CN101156977A - 用窄脉冲实现低能量除颤的方法及装置 - Google Patents

Abstract

本发明属于脉冲除颤技术领域，具体为一种用窄脉冲实现低脉冲除颤的方法与装置。本发明方法是当除颤的放电波形为双相指数截尾波时，每次电击的脉冲宽度为0.5ms－4ms。相应于该方法，除颤装置包括心电采集模块、总控模块、除颤模块和液晶显示+触摸屏，其中，总控模块以嵌入式系统为核心，心电采集模块和除颤模块中各包含一个用于控制各自模块工作的单片机。其中，除颤模块中的放电脉冲宽度为0.5ms－4ms。本发明在保证电击除颤成功率的前提下，能有效降低除颤装置能量，减小除颤对人体的伤害，并延长除颤器的使用寿命。

Description

用窄脉冲实现低能量除颤的方法及装置

技术领域

本发明属于脉冲除颤技术领域，具体涉及一种能显著降低除颤能量的方法与装置。

背景技术

室颤是一种严重的心律失常，可由多种心脏病因(如心肌缺血、心肌病、心肌梗死、药物中毒等)及非心脏病因(如触电、溺水等)引起，剧烈运动造成的特发性室颤也并非罕见。室颤发作时，各心肌细胞处于非协调、不同步的颤动状态，整个心脏丧失了泵血功能，患者由于心、脑等重要脏器的缺血、缺氧而发生突发性死亡，谓之心源性猝死(SCD)。在室颤发作后的8～10分钟内如不能将其终止(除颤)，病人的存活几率几乎为零。

目前，临床上终止室颤的最有效方法是电击除颤。通常采用高压(1000伏以上)，大电流(数十安培)电击心脏，使心肌的所有电活动被瞬间抑制，继而恢复窦性(正常)心律。

从上世纪60年代Lown提出直流脉冲除颤方法以来，按此原理设计的体外除颤器(External Defibrillator)已广泛地应用于心脏急救。上世纪80年代，Mirowski发明的植入式心脏除颤器(Implantable Cardiac Defibrillator，ICD)亦已成功地用于恶性心律失常患者的长期治疗，以防发生猝死。目前世界上已有十数万人植入了ICD。

电击除颤固然有效，但过高的电击能量(体外除颤需360焦耳，植入式除颤需30焦耳)不仅造成电极贴靠部位皮肤的灼伤、水肿，更给患者的身心带来伤害(高能电击后，表征心肌缺血的S-T段会抬高，表征心肌收缩能力的EF值，动脉压AP会降低)。1990年，双相除颤法(Biphase Defibrillation)的提出，使体外除颤的能量大约降低了50％(200焦耳)，心肌损伤明显降低。ICD中亦已采用双相脉冲除颤。对ICD而言，除颤能量的降低还意味着延长ICD的使用寿命，减少手术更换次数及降低医疗费用的开销。

综上所述，在保证除颤成功率的前提下有效降低除颤能量是电除颤方法研究的核心问题，具有重要的临床价值。

发明内容

本发明出于减小电击除颤对人体特别是心脏的损伤，延长除颤器的使用寿命以及减小除颤器体积等目的，提出一种在保证电击除颤成功率的前提下，有效降低除颤能量的方法与装置。

自从上世纪60年代以来，无论体外和体内除颤都采用10-12ms脉宽的直流电击，然而，采用常规的除颤电击，室颤的终止往往发生在电击的初始时的2-5毫秒内，脉冲电击的持续时间过长，无助于除颤，反而有损于心脏。

本发明提出的用窄脉冲方法实现低能量除颤，具体来说，采用脉冲电击除颤，当放电波形为双相指数截尾波时，每次电击的脉冲总宽度为0.5mS～4mS，优选0.5mS～4mS。

本发明方法的提出基于以下依据：

依据1.室颤发生时，心肌各部位除极时刻不同，激动混乱、传导无序，变幻莫测，处于混沌状态。但是在任意时刻，总有部分心肌细胞脱离了不应期而能响应外来刺激并发生除极。而其余的心肌细胞处不应期(每次激动后的休整期，大约100～200mS)，两者无规则地进行交替以维持室颤。若能使整个心室的细胞都进入不应期，则室颤即可终止。

采用电击除颤就是在短时间内对心脏施加电流，使整个心室进入不应期。心肌杂乱无章的电活动被终止，达到治疗的目的。

对于心肌细胞，只要流入细胞的电流达到除极阈值，便可引起除极。细胞除极的阈值取决于流入细胞的电流是否能使其静息跨膜电位E_m从-90mv提升到-65mv左右。而 ${\mathrm{\ΔE}}_m=\frac{\mathrm{\ΔQ}}{C_m},$ 其中C_m为膜电容，约为1μf/cm²；ΔQ进入细胞膜的净电量。可见，注入细胞内的电量(电流×脉宽)决定了除极阈值。这一关系也适合于起搏，而且已得到普遍的确认，并以有名的“起搏阈值的强度—持续期曲线”表达(图1)。

当然，脉冲电击除颤的成功与否还取决于下列因素：(1)、电击的强度，常用能量表示，(2)、电流在心肌中的分布，(3)、心脏本身的功能(健全性)。本发明只涉及因素(1)。

起搏电流阈值的强度—持续期曲线，可由下式表示：

[I_t(τ)-I_b]×τ＝常数    其中I_b代表电流基值

或 $I_t\left(\mathrm{\τ}\right)=I_b(1+\frac{{\mathrm{\τ}}_c}{\mathrm{\τ}}),$ 其中τ_c——时值，它是曲线上具有2倍I_b值时对应的时间(τ)值；I_t(τ)为随时间变化的电流值。

曲线上方表示脱离不应期的细胞能应激，曲线下方表示无效刺激(即细胞处于不应期)。

依据2.脉冲电击实质上是使已脱离不应期的心肌重新进入不应期。这个过程的本质是使处于动作电位IV相的所有细胞在电的刺激下从静息电位(-90mv)达到除极阈值电位(-65mv)。为此，可引用细胞电生理学的模型认为细胞膜电位的提升ΔE_m与注入细胞的电量ΔQ有关，即 $\mathrm{\Δ}{E}_m=\frac{\mathrm{\ΔQ}}{C_m},$ 其中C_m为膜电容。因此，

(1)除颤与起搏一样存在阈值，也同样符合“全或无”定律。

(2)对除颤起决定性作用的直接因素是电量而不是能量。

依据3.据上述可知：除颤可与起搏类比。只不过起搏时只要让起搏电极下的一小片心肌达到阈值，发生除极后就可外传到整个心脏。而除颤时，由于心肌丧失外传功能，因此要让整个心肌“处处起搏”需要的电流就要大得多。

从宏观意义下，描写心肌组织的起搏阈值的“起搏阈值的强度—持续期曲线”关系曲线同样适用于除颤场合。用公式表示即为：

阈值 $I_T\left(\mathrm{\τ}\right)=I_b(1+\frac{{\mathrm{\τ}}_c}{\mathrm{\τ}})$

其中，I_b为电流基值；τ_c为时值。

当τ很小时， $\frac{{\mathrm{\τ}}_c}{\mathrm{\τ}}>>1,$ 则I_T(τ)×τ＝I_b×τ_c为常数，表示电量阈值为常数。而当τ很大时，I_T(τ)＝常数，表示电流阈值为常数。

电量阈值的表达式为：

Q_T(τ)＝I_T(τ)×τ

即Q_T(τ)＝I_b×τ+I_b×τ_c是一截距为I_bτ_c的直线。

能量阈值的表达式为：

$E_T\left(\mathrm{\τ}\right)=I_T^2\left(\mathrm{\τ}\right)\×R\×\mathrm{\τ},$ 为二次曲线，其中R为心肌阻抗。

其极小值点：

$\frac{{\mathrm{dE}}_T}{\mathrm{d\τ}}=0,$ $\frac{{\mathrm{dI}}^2\left(\mathrm{\τ}\right)\×\mathrm{\τ}}{\mathrm{d\τ}}=\frac{d}{\mathrm{d\τ}}(\mathrm{\τ}+2{\mathrm{\τ}}_c+\frac{{\mathrm{\τ}}_c^2}{\mathrm{\τ}})1+0-\frac{{\mathrm{\τ}}_c^2}{{\mathrm{\τ}}^2}$

$\frac{{\mathrm{dE}}_T}{\mathrm{d\τ}}=0,$ 即得τ＝τ_c

综上可见：

(1)从让脱离不应期的心肌受刺激到除极状态的角度看，除颤与起搏是相同的，可套用相同的公式，得出相同的结论。

(2)电流(或电压)阈值随脉宽的加宽是单调下降趋势，但渐近线不为零，亦即有一基础值。

(3)电量阈值呈直线上升，τ很小时，数值小，省电。

(4)能量阈值曲线随τ的增加呈二次曲线，在τ＝τ_c时最低，除颤所需能量最小。可见，采用τ＜τ_c的参数除颤，既省电又节能。

除颤器装置由图2所示的心电采集模块1、总控模块2、除颤模块3和液晶显示+触摸屏连接而成，其中，总控模块2以嵌入式系统为核心，心电采集模块1和除颤模块3中各包含一个用于控制各自模块工作的单片机。总控模块2通过第1串口与心电采集模块1连接、通过第2串口除颤模块3连接，通过显示器接口与液晶显示器+触摸屏4连接。总控模块2对心电采集模块1通过第1串口传来的心电图进行存储，并在液晶显示器+触摸屏4中的液晶显示器上显示，将除颤模块3通过第2串口传来的除颤模块3的状态信息显示在液晶屏上。液晶显示器+触摸屏4中的触摸屏为总控模块2的人——机接口，总控模块2接收来自液晶显示器+触摸屏4中触摸屏的用户输入信息，控制整个系统的工作。因此，用户既可通过液晶显示器+触摸屏4中的触摸屏对系统工作参数进行设定，包括除颤模块3的放电脉冲宽度、放电能量等；也可通过液晶显示器+触摸屏4中的触摸屏发出“充电”、“放电”、“取消放电”等指令。

心电采集模块1的内部结构如图4所示。由高压保护电路14、差分前置放大器15、RC高通滤波器16、50Hz陷波器17、主放+增益控制18、二阶有源低通滤波器19、输出放大器20和单片机控制单元21依次连接而成。心电采集模块的输入为来自人体心电信号，经差分前置放大器15的放大，输入信号中的差膜成分得到放大而共模成分受到抑制；为了消除极化电压和50Hz工频干扰的影响，差分前置放大器15的输出要经过RC高通滤波器16和50Hz陷波器17的滤波处理，然后进入主放+增益控制电路18，在这个环节，心电信号得到进一步的放大，并可根据实际情况选择合适的放大倍数；主放+增益控制18的输出接至二阶有源低通滤波器19的输入端，以减小高频干扰的影响；二阶有源低通滤波器19的输出连接到输出放大器20，将信号放大到要求的幅度；单片机控制单元21中的模/数转换器(ADC)对输出放大器20的输出信号进行采样，将模拟信号转化为数字信号，并通过单片机控制单元21的第1串口传送给总控模块2。

除颤模块3如图3所示，由MCU(单片机)控制单元5、高压充电电路6、储能电容7、高压监测电路8、自放电电路9、IGBT驱动电路11、主放电桥路12、除颤电极13及电流/电量/能量计量电路10等几部分组成。其中控制单元5通过第2串口与总控模块2联系，既可接收来自总控模块2的控制指令，也可将除颤模块3的状态信息发送给总控模块2。控制单元5根据总控模块2的指令控制整个除颤模块的工作。当总控模块2发出“充电”指令时，控制单元5启动高压充电电路6对储能电容7进行充电，高压监测电路8则随时对储能电容7上的电压进行测量，并将测量结果反馈给控制单元5，控制单元5将由总控模块2发来的充电目标值与储能电容7上的实际电压测量值进行比较，一旦储能电容7上的实际电压值达到设定目标，则充电停止；此时若总控模块2发出“放电”指令和放电脉冲参数信息(包括脉冲宽度、脉冲数量)，控制单元5通过启动IGBT驱动电路11控制主放电桥路12的动作，向除颤电极13发放满足总控模块2要求的电脉冲，同时通过电流/电量/能量计量电路10对放电的实际电流、电量和能量进行测量、计算，并将测量结果反馈给控制单元5，作为除颤模块3发给总控模块2的状态信息的一部分；若在充电完毕后，总控模块2发出“取消放电”的指令，则控制单元5启动自放电电路9，将储能电容7上的电在除颤器内部放掉。

本发明装置，控制除颤模块3放电脉冲宽度为0.5ms-4ms。优选0.5mS-2mS。

附图说明

下面结合附图和实施例对本发明专利进一步说明。

图1为刺激阈值的强度—持续期曲线。

图2为本发明一种实施例的基本连接框图。

图3为本发明一种实施例的除颤模块框图。

图4为本发明一种实施例的高压充电电路。

图5为本发明一种实施例的高压监测电路。

图6为本发明一种实施例的的主放电回路。

图7为本发明一种实施例的驱动电路及辅助电源。

具体实施方式

图2给出了低能量除颤器的基本结构框图，由基于嵌入式系统的总控模块2、除颤模块3、心电采集模块1和液晶显示+触摸屏4组成。

总控模块2以嵌入式系统ARM9为核心，管理协调着其它几个模块的工作，主要完成以下功能：管理系统的人机接口；接收心电采集模块1通过串口传来的心电数据，对心电数据进行保存并送液晶显示器实时显示；接收除颤模块3传来的状态信息，并实时显示在液晶显示器上；根据对心电图的观察，由操作者通过触摸屏输入指挥系统工作的命令，包括控制除颤模块进行充电，取消放电，放电，设置放电波形等，特别可对除颤模块放电脉冲的宽度进行设置，方便在低能量除颤的实验中比较不同放电脉冲宽度对除颤效果的影响。

心电采集模块3的主要工作是采集来自人体的心电信号，经过放大、滤波等处理后转化为数字信号通过串口发送给总控模块2进行显示和存储。

除颤模块3通过串口与总控模块2进行通讯。一方面总控模块2通过串口向除颤模块3发送命令，控制除颤模块3的动作，另一方面除颤模块3则通过串口把自身的状态(如电池电压，当前电容电压，当前设定好的放电波形等)发送给总控模块3。为了实现以上复杂的功能，选用ATmega8L单片机对整个除颤模块3的工作进行控制。系统对单片机硬件资源的要求及配置如下：

ADC0用于监测电池电压。ADC1用于监测充电时储能电容7的电压。Timer0(8位定时器/计数器)用于产生100us的时间片，以实现多任务分时处理。Timer1(16位定时器/计数器)用于产生辅助电源的驱动方波。Timer2(16位定时器/计数器)用于产生高压充电电路的方波。串行接口采用异步通讯模式，与总控模块2进行通讯。几个通用输出口，分别用于指示灯控制，IGBT驱动信号，自放电电路控制信号等。

除颤模块3对实时性有一定要求，而且功能相对来说比较复杂。为了满足一定的实时性要求和更好地组织控制程序的结构，单片机的控制程序采用了多任务分时机制。程序中设立了一个64字节的消息队列。其中的消息有单片机自身产生的与时间相关的消息，也有由总控模块通过串口传来的消息。本模块可以分成四个状态：待命(StandBy)，充电(Charging)，一切就绪(Ready)和放电(Shocking)。消息循环的主要工作是如果消息队列中有消息，则从队列中取出消息，然后根据当前该模块所处的状态对消息进行相应的处理。之后，马上返回消息循环，等待下一个消息。从宏观上看，这种消息到消息处理的程序结构就是一个并行的执行机制，具有多任务特性。

由总控模块2发给除颤模块3的命令或信息有以下几类：设置目标电压并进行充电、进行电击、取消电击、设定放电脉冲的宽度及时间间隔的信息。除颤模块3在接收到这些命令或信息后，根据其当时所处的状态(共有待命、充电、一切就绪或放电四种状态)，以不同的方式执行命令。下面介绍除颤模块3执行命令的过程：

当除颤模块3接收到“设置目标电压并进行充电”的命令后，即将高压监测电路8反馈至MCU控制单元5的反映储能电容7实际电压的数据与目标电压进行比较，若目标电压＞实际电压，则启动高压充电电路6对储能电容7进行充电，在充电过程中不断比较实际电压与目标电压，直至两者相等(误差不超过5％)；若目标电压＜实际电压，则MCU控制单元5启动自放电电路9，使储能电容在除颤模块内部放电，在放电过程中不断将由高压监测电路测得的实际电压与目标电压比较，当两者相等(误差不超过5)时停止放电。充电完成后，除颤模块3处于“一切就绪”状态，此时若接收到总控模块发来的“放电”指令，MCU控制单元5启动IGBT驱动电路11，控制由IGBT组成的主放电桥路12的动作，按照设定的放电脉冲宽度、个数和脉冲间的时间间隔等要求对除颤电极13放电，在放电过程中电流/电量/能量计量电路10对放电电流、电量和能量等参数进行测量，并将测量结果反馈给MCU控制单元5，然后再通过串口发送给总控模块2进行存储和显示。若总控模块2向除颤模块3发来“取消放电”的指令，除颤模块3中的MCU控制单元5将启动自放电电路9，将储能电容7的电在除颤器内部放掉。

Claims (4)

1.一种用窄脉冲实现低能量除颤的方法，其特征在于采用脉冲电击除颤，当放电波形为双相指数截尾波时，每次电击的脉冲总宽度为0.5ms-4ms。

2.一种用窄脉冲实现低能量除颤的装置，其特征在于心电采集模块(1)、总控模块(2)、除颤模块(3)和液晶显示+触摸屏(4)连接而成，其中，总控模块(2)以嵌入式系统为核心，心电采集模块(1)和除颤模块(3)中各包含一个用于控制各自模块工作的单片机；总控模块(2)通过第1串口与心电采集模块(1)连接、通过第2串口与除颤模块(3)连接，通过显示器接口与液晶显示器+触摸屏(4)连接；总控模块(2)对心电采集模块(1)通过第1串口传来的心电图进行存储，并在液晶显示器+触摸屏(4)中的液晶显示器上显示；将除颤模块(3)通过第2串口传来的除颤模块(3)的状态信息显示在液晶屏上；液晶显示器+触摸屏(4)中的触摸屏为总控模块(2)的人——机接口，总控模块(2)接收来自液晶显示器+触摸屏(4)中触摸屏的用户输入信息，控制整个系统的工作。

3.根据权利要求2所述的用窄脉冲实现低能量除颤的装置，其特征在于所述的心电采集模块(1)由高压保护电路(14)、差分前置放大器(15)、RC高通滤波器(16)、50Hz陷波器(17)、主放+增益控制(18)、二阶有源低通滤波器(19)、输出放大器(20)和单片机控制单元(21)依次连接而成；心电采集模块的输入为来自人体心电信号，经差分前置放大器(15)的放大，输入信号中的差膜成分得到放大而共模成分受到抑制；差分前置放大器(15)的输出经过RC高通滤波器(16)和50Hz陷波器(17)的滤波处理，然后进入主放+增益控制电路(18)，心电信号得到进一步的放大；主放+增益控制(18)的输出接至二阶有源低通滤波器(19)的输入端，以减小高频干扰的影响；二阶有源低通滤波器(19)的输出连接到输出放大器(20)，将信号放大到要求的幅度；单片机控制单元(21)中的模/数转换器对输出放大器(20)的输出信号进行采样，将模拟信号转化为数字信号，并通过单片机控制单元(21)的第1串口传送给总控模块(2)。

4.根据权利要求2所述的用窄脉冲实现低能量除颤的装置，其特征在于所述除颤模块(3)由MCU控制单元(5)、高压充电电路(6)、储能电容(7)、高压监测电路(8)、自放电电路(9)、IGBT驱动电路(11)、主放电桥路(12)、除颤电极(13)及电流/电量/能量计量电路(10)组成；其中控制单元(5)通过第2串口与总控模块(2)联系，既可接收来自总控模块(2)的控制指令，也可将除颤模块(3)的状态信息发送给总控模块(2)；控制单元(5)根据总控模块(2)的指令控制整个除颤模块的工作；当总控模块(2)发出“充电”指令时，控制单元(5)启动高压充电电路(6)对储能电容(7)进行充电，高压监测电路(8)则随时对储能电容(7)上的电压进行测量，并将测量结果反馈给控制单元(5)，控制单元(5)将由总控模块(2)发来的充电目标值与储能电容(7)上的实际电压测量值进行比较，一旦储能电容(7)上的实际电压值达到设定目标，则充电停止；若总控模块(2)发出“放电”指令和放电脉冲参数信息，控制单元(5)通过启动IGBT驱动电路(11)控制主放电桥路(12)的动作，向除颤电极(13)发放满足总控模块(2)要求的电脉冲，同时通过电流/电量/能量计量电路(10)对放电的实际电流、电量和能量进行测量、计算，并将测量结果反馈给控制单元(5)，作为除颤模块(3)发给总控模块(2)的状态信息的一部分；若在充电完毕后，总控模块(2)发出“取消放电”的指令，则控制单元(5)启动自放电电路(9)，将储能电容(7)上的电在除颤器内部放掉。

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