專利名稱：具有擴(kuò)展型h橋路輸出級(jí)的除顫器及雙相鋸齒方波除顫高壓放電方法
具有擴(kuò)展型H橋路輸出級(jí)的除顫器及雙相鋸齒方波除顫高壓放電方法技術(shù)領(lǐng)域
本發(fā)明屬于醫(yī)療電子技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種具有輸出級(jí)電路的心臟除顫器，以及除顫高壓放電方法。
背景技術(shù)：
心臟猝死(S⑶)是在臨床癥狀出現(xiàn)I小時(shí)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(guó)健康統(tǒng)計(jì)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(guò)50%者為S⑶，每年我國(guó)的S⑶總數(shù)在54. 4萬(wàn)例以上；同時(shí)在過(guò)去的幾十年中，隨著人口老齡化進(jìn)程S⑶的發(fā)生有上升趨勢(shì)。其中，80%的S⑶歸因于惡性室性心律失常，如心室顫動(dòng)(VF，簡(jiǎn)稱室顫)。由于室顫等惡性室性心律失常發(fā)作常無(wú)預(yù)兆，發(fā)作時(shí)心室的電活動(dòng)失去同步性,心臟泵血功能喪失,如不及時(shí)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(guò)90%的室顫患者的發(fā)病地點(diǎn)是在醫(yī)院外，往往無(wú)法及時(shí)獲得救治。所以，在盡可能短的時(shí)間內(nèi)終止室顫、恢復(fù)正常心臟節(jié)律、恢復(fù)血流動(dòng)力學(xué)穩(wěn)定，是避免和有效防止S⑶發(fā)生的首要任務(wù)。目前，臨床上唯一一種可有效終止心肌纖顫的方法是電擊除顫(ED，簡(jiǎn)稱除顫)，即對(duì)心臟進(jìn)行高壓強(qiáng)電擊，使心肌細(xì)胞重新極化，回到各自的激動(dòng)狀態(tài)，重新開(kāi)始正常跳動(dòng)。自動(dòng)體外除顫器(AED)的出現(xiàn)使醫(yī)院外早期除顫成為可能，而且其“自動(dòng)識(shí)別、自動(dòng)分析、自動(dòng)除顫”的智能特性讓電擊除顫操作變得簡(jiǎn)單易行，非專業(yè)民眾亦可就地取用及時(shí)地對(duì)S⑶患者實(shí)施除顫搶救，縮短搶救時(shí)間，提高S⑶的搶救生存率。
除顫器所釋放的電流應(yīng)是能夠終止室顫的最低能量，一般成人的電擊除顫的閾值電流為10 25安培，能量為50 300焦耳。能量過(guò)大或電流過(guò)高不但會(huì)導(dǎo)致心肌損傷和皮膚灼傷，而且會(huì)對(duì)缺血性心臟等器質(zhì)性心臟損害更大。除顫器輸出的電能最終是通過(guò)一定放電波形釋放到患者身上。因此，為了減少心肌損傷和除顫過(guò)量的副作用，國(guó)內(nèi)外學(xué)者對(duì)除顫放電方法及波形開(kāi)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(shí)驗(yàn)研究證實(shí)，雙相波除顫時(shí)心肌所需的電勢(shì)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(shí)的360焦耳大幅度降低到200焦耳。由此可見(jiàn)，同等施加同等除顫能量時(shí)， 雙相波的成功率遠(yuǎn)高于單相波。目前，醫(yī)學(xué)界對(duì)于除顫技術(shù)的電生理機(jī)制尚未有公認(rèn)的結(jié)論，市場(chǎng)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(shí)，盡可能以最小的放電能量實(shí)現(xiàn)對(duì)心臟最少的損傷。
—般人體的胸阻抗在20 150歐姆左右，存在較大的個(gè)體差異，現(xiàn)有的除顫器通常根據(jù)測(cè)量到的胸阻抗大小，改變雙相除顫波的放電起始電壓幅度或者放電波形寬度，達(dá)到放電能量自適應(yīng)調(diào)節(jié)和控制。中國(guó)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(guó)專利200580047116. A “具有在形成治療雙相波形中使用的離散感測(cè)脈沖的自動(dòng)體外除顫器(AED)”，該感測(cè)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(guó)專利200710046179. 4A“用窄脈沖實(shí)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(shí)，每次點(diǎn)擊的脈寬在O. 5ms 4ms之間可調(diào)。 中國(guó)專利200910061191. 1“智能中頻雙向方波除顫方法”用5KHz的中頻恒定電流檢測(cè)胸阻抗，并相應(yīng)調(diào)節(jié)放電波形參數(shù)，對(duì)患者發(fā)出5KHz中頻的雙相除顫叢狀脈沖方波。美國(guó)專利 US6, 671，546和專利US6，493，580公開(kāi)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(gè)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(shí)質(zhì)是只有一個(gè)波，呈高壓指數(shù)衰減下降形式。其主要不足在于(1)指數(shù)波的尖峰部分過(guò)道超過(guò)除顫閾值，既浪費(fèi)能量又容易產(chǎn)生過(guò)強(qiáng)刺激對(duì)心肌產(chǎn)生損傷；(2)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(shí)現(xiàn)個(gè)體化精確控制，特別是阻抗特別高或者特別低的患者；(3)指數(shù)波的尖峰部分， 要求更高起始電壓的電容儲(chǔ)能器和更高耐壓要求的除顫輸出級(jí)，增加了除顫器設(shè)備的設(shè)計(jì)復(fù)雜度和制造成本。發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的在于針對(duì)上述現(xiàn)有技術(shù)的不足而提出一種具有擴(kuò)展型H橋高壓放電電路路輸出級(jí)的心臟除顫器；同時(shí)提出基于該擴(kuò)展型H橋路輸出級(jí)的具有升壓功能的雙相鋸齒方波高壓放電方法，以便針對(duì)不同的患者，提供更加個(gè)體化精確控制的除顫電能，同時(shí)獲得比儲(chǔ)能電容器源電壓更高的放電輸出電壓，降低對(duì)放電橋路的高壓特性要求和節(jié)約器件成本。
本發(fā)明提出的具有升壓功能的雙相鋸齒波除顫放電方法，是通過(guò)包含一個(gè)帶電感線圈的擴(kuò)展型H橋路除顫器輸出級(jí)，以預(yù)先設(shè)定的一系列橋路開(kāi)關(guān)組合及控制策略，將儲(chǔ)能電容器中的電能和電感線圈中感應(yīng)電能以合并地(或者單獨(dú)地)方式，經(jīng)由除顫電極以鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的脈沖形式在患者身上進(jìn)行一次快速地高壓電擊放電，以此達(dá)到終止體內(nèi)心室纖維顫動(dòng)、降低高壓除顫對(duì)心肌的損傷，實(shí)現(xiàn)對(duì)患者及時(shí)搶救的目的；其中，除顫放電電壓可高于儲(chǔ)能電容器的輸出源電壓，除顫電能的輸出控制根據(jù)患者個(gè)體化差異獲得更加精確控制。
本發(fā)明所提出的擴(kuò)展型H橋路除顫器輸出級(jí)的具體構(gòu)成如下由至少一只儲(chǔ)能電容器、一只電感線圈、一只電流傳感器和多只控制開(kāi)關(guān)構(gòu)成，其中，多只控制開(kāi)關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個(gè)豎臂橋路和兩個(gè)橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)，控制開(kāi)關(guān)按照預(yù)定的時(shí)序形成高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相脈沖的除顫電流。其中所述的除顫器輸出級(jí)中，通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個(gè)包括儲(chǔ)能電容器與電感線圈的電感儲(chǔ)能橋路回路；所述的除顫器輸出級(jí)中，通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個(gè)包括儲(chǔ)能電容器與患者相連的患者放電橋路回路；所述的除顫器輸出級(jí)中，通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個(gè)包括電感線圈、儲(chǔ)能電容器和患者相連的患者放電橋路回路；所述的除顫器輸出級(jí)中，所述電流傳感器置于患者放電橋路回路或者電感儲(chǔ)能橋路回路中，在放電過(guò)程中實(shí)時(shí)感測(cè)該回路電流的幅度。
所述的除顫器輸出級(jí)的基本結(jié)構(gòu)如圖3所示。
使用本發(fā)明除顫器輸出級(jí)的心臟除顫器，其中，除了除顫器輸出級(jí)外，包括主控模塊、電池模塊、胸阻抗及心電采集分析模塊、人機(jī)交互模塊和無(wú)線通信模塊，此外還有高壓充電模塊。高壓充電模塊為顫器輸出級(jí)提供高壓電；胸阻抗及心電采集分析模塊、人機(jī)交互模塊和無(wú)線通信模塊，分別與主控模塊連接，受主控模塊控制；除顫器輸出級(jí)與主控模塊連接，除顫器輸出級(jí)中控制開(kāi)關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個(gè)豎臂橋路和兩個(gè)橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)，均受主控模塊控制。其結(jié)構(gòu)可參見(jiàn)圖4或圖5所示。
本發(fā)明給出的基于上述擴(kuò)展型H橋路除顫器輸出級(jí)的除顫放電方法，具體步驟如下第一步，出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲(chǔ)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、正相鋸齒波總數(shù)和反相鋸齒波總數(shù)；第二步，控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，構(gòu)成所述的正相電感橋路儲(chǔ)能，由儲(chǔ)能電容器向電感線圈進(jìn)行放電儲(chǔ)能，由此流經(jīng)電感線圈的電流幅度亦逐步升高，并實(shí)時(shí)反饋到同一橋路的電流傳感器上；第三步，當(dāng)該電流傳感器上的電流升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時(shí)，控制H橋電路開(kāi)關(guān)組合方式(斷開(kāi)正相電感儲(chǔ)能橋路，并連通正相患者放電橋路)，由感應(yīng)的電感線圈的電能和儲(chǔ)能電容器合并同時(shí)對(duì)患者進(jìn)行除顫放電，并實(shí)時(shí)反饋到該橋路的電流傳感器上；第四步，當(dāng)該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(shí)，控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式(斷開(kāi)正相患者放電橋路，并連通正相電感儲(chǔ)能橋路)，同時(shí)增加一個(gè)鋸齒波計(jì)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)第二步 第四步。
第五步，完成正相鋸齒脈沖放電后，控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，按類似第二步 第四第步，實(shí)施反相鋸齒脈沖放電。
本發(fā)明中，所述具有升壓功能的雙相鋸齒波除顫放電方法，可通過(guò)控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，亦可工作在降壓模式。
本發(fā)明中，對(duì)H橋電路開(kāi)關(guān)組合方式的控制是由微型控制器(MCU)即主控器實(shí)現(xiàn)。
本發(fā)明中，電流傳感器可由歐姆電阻實(shí)現(xiàn)，測(cè)量得到的電流值輸入到所述的微型控制器，與參考值比較后，再由微型控制器輸出并控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式。
本發(fā)明中，所述的H橋電路開(kāi)關(guān)為一個(gè)或多個(gè)IGBT或SCR開(kāi)關(guān)。
使用本發(fā)明提供的具有擴(kuò)展型H橋路除顫輸出級(jí)的心臟除顫器，并采用上述除顫放電方法，可根據(jù)檢測(cè)到的可電擊異常心電信息及患者的胸阻抗，自動(dòng)地預(yù)先設(shè)定除顫放電波形參數(shù)，并立即向患者輸出雙相鋸齒矩形波高壓電擊電流。其擴(kuò)展型H橋路中的電流傳感器實(shí)時(shí)檢測(cè)出電擊除顫過(guò)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(jìn)行比較，進(jìn)而通過(guò)導(dǎo)通正相(或反相)電感儲(chǔ)能橋路升高電流幅度(當(dāng)幅度低于區(qū)間下限時(shí))， 或者導(dǎo)通正相(或反相)患者放電橋路降低電流幅度(當(dāng)幅度高于區(qū)間下限時(shí))，由此在患者身上獲得一呈現(xiàn)雙相鋸齒波形的除顫放電電流，其除顫放電電壓可高于儲(chǔ)能電容器的輸出源電壓，避免了現(xiàn)有雙相指數(shù)波的尖峰部分對(duì)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(jí)的成本和增加電路的工作可靠性；同時(shí)，除顫波形不僅對(duì)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，針對(duì)不同胸阻抗的患者差異，能提供更加個(gè)體化精確的電擊能量控制。


圖I是本發(fā)明的心臟除顫放電控制流程圖。
圖2是圖I的心臟除顫放電電流波形示意圖。
圖3是本發(fā)明實(shí)施例的一種心臟除顫放電擴(kuò)展型H橋路示意圖。
圖4是圖3實(shí)施例的一種自動(dòng)體外除顫器裝置(AED)框圖。
圖5是圖3實(shí)施例的另一種自動(dòng)體外除顫器裝置(AED)框圖。
圖6是圖4和圖5實(shí)施例的除顫放電波形示意圖。
具體實(shí)施方式
以下結(jié)合附圖所示的最佳實(shí)施例進(jìn)一步闡述和說(shuō)明本發(fā)明參照附圖1，圖2和圖3，基于一種擴(kuò)展型H橋路除顫輸出級(jí)(2)實(shí)現(xiàn)的高壓放電方法， 即根據(jù)檢測(cè)到的可電擊異常心電信息及患者、的胸阻抗，自動(dòng)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)，并立即向患者輸出雙相鋸齒矩形波高壓電擊電流(Ip)。其特征在于擴(kuò)展型H橋路除顫輸出級(jí)(2)中的電流傳感器(Rp或RJ實(shí)時(shí)檢測(cè)出電擊除顫過(guò)程中放電電流(Ip或 Il)的幅度，并與預(yù)設(shè)的電流幅度參考區(qū)間值進(jìn)行比較，進(jìn)而通過(guò)導(dǎo)通正相電感儲(chǔ)能橋路 (S1-L-Rl-S6,或反相電感儲(chǔ)能橋路S5-L-&-S3)升高電流幅度(當(dāng)幅度低于區(qū)間下限時(shí))， 或者導(dǎo)通正相患者放電橋路(Sl-L-患者-RP-S4,或反相S2-患者-RP-L-S3)降低電流幅度 (當(dāng)幅度高于區(qū)間下限時(shí))，由此在患者身上獲得一呈現(xiàn)雙相鋸齒波形的除顫放電電流(4)， 其電壓可高于儲(chǔ)能電容的電壓；其步驟如下第I步，出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲(chǔ)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)；第2步(G時(shí)刻)，控制橋路開(kāi)關(guān)的組合方式，構(gòu)成如權(quán)利要求I所述的正相電感儲(chǔ)能橋路(S1-L-&-S6)，由儲(chǔ)能電容器(C)向電感線圈(L)進(jìn)行放電，由此流經(jīng)電感線圈的電流幅度(Ip)亦逐步升高，并實(shí)時(shí)反饋到同一橋路的電流傳感器上( )；第3步U7時(shí)刻)，當(dāng)該電流傳感器( )上的電流升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時(shí) (Imax+),控制橋路開(kāi)關(guān)組合方式(斷開(kāi)電感儲(chǔ)能橋路Sl-L-患者-RP_S4,并連通正相患者放電橋路Sl-L-患者-RP_S4)，由感應(yīng)的電感線圈和儲(chǔ)能電容器同時(shí)對(duì)患者進(jìn)行除顫放電，并實(shí)時(shí)反饋到該橋路的電流傳感器上；第4步(匕時(shí)刻)，當(dāng)該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(shí)，控制橋路開(kāi)關(guān)的組合方式(斷開(kāi)正相患者放電橋路，并連通電感儲(chǔ)能橋路)，同時(shí)增加一個(gè)鋸齒波計(jì)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2 4步。
第5步，完成正相鋸齒脈沖放電后(G時(shí)刻)，控制橋路開(kāi)關(guān)的組合方式，按類似第 2 4步實(shí)施反相鋸齒脈沖放電(G t6時(shí)刻)。
參照附圖3，一種具有升壓功能的雙相鋸齒方波除顫放電方法，即通過(guò)包含一個(gè)帶電感線圈(L)的擴(kuò)展型H橋路除顫器輸出級(jí)(2)，由至少一只儲(chǔ)能電容器(C)和多只控制開(kāi)關(guān)(Sf S6)構(gòu)成，其中，控制開(kāi)關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個(gè)豎臂橋路(S1-S3，S5-S6, S2-S4)和兩個(gè)橫臂橋路(Rp-患者，& -L)的擴(kuò)展型H橋電路，控制開(kāi)關(guān)按照預(yù)定的時(shí)序形成高壓放電電6路，經(jīng)由除顫電極(3)向患者輸出雙相脈沖的除顫電流(Ip);由此實(shí)現(xiàn)將儲(chǔ)能電容器(C)中的電能和電感線圈(L)中感應(yīng)電能分別或者合并經(jīng)由除顫電極以雙相鋸齒波的脈沖形式在患者身上進(jìn)行一次快速地高壓電擊放電，以此達(dá)到終止體內(nèi)心室纖維顫動(dòng)，實(shí)現(xiàn)對(duì)患者及時(shí)搶救的目的。本實(shí)施例采用的本發(fā)明雙相鋸齒方波除顫放電方法，可提供比儲(chǔ)能電容器源電壓更高的放電輸出電壓，有利于降低對(duì)放電橋路的高壓特性要求和節(jié)約器件成本；同時(shí)，產(chǎn)生的鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流，可為患者提供個(gè)體化精確控制的除顫電能，有利于提高心臟電擊除顫的成功率和有效降低高壓除顫時(shí)的心肌損傷。本發(fā)明給出的除顫放電方法用到的除顫器輸出級(jí)的具體構(gòu)成及特征如下所述的除顫器輸出級(jí)(2)，通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋路開(kāi)關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個(gè)包括儲(chǔ)能電容器(C)與電感線圈(L)的正相電感儲(chǔ)能橋路回路(S1-L-S6)或者反相電感儲(chǔ)能橋路回路(S5-L-S3)；所述的除顫器輸出級(jí)(2)，通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋路開(kāi)關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個(gè)包括電感線圈(L)和儲(chǔ)能電容器(C)與患者相連的正相患者放電橋路回路(SI-L-患者-S4) 或者反相患者放電橋路回路(S2-患者-L-S3)；所述的除顫器輸出級(jí)(2)，通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋路開(kāi)關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個(gè)包括儲(chǔ)能電容器(C)與患者相連的正相患者放電橋路回路(S3-L-患者-S4)或者反相患者放電橋路回路(SI- S2-患者-L)；所述的除顫器輸出級(jí)(2)，至少包括一只電流傳感器(Rp或RJ，該電流傳感器置于患者放電橋路回路(或者電感儲(chǔ)能橋路回路)，在放電過(guò)程中實(shí)時(shí)感測(cè)該支路電流(Ip或IJ的幅度。
參照附圖4，采用本發(fā)明的一種實(shí)施例自動(dòng)體外除顫器裝置(AED)框圖，其系統(tǒng)構(gòu)成為基于微處理器的主控制模塊(8)為核心，通過(guò)相應(yīng)接口分別連接到心電及胸阻抗等生理參數(shù)采集模塊(5)、人機(jī)交互模塊(6)、無(wú)線通信模塊(7)、高壓充電模塊(10)、除顫放電H橋路模塊(11)等功能模塊；上述功能模塊統(tǒng)一由鋰電池(9)供電，并全部置于一密閉的輕薄高強(qiáng)度便攜式盒體內(nèi)，通過(guò)兩除顫電極片(3)連接至患者體表(I)。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(shí)，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(cè)定患者胸阻抗信息預(yù)先設(shè)定個(gè)性化的精確放電波形參數(shù)，一旦待救患者的心電信息通過(guò)連續(xù)地自動(dòng)分析，其結(jié)果呈現(xiàn)可電擊心律時(shí)，主控程序?qū)⒘⒓窗l(fā)出充電指令和按照本發(fā)明給出的雙相鋸齒方波高壓放電方法，進(jìn)行高壓電擊除顫搶救；另外在整個(gè)搶救過(guò)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(huì)將整個(gè)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，用于事后由無(wú)線通訊模塊輸出進(jìn)行事件回放和分析。其中，所述的除顫放電H橋路輸出級(jí)各主要硬件部分的選型及工作方式如下所述的輸出級(jí)H橋路(11)高壓側(cè)開(kāi)關(guān)(51，52，55)選擇IGBT，低壓側(cè)開(kāi)關(guān)(S3，S4，S6) 選擇可控硅型SCR開(kāi)關(guān)，或者只少一只為IGBT，H橋路所有開(kāi)關(guān)(Sf S6)均有主控模塊(8) 按照本發(fā)明的高壓放電方法控制；參照附圖5和圖6，采用本發(fā)明的另一種實(shí)施例自動(dòng)體外除顫器裝置(AED)框圖，其所給出的H橋路是在上述實(shí)施例H橋路的基礎(chǔ)上做了進(jìn)一步改進(jìn)，包括所述的除顫器輸出級(jí)(12)，在儲(chǔ)能電容器(C)兩端增加一只并聯(lián)的續(xù)流二極管(D)，構(gòu)成除顫器的自放電基本回路(C-S7-D)；所述的除顫器輸出級(jí)(12)，正、反相放電時(shí)的電感儲(chǔ)能橋路均為S7-&-L-S6 ；所述的除顫器輸出級(jí)(12)，一種升壓放電橋路包括正相患者放電橋路S7-&-L-患者-S1_RP_S4和反相患者放電橋路Si-Rlj-L-患者-S2-RP_S3,由此可實(shí)現(xiàn)儲(chǔ)能電容器的電能與電感線圈感應(yīng)的電能合并對(duì)患者進(jìn)行除顫放電，其輸出放電電壓高于儲(chǔ)能電容器的電壓 (Uc),從而實(shí)現(xiàn)升壓放電功能，其中的除顫放電電流由&檢測(cè)獲得。
所述的除顫器輸出級(jí)(12)，一種降壓方式的放電橋路包括正相患者放電橋路 D-L-Sl-患者-Rp-S4和反相患者放電橋路D-L-S2-患者-Rp-S3,由此可實(shí)現(xiàn)電感線圈感應(yīng)的電能單獨(dú)地對(duì)患者進(jìn)行除顫放電，其輸出放電電壓低于儲(chǔ)能電容器的電壓(Uc’)，其中的除顫放電電流由Rp檢測(cè)獲得。
上述AED裝置的主控模塊(8)基于設(shè)定的放電波形參數(shù)，按照本發(fā)明的高壓放電方法及控制策略，調(diào)整和改變輸出級(jí)的H橋路結(jié)構(gòu)，從而實(shí)施本專利所述的向患者輸出一定幅度范圍內(nèi)呈鋸齒方波波形的升壓放電電流，最終實(shí)現(xiàn)對(duì)室顫患者的快速有效電擊除顫，挽救患者的寶貴生命。
在上述實(shí)施例中，AED電除顫裝置的心電及胸阻抗等生理參數(shù)采集模塊(5)、人機(jī)交互模塊(6 )、無(wú)線通信模塊(7 )、高壓充電模塊(10 )、電極(3 )、電池模塊(9 )等功能模塊和驅(qū)動(dòng)電路、心電自動(dòng)分析和識(shí)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(lái)實(shí)現(xiàn)。
權(quán)利要求
1.一種具有擴(kuò)展型H橋高壓放電電路輸出級(jí)的心臟除顫器，所述心臟除顫器包括胸阻抗及心電采集分析模塊、主控模塊、人機(jī)交互模塊、電池模塊和無(wú)線通信模塊；其特征在于還包括一個(gè)擴(kuò)展型H橋路作為除顫器輸出級(jí)，以及高壓充電模塊；高壓充電模塊為顫器輸出級(jí)提供高壓電；胸阻抗及心電采集分析模塊、人機(jī)交互模塊和無(wú)線通信模塊，分別與主控模塊連接，受主控模塊控制；除顫器輸出級(jí)與主控模塊連接，除顫器輸出級(jí)中控制開(kāi)關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個(gè)豎臂橋路和兩個(gè)橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)，均受主控模塊控制； 其中，所述擴(kuò)展型H橋高壓放電電路，作為除顫器輸出級(jí)，由至少一只儲(chǔ)能電容器、一只電感線圈、一只電流傳感器和多只控制開(kāi)關(guān)構(gòu)成；其中，控制開(kāi)關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個(gè)豎臂橋路和兩個(gè)橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)，控制開(kāi)關(guān)按照預(yù)定的時(shí)序形成高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相脈沖的除顫電流；其中 通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，構(gòu)成至少一個(gè)包括儲(chǔ)能電容器與電感線圈的電感儲(chǔ)能橋路回路； 通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，構(gòu)成至少一個(gè)包括儲(chǔ)能電容器與患者相連的患者放電橋路回路； 通過(guò)控制擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，構(gòu)成至少一個(gè)包括電感線圈、儲(chǔ)能電容器和患者相連的患者放電橋路回路； 所述電流傳感器置于患者放電橋路回路或者電感儲(chǔ)能橋路回路中，在放電過(guò)程中實(shí)時(shí)感測(cè)該回路電流的幅度。
2.一種基于如權(quán)利要求I所述心臟除顫器的具有升壓功能的雙相鋸齒波除顫放電方法，即通過(guò)擴(kuò)展型H橋路除顫器輸出級(jí)，以預(yù)先設(shè)定的一系列橋路開(kāi)關(guān)組合及控制策略，將儲(chǔ)能電容器中的電能和電感線圈中感應(yīng)電能分別或者合并經(jīng)由除顫電極以雙相鋸齒波的脈沖形式進(jìn)行一次快速地高壓電擊放電，其特征在于具體步驟為 第一步，出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲(chǔ)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、正相鋸齒波總數(shù)和反相鋸齒波總數(shù)； 第二步，控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，構(gòu)成所述的正相電感橋路儲(chǔ)能，由儲(chǔ)能電容器向電感線圈進(jìn)行放電儲(chǔ)能，由此流經(jīng)電感線圈的電流幅度亦逐步升高，并實(shí)時(shí)反饋到同一橋路的電流傳感器上； 第三步，當(dāng)該電流傳感器上的電流升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時(shí)，控制H橋電路開(kāi)關(guān)組合方式斷開(kāi)正相電感儲(chǔ)能橋路，并連通正相患者放電橋路，由感應(yīng)的電感線圈的電能和儲(chǔ)能電容器合并同時(shí)對(duì)患者進(jìn)行除顫放電，并實(shí)時(shí)反饋到該橋路的電流傳感器上； 第四步，當(dāng)該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(shí)，控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式斷開(kāi)正相患者放電橋路，并連通正相電感儲(chǔ)能橋路，同時(shí)增加一個(gè)鋸齒波計(jì)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)第二步 第四步； 第五步，完成正相鋸齒脈沖放電后，控制H橋電路開(kāi)關(guān)的組合方式，按類似第二步 第四第步方式，實(shí)施反相鋸齒脈沖放電。
全文摘要
本發(fā)明屬于醫(yī)療電子技術(shù)領(lǐng)域，具體為一種具有擴(kuò)展型H橋電路輸出級(jí)的除顫器，以及基于該輸出級(jí)電路的高壓放電方法。該輸出級(jí)電路由儲(chǔ)能電容器、電感線圈、電流傳感器和多只控制開(kāi)關(guān)構(gòu)成；其中，控制開(kāi)關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個(gè)豎臂橋路和兩個(gè)橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開(kāi)關(guān)；高壓放電方法是通過(guò)所述除顫器輸出級(jí)，以預(yù)先設(shè)定的一系列橋路開(kāi)關(guān)組合及控制策略，將電容器中的電能和電感線圈中感應(yīng)電能經(jīng)由除顫電極以雙相鋸齒波形的方式在患者身上進(jìn)行高壓放電，以此達(dá)到終止心室肌的纖維顫動(dòng)，實(shí)施對(duì)患者及時(shí)搶救。本發(fā)明可降低對(duì)放電橋路的高壓特性要求，為患者提供個(gè)體化精確控制的除顫電能，提高心臟電擊除顫的成功率和降低除顫過(guò)程中對(duì)心肌的損傷。
文檔編號(hào)A61N1/39GK102974040SQ20121055699
公開(kāi)日2013年3月20日 申請(qǐng)日期2012年12月20日 優(yōu)先權(quán)日2012年12月20日
發(fā)明者賴大坤, 王旭 申請(qǐng)人:久心醫(yī)療科技(蘇州)有限公司