸阻抗測量(6)等生理參數(shù)采集模塊、無線通信模塊(9 )、存儲器(13 )、人機交互模塊(10，11，12 )、內(nèi)部自放電模塊(15)、高壓充電模塊(17)、電極(3)、電極導(dǎo)線(4)、電池組(19)和實時時鐘(14)等功能模塊和電路，成人和兒童電極識別、心電自動分析和心臟狀況自動識別、各模塊通訊協(xié)議及主控程序、CPR輔助搶救方法等內(nèi)容不是本發(fā)明的內(nèi)容，故未給出詳細(xì)闡述，具體可參考相關(guān)技術(shù)資料和現(xiàn)有的心臟除顫 裝置及系統(tǒng)來實現(xiàn)。
【權(quán)利要求】
1.一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，其特征在于:除顫器根據(jù)患者的胸阻抗大小自動設(shè)定一次除顫放電所需的最低電能量；進而計算出雙相鋸齒矩形脈沖放電波形的放電電流幅度的參考區(qū)間值、正相鋸齒波總數(shù)和反相鋸齒波總數(shù)；按照該正、反相鋸齒波數(shù)快速地控制輸出級H橋路開關(guān)組合，實施本次除顫設(shè)定的脈沖波形和實現(xiàn)放電劑量的精確控制； 所述的除顫器放電輸出波形，采用雙相鋸齒矩形脈沖波形向患者釋放高壓電能，該放電脈沖包括正相和反相兩個不同放電狀態(tài)； 所述的除顫器放電輸出波形，采用雙相鋸齒矩形波形的高壓除顫放電，對處于纖維顫動的心室肌提供了一個形態(tài)呈現(xiàn)鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流； 所述的除顫器放電輸出波形，正相或者反相放電期間的鋸齒細(xì)波由一個或多個鋸齒小波構(gòu)成，正相放電的鋸齒波數(shù)與反相的波數(shù)相同或者不同； 所述的除顫器放電輸出波形，正相放電脈沖期間或反相放電期間的各個鋸齒小波的峰值幅度范圍相同，正相和反相脈沖之間的鋸齒小波的幅度相同或者不同； 所述的除顫器放電輸出波形，根據(jù)患者胸阻抗大小自動計算和設(shè)定雙相鋸齒放電脈沖的正、反相電壓或者電流幅度，以及正、反相各自鋸齒小波總數(shù)； 所述的除顫器放電輸出波形，通過控制H型輸出橋路的電路開關(guān)，在患者身上依次釋放帶有上述設(shè)定的正相和反相鋸齒小波數(shù)的放電脈沖，實現(xiàn)對除顫放電劑量的精確控制。
2.如權(quán)利I所述的用于一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，其特征在于:具有產(chǎn)生雙相鋸齒脈沖放電波形的除顫器輸出級H橋路，通過控制開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成正相脈沖支路和反相脈沖支路(或者高壓側(cè)支路和低壓側(cè)支路)，按照預(yù)定的時序形成正、反相高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相脈沖的除顫電流； 所述的除顫器輸出級H橋路，包括包含至少一只儲能電容器、一只電感線圈、一只電流傳感器和多只控制開關(guān)構(gòu)成；` 所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括一只電感線圈，該電感線圈與患者串聯(lián)構(gòu)成H橋路橫臂； 所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括一只半導(dǎo)體二極管，該二極管與橋路開關(guān)并聯(lián)，在開關(guān)斷開的情況下具有續(xù)流作用； 所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括由上述電感線圈與上述續(xù)流二極管構(gòu)成的一個正相(或反相)續(xù)流放電橋路； 所述的除顫器輸出級H橋路，至少包括一只電流傳感器，該電流傳感器置于某一橋路支路，在放電過程中實時感測該支路的電流幅度。
3.如權(quán)利I所述的用于一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，其特征在于:具有感測患者胸阻抗大小的功能，除顫器通過胸阻抗檢測電路向患者發(fā)送一個5~30KHz, ImA的無損傷中頻電信號，通過對檢測到的信號依次進行差分放大、包絡(luò)檢波和低通濾波，獲得患者的胸阻抗信號。
4.如權(quán)力要求I所述的用于一種用于心臟除顫器的放電劑量精確控制方法和裝置，其特征在于:構(gòu)成的AED除顫器包括微處理器、心電檢測電路、胸阻抗測量電路、除顫放電橋路、高壓充電電路、內(nèi)部自放電電路、儲能電容器組、電池組、實時時鐘、存儲器等，此外還有聲音提示、按鍵開關(guān)和LED顯示等人機接口 ；高壓充電電路為顫器輸出級提供高壓電，胸阻抗及心電采集電路模塊、人機交互接口，分別與微處理器連接，受微處理器控制；除顫器放電橋路與微處理器連接，除顫器放電橋路由控制 開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成H橋路開關(guān)，均受微處理器控制。
【文檔編號】A61N1/39GK103816615SQ201310671417
【公開日】2014年5月28日 申請日期:2013年12月10日 優(yōu)先權(quán)日:2013年12月10日
【發(fā)明者】賴大坤 申請人:電子科技大學(xué)