CN102470250B - 用于在心脏刺激装置中使用的非磁性高压充电系统 - Google Patents

用于在心脏刺激装置中使用的非磁性高压充电系统 Download PDF

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Abstract

一种心脏除颤器，包括：电线或接线端(24)，其与除颤电极衬垫(22)连接或者被配置成与除颤电极衬垫(22)连接；以及电路(32、32a、32b)，其包括蓄电元件(52)和压电变压器(50)，该压电变压器被布置成对所述蓄电元件充电到有效递送心脏除颤电击的电压。所述电路被配置成使蓄电元件跨所述电线或接线端进行放电以将所述心脏除颤电击递送至电线或接线端。

Description

用于在心脏刺激装置中使用的非磁性高压充电系统
技术领域
下文涉及医学领域、磁共振领域以及相关领域。
背景技术
磁共振(MR)是一种用于执行诸如MR成像和MR波谱分析的医学诊断的实用技术。这些技术采用包括主磁体的MR扫描器，主磁体生成通常在0.1-7.0特斯拉(Tesla)的范围内的静态磁场，尽管更高或更低的磁场也是可用的。主磁体通常是采用电阻式或超导绕组的电磁体，并且可以具有诸如螺线管型、开孔垂直型等的各种不同的配置。此外，电磁体被配置成用作磁场梯度线圈，以便有选择地将磁场梯度叠加到静态(B0)磁场上。任选的匀场线圈将匀场磁场施加到静态(B0)磁场上。射频子系统被配置成(i)以磁共振频率生成射频电磁场，以便在受检者体内激励磁共振，以及(ii)从对该激励做出响应的受检者接收磁共振信号。各种不同的脉冲序列可以由磁场梯度线圈和射频子系统实施，以生成磁共振、空间限制、编码、操纵、或者扰乱所生成的磁共振、检测该磁共振、以及执行其他MR成像或MR波谱分析相关的操作。
MR扫描器生成大量杂散磁场和射频干扰(RFI)，并且通常被安置在专用MR室中，MR室被屏蔽以将MR扫描器与附近的电子系统隔离。采用安全规程来限制磁性材料被带入到MR室中的可能性，因为这样的材料会被吸向MR扫描器磁体，有时会带来灾难性的结果。在这样的规程下，MR能够安全并且有效地用于各种不同的医学应用中。
然而，一些患者发现MR成像或波谱分析是令人紧张的流程。不幸的后果是正经历MR流程的患者可能遭受心脏停搏。原理上，任何人在任何时间都可能遭受心脏停搏；而实际当中，心脏停搏实质上更可能在患病的人、老年人、住院患者等身上发生，并且更可能在人正在经受紧张的经历时发生，所述经历诸如是被插入到用于MR流程的MR扫描器的封闭的或局促的孔中，MR流程可以揭示或说明严重的健康问题。简而言之，与普通人相比，正经受MR流程的患者具有遭受心脏停搏的显著提高的可能性。
可以使用诸如自动体外除颤器(AED)的心脏除颤器对正在遭受心脏停搏的患者进行复苏。包括除颤器的快速应用的立即应急响应对成功的患者复苏的重要性是众所周知的。据估计，对心脏停搏受害者实施除颤电击每延迟一分钟将使生存的机会降低百分之10。参见http://aed.com/faqs/#q03(最后一次访问是2009年7月24日)。鉴于这种紧迫性，甚至诸如车间、学校、教堂等“非医疗”场所都被鼓励备有可用的除颤器，以便在发生心脏停搏的情况下能够立即应用除颤器。
然而，除颤器不能被带入到MR室中，因为这将违反安全规程。替代地，在MR流程期间遭受心脏停搏的患者被从MR扫描器孔中撤出，从床或其他MR患者支撑设备中转移到传送轮床上，并从MR室推出到能够对患者安全地应用除颤的场所。在这一串操作期间可能错失宝贵的数秒或数分钟，由此显著降低成功的患者复苏的可能性。有利地，可以在患者转移期间应用心肺复苏(CPR)，但是难以在将患者从MR扫描器孔之内转移到可以应用除颤的场所的同时连续应用CPR。同样众所周知的是，CPR通常不能使正遭受心脏停搏的患者复苏，而仅仅为脑和其他重要器官提供一些血流，来延迟组织损伤的发作。此外，对虚弱或老年患者应用CPR会导致挫伤、肋骨骨折或其他物理创伤。
发明内容
下文提供了新的经改进的设备和方法，其克服了上述问题和其他问题。
根据一个公开的方面，一种心脏除颤器，包括：电线或接线端，其与除颤电极衬垫连接或者被配置成与除颤电极衬垫连接；以及电路，其包括蓄电元件和压电变压器，压电变压器被布置成将蓄电元件充电到有效递送心脏除颤电击的电压，该电路被配置成使蓄电元件跨电线或接线端进行放电以将心脏除颤电击递送至电线或接线端。
根据另一公开的方面，紧邻的前一段落中的心脏除颤器还包括自动控制电路，其被配置成：(i)基于在电线或接线端处接收的心电图(ECG)信号确定心脏状态；以及(ii)在所确定的心脏状态指示心脏停搏的条件下操作该电路以将心脏除颤电击递送至电线或接线端，其中，该心脏除颤器限定为自动体外除颤器(AED)。
根据另一公开的方面，一种心脏除颤器，包括：电线或接线端，其与除颤电极衬垫连接或者被配置成与除颤电极衬垫连接；以及电路，其包括蓄电元件和变压器，该变压器不包含任何磁性材料并且被布置成将蓄电元件充电到有效递送心脏除颤电击的电压，该电路被配置成使蓄电元件跨电线或接线端进行放电以将心脏除颤电击递送至电线或接线端。
根据另一公开的方面，一种磁共振设施，包括磁共振扫描器、容纳磁共振扫描器的屏蔽室、以及在紧邻的前三个段落的任一段落中所阐述的设置在屏蔽室中的心脏除颤器。
根据另一公开的方面，一种装置，包括被配置成与心脏电连通的电线或接线端以及包括蓄电元件和压电变压器的电路，该压电变压器被布置成对蓄电元件充电，该电路被配置成使蓄电元件跨电线或接线端进行放电以将电刺激递送至心脏。
一个优点在于提供了MR-兼容的除颤器。
另一优点在于减少了正经历MR流程的患者的心脏停搏发作与开始潜在的救生心脏除颤之间的延迟。
另一优点在于为提供了用于对心脏的电刺激的本质上对磁场不敏感的电气装置。
附图说明
通过阅读和理解下文对优选实施例的详细说明，更多优点对于本领域技术人员而言将变得显而易见。
图1图解说明了包括设置在屏蔽室中的MR扫描器的MR设施，该屏蔽室中还包括心脏除颤器。
图2图解说明了图1的除颤器。
图3和4图解说明了图2的电路的适当实施例。
具体实施方式
参考图1，磁共振设施包括设置在屏蔽室12(在图1中图解指示为虚线框)中的磁共振(MR)扫描器10。所图示说明的磁共振扫描器10是能够从皇家飞利浦电子股份有限公司(艾恩德霍芬，荷兰)获得的AchievaTMMR扫描器；然而，实质上能够使用任何MR扫描器。如本领域已知的，MR扫描器10在MR扫描器10的孔B之内生成强磁场。该孔中的磁场取决于MR扫描器10的设计，但通常在大约0.1特斯拉到7.0特斯拉或更高的范围内。杂散磁场预计也将在孔B的外部延伸长的距离。MR扫描器10还对射频干扰(RFI)敏感，并且还可以生成可能干扰其他邻近电子系统的RFI。屏蔽室12提供了对RFI的电磁屏蔽，并且任选地还包括磁屏蔽，以防止杂散磁场透射超出屏蔽室12的范围。门或者其他入口14提供了到屏蔽室12的通道。尽管图示了单个入口14，也想到了多个入口。成像受检者通过入口14被带到MR扫描器10，并被放置在MR扫描器10的床或其他受检者支撑物16上。受检者支撑物16通常包括可转移的小床(未详细图示说明)，其使得设置在受检者支撑物16上的受检者能够被转移进入并精确地定位到孔B中，以进行MR成像、MR波谱分析、或者另外的MR流程。
优选地，安全规程规定哪些物体允许在屏蔽室12中。由于磁性材料与MR扫描器10有害交互作用的可能性，该安全规程把任何包含磁性材料的物体排除在外。该安全规程还扩展到医学患者、医学筛检受检者、兽类受检者、诸如考古木乃伊的无生命受检者、或者可能被选择来使用MR扫描器10经受MR流程的其他受检者。针对医学设施的典型安全规程可以包括：(1)就任何可能的外科植入物(诸如起搏器、整形外科植入物等)询问受检者；(2)要求患者在进入屏蔽室12之前移除所有金属物体；以及(3)在入口14处采用金属探测器(未显示)以探测流程(1)和(2)可能因为疏忽而遗漏的任何金属。上述安全规程意图是不仅仅排除磁性材料，而是更一般而言，排除任何金属或其他导电材料，因为设置在孔B中的导电材料会支持由时变磁场生成的涡流，该涡流会引起对受检者的加热和可能损伤。
所图示的MR设施还包括心脏除颤器20。心脏除颤器是配置用以将心脏除颤电击递送至正遭受心脏停搏的患者的仪器。为此，心脏除颤器20包括经由电线或接线端24与心脏除颤器20连接或者被配置成经由电线或接线端24与心脏除颤器20连接的一对电极衬垫22。电极衬垫22被配置成与躯干进行外部电接触，并且任选地包括牢固粘附至躯干的粘合或其他紧固特征(未图示)。在人遭受心脏停搏的情况下，该躯干通常是人体躯干，虽然也想到了在兽类受检者遭受心脏停搏情况下的犬科动物、猫科动物或其他躯干。电极衬垫22的数量(并且因此对应的电线或接线端24的数量)通常是两个，以便使得能够在受检者躯干中递送除颤电击；然而，也想到了使用三个或更多个电极衬垫(以及对应的电线或接线端)，例如以便递送所需模式的电击。电线或接线端24可以包括电子连接器(例如，插座等)，在该电子连接器处，电极衬垫22的线缆可拆解地连接(如在模块或可替换电衬垫的情况下)；或者电线或接线端24可以是导电线，该导电线永久固定至电极衬垫22并与其电连接(如在“硬线连接”的电极衬垫的情况下)。
所图示的心脏除颤器20是自动体外除颤器(AED)。AED是包括被配置成执行以下操作的电路的心脏除颤器：(i)基于经由电极衬垫22在电气接线端24处接收的电信号确定心脏状态，以及(ii)在所确定的心脏状态指示心脏停搏的情况下在电气接线端24之间递送心脏除颤电击。所图示的AED还包括为显示器26的形式的用户接口，以便将操作指令传达给用户。该用户接口例如可以通知用户除颤是否合适，而如果合适，则可以指示用户如何应用除颤电击(例如，告知用户在递送除颤电击时任何人都不应当接触受检者)。替代或者除了图示的显示器26之外，用户接口可以包括音频扬声器或其他输出装置，以及任选地可以包括一个或多个按钮、按键或其他用户输入装置。例如，结合图示的显示器26，AED 20可以包括按钮28，用户按下按钮28以应用除颤电击。用户接口还可以采用语音合成器以自动口头地将操纵指令传达给用户。
继续参考图1并进一步参考图2，心脏除颤器20包括电源，即例示性范例中的电池30，其驱动电路32产生有效递送心电除颤电击的电压，并且通过电线或接线端24对该电压放电以便在电线或接线端24之间递送心脏除颤电击。如本文所公开的，通过将电路32构造成非磁性的(亦即，使用非磁性材料，并且尤其是非铁磁性材料)，使得心脏除颤器20是MR兼容的并且能够存储在容纳MR扫描器10的屏蔽室12中。在图1的图示中，心脏除颤器20被安装在屏蔽室12的内壁上，以便既不挡路并且还可以在患者遭受心脏停搏的事件时立即取用。也想到了其他安装布置，诸如将心脏除颤器设置在桌台上等。
为了实施例示性AED 20的自动方面，自动控制电路34由电池30经由合适的电源转换器36供电，并且被配置成(i)基于在电线或接线端处24接收的电信号确定心脏状态，以及(ii)在所确定的心脏状态指示心脏停搏的条件下通过操作电路32以在电线或接线端24之间递送心脏除颤电击。例示性的自动控制电路34具体化为具有相关电路的微处理器或微控制器，所述相关电路诸如是：一个或多个存储芯片；存储由处理器执行的固件指令的只读存储器(ROM)、可擦除ROM(EPROM)等；用于读取ECG信号的模数(A/D)转换器；等等。
为了使得电线或接线端24能够充当用于确定心脏状态的传感器引线以及用于递送除颤电击的电导体，开关40a、40b、40c、40d有选择地将电线或接线端24与电路32(用于递送除颤电击)或者与自动控制电路34的心电图(ECG)输入42连接。
在操作中，自动控制电路34设置开关40a、40b、40c、40d，以将ECG输入42与电线或接线端24连接，并分析ECG以确定受检者是否处于心脏停搏中。如果这一分析指示心脏停搏，那么自动控制电路34令电路32运行以产生有效递送心脏除颤电击的电压，经由显示器26通知用户应当应用除颤，并且任选地提供诸如指示用户在除颤期间不要接触受检者的其他指令。当电路32被充电时，自动控制电路34设置开关40a、40b、40c、40d，以将电路32连接到电线或接线端24，并令显示器26告知用户按下按钮28，以应用除颤电击。在用户按下按钮28时，电路32跨电线或接线端24进行放电以便经由电线或接线端24和正遭受心脏停搏的受检者的躯干将除颤电击递送至心脏。在递送除颤电击之后，自动控制电路34重新设置开关40a、40b、40c、40d，以将ECG输入42与电线或接线端24重新连接并再次分析ECG以确定受检者是否仍然处于心脏停搏中。如果受检者依然处于心脏停搏中，自动控制电路34再次令电路32运行以产生有效递送心脏除颤电击的电压并且继而指示用户递送另一次除颤电击。
图1和2中图示的心脏除颤器20是AED。然而，也想到了心脏除颤器20是不提供ECG监测和分析或者用户指令的更为常规的(或者，备选地，自动化程度更低的)的装置。例如，心脏除颤器可以省略ECG，用户接口部件26、28，开关40a、40b、40c、40d，并且可以包括足以令电路32产生有效递送心脏除颤电击并跨电线或接线端24进行放电以便递送除颤电击的简化的控制电路。
除颤器中包含磁性材料使该除颤器一般没有进入容纳MR扫描器10的屏蔽室12中的资格。这是由于担心磁性材料可能与MR扫描器10的磁场有害交互作用。例如，磁性材料可能被吸到孔B中并以强大的力碰撞孔壁，从而对MR扫描器10和/或除颤器造成损伤，和/或对恰好设置在孔B内的任何受检者造成伤害。此外，在本文中认识到，除颤器在存在杂散磁场时可能不能正常运行。事实上，低至大约0.1T的磁场能够造成变压器的铁芯的饱和，从而导致除颤器故障。更低的磁场会产生异常变压器动作并且危及除颤器的运行。当在心脏停搏事件期间使用时，除颤器失灵或故障是不希望的。
因此，心脏除颤器20几乎不包括磁性材料，并且优选地包括非磁性材料。具体而言，电路32不采用包含铁磁芯的常规的变压器。此外，电路32不采用空芯变压器，因为空芯变压器不足以快速产生有效递送心脏除颤电击的电压。
参考图3和4，示出了合适的电路32a、32b的两个例示性实施例，其中的任何一个都可以用作图1和2的心脏除颤器20中的电路32，在这两个例示性电路32a、32b中，压电变压器50被布置成将蓄电元件52，即图3的实施例中的存储电容器充电到有效递送心脏除颤电击的电压。压电变压器50有利地不包含任何磁性材料，或任何铁磁材料，并且不具有会被周围磁场饱和的磁芯。一般而言，压电变压器不被强磁场吸引或受其影响。压电变压器包括陶瓷材料或其他材料或表现出强压电效应的一种或多种材料的组合(例如，多层结构)。表现出强压电效应的这种材料或材料的组合在本文中被称为压电芯54。输入交流(a.c.)电压经由压电变压器输入接线端56应用到压电芯54。压电芯54的强压电效应将输入交流电压转化为机械振动。在同样与压电芯54耦合的输出接线端58处，这些振动被转换回更高的电压电输出，该电压电输出是升高压电变压器输出。一些用作压电变压器50的合适的压电变压器包括：可从Noliac North America(亚特兰大，GA，美国)得到的多层Rosen压电变压器；可从Panasonic Corporation ofNorth America(Secaucus，新泽西，美国)得到的专用于LCD背光的压电变压器；以及可从Steiner&Martins公司(迈亚密，弗罗里达，美国)得到的陶瓷多层压电变压器。还可以使用其他压电变压器。
压电变压器50的更高的电压输出是交流电压。整流器60插入在压电变压器50和蓄电元件52之间，以对电压变压器50的交流输出整流，从而提供用于对蓄电元件52充电的直流电压(可能具有大脉动分量)。例示性整流器60包括两个高压二极管，但也想到了其他整流器拓扑，包括半波整流器拓扑和全波整流器拓扑两者。包括压电变压器50和整流器60的电压充电单元62任选地被并行复制以提供更大的充电容量，或者能够为此目的复制整个电路32a、32b。
在压电变压器输入接线端56处提供的输入交流电压由驱动器子电路生成。在图3的实施例中，驱动器子电路66a使用采用了两个下拉MOSFET晶体管和两个空芯(并且因此非磁性的)储能电感器的推-拉拓扑结构。也可以使用其他拓扑结构，诸如例示性电路32b中采用的“A类”放大器拓扑驱动器子电路66b，其包括高(压)侧/低(压)侧MOSFET驱动器。然而所提到作为进一步范例但未图示的另一种驱动器拓扑是单一MOSFET驱动器拓扑，再次优选仅采用空芯电感器以避免在驱动器电路中包含磁性材料。
在压电变压器输入接线端56处提供的输入交流电压优选为压电芯54的共振频率，以使电压转换效率最大化。为此，频率控制子电路70包括锁相环(PLL)72、感测电阻74、以及放大和滤波部件76，其用于通过控制提供给驱动电路66a、66b的频率来确保压电变压器50保持接近共振。合适的频率控制方法是利用带通滤波器对主驱动波形进行滤波和放大，并生成来自感测电阻74的经滤波和放大的信号。比较两个输入信号的相位并且调节到驱动电路66a、66b的信号的频率。这种控制方法有效是因为当电压和电流同相位时，压电装置50在其共振频率下被驱动。
为了完整性，图3和4也都示意性描绘了自动控制电路34的部分84，包括充电控制子电路86和电压缩放子电路88。充电控制子电路86用于通过令频率控制子电路70锁定到压电变压器50的共振频率来激活对蓄电元件52的充电。也想到了用于开始充电或关闭充电的其他方法。电压缩放子电路88在蓄电元件52之间并行放置，以便控制电压的大小，蓄电元件52被充电到这一电压大小。对于除颤而言，这一电压应当有效递送心脏除颤电击，而在一些实施例中，这一电压的范围是直流1500-5000伏，尽管也想到了更高或更低的电压。
返回参考图1，参考例示性MR设施描述了心脏除颤器20。然而，应当认识到，心脏除颤器20在心脏除颤器20可能遭遇大磁场的任何设置中都有用。此外，在图示说明体外心脏除颤器时，应当理解，心脏除颤器还可以是能植入的除颤器。进一步地，想到了将所公开的设备用于其他体外或电刺激心脏的能植入的电子装置中，诸如心脏起搏器，只要这样的装置能够有用地采用包括蓄电元件的电路，该蓄电元件被布置成在电线或接线端之间充电并且然后放电以将电刺激递送至心脏。
例如，在能植入的心脏起搏器(未图示)的情况下，电线或接线端适当地与心脏紧密接触(而不是经由与使外部电极与躯干接触的电极衬垫22连接，以经由躯干将心脏除颤电击递送至心脏)，并且电压缩放子电路被适当地配置成控制蓄电元件被充电到的电压的大小，以将较低的电压电刺激递送至心脏，从而提供心脏起搏效应而非除颤。这种能植入的心脏起搏器本质上对磁场是不敏感的，并且因此是MR兼容的并且还使得植入该装置的患者可以从事其他活动，所述活动可以涉及磁交互，诸如电弧焊、在高压发电或送电设施附近工作等等。
本申请已经描述了一个或多个优选实施例。他人通过阅读本文的描述，可以发生修改和变型。其意图是将本发明解释为包括所有这些修改和变型，只要这些修改和变型在权利要求或与权利要求相当的范围内。

Claims (13)

1.一种体外心脏除颤器，包括：
电线或接线端(24)和除颤电极衬垫(22)，所述电线或接线端(24)与所述除颤电极衬垫(22)连接或者被配置成与所述除颤电极衬垫(22)连接，所述除颤电极衬垫还被配置成与躯干外部电接触以便将心脏除颤电击递送至所述躯干；以及
电路(32、32a、32b)，其包括蓄电元件(52)、包含电感器的驱动器子电路和由所述驱动器子电路来驱动的压电变压器(50)，其中，所述电感器仅采用空芯电感器，并且所述压电变压器被布置成将所述蓄电元件充电到有效递送心脏除颤电击的电压，所述电路被配置成使所述蓄电元件跨所述除颤电极衬垫进行放电以将所述心脏除颤电击递送至所述电线或接线端。
2.根据权利要求1所述的体外心脏除颤器，其中，所述蓄电元件(52)包括存储电容器。
3.根据权利要求1-2中的任一项所述的体外心脏除颤器，还包括：
自动控制电路(34、84)，其被配置成(i)基于在所述电线或接线端(24)处接收的心电图(ECG)信号确定心脏状态，以及(ii)在所确定的心脏状态指示心脏停搏的条件下操作所述电路(32、32a、32b)，以将心脏除颤电击递送至所述电线或接线端，其中，所述心脏除颤器(20)限定为自动体外除颤器(AED)。
4.根据权利要求3所述的体外心脏除颤器，还包括：
用户接口(26、28)，所述自动体外除颤器(20)通过所述用户接口将操作指令传达给用户。
5.根据权利要求1-2中的任一项所述的体外心脏除颤器，其中，所述心脏除颤器(20)不包含任何磁性材料。
6.根据权利要求1-2中的任一项所述的体外心脏除颤器，其中，所述心脏除颤器(20)不包含任何铁磁材料。
7.根据权利要求1-2中的任一项所述的体外心脏除颤器，其中，所述电路(32、32a、32b)包括多个压电变压器(50)，所述压电变压器被布置成将所述蓄电元件(52)充电到有效递送心脏除颤电击的电压。
8.根据权利要求1-2中的任一项所述的体外心脏除颤器，其中，所述电路(32、32a、32b)包括：
频率控制子电路(70)，其包括锁相环(PLL)(72)，所述锁相环被配置成通过控制所述驱动器子电路将所述压电变压器保持在共振频率。
9.根据权利要求1-2中的任一项所述的体外心脏除颤器，其中，所述电路(32、32a、32b)包括整流器(60)，所述整流器被电气地插入到所述压电变压器(50)的输出(58)和所述蓄电元件(52)之间。
10.一种体外心脏除颤器，包括：
电线或接线端(24)和除颤电极衬垫(22)，所述电线或接线端(24)与所述除颤电极衬垫(22)连接或者被配置成与所述除颤电极衬垫(22)连接，所述电极衬垫(22)还被配置成与躯干外部电接触以便将心脏除颤电击递送至所述躯干；以及
电路(32、32a、32b)，其包括蓄电元件(52)和至少一个压电变压器(50)，所述至少一个压电变压器不包含任何磁性材料并且被布置成将所述蓄电元件充电到有效递送心脏除颤电击的电压，所述电路被配置成使所述蓄电元件跨所述除颤电极衬垫进行放电以将所述心脏除颤电击递送至所述电线或接线端。
11.根据权利要求10所述的体外心脏除颤器，其中，所述蓄电元件(52)包括存储电容器。
12.根据权利要求10-11中的任一项所述的体外心脏除颤器，还包括：
自动控制电路(34、84)，其被配置成(i)基于在所述电线或接线端(24)处接收的心电图(ECG)信号确定心脏状态，以及(ii)在所确定的心脏状态指示心脏停搏的条件下操作所述电路(32、32a、32b)，以将心脏除颤电击递送至所述电线或接线端，其中，所述心脏除颤器(20)限定为自动体外除颤器(AED)。
13.根据权利要求10-11中的任一项所述的体外心脏除颤器，其中，所述电路(32、32a、32b)包括整流器(60)，所述整流器被电气地插入到所述压电变压器(50)的输出(58)和所述蓄电元件(52)之间。
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