CN1981890B

CN1981890B - 除颤双相波的波形产生装置

Info

Publication number: CN1981890B
Application number: CN2005101208012A
Authority: CN
Inventors: 安敏; 许伟; 李新胜
Original assignee: Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd
Current assignee: Shenzhen Mindray Bio Medical Electronics Co Ltd; Shenzhen Mindray Scientific Co Ltd
Priority date: 2005-12-12
Filing date: 2005-12-12
Publication date: 2010-09-08
Anticipated expiration: 2025-12-12
Also published as: CN1981890A

Abstract

一种除颤双相波的波形产生装置，包括高压电容，胸阻检测电路、充电电路、放电电路和主控制器；所述胸阻检测电路用于检测人体阻抗，获得胸阻检测数据；所述主控制器接收来自所述胸阻检测电路的胸阻检测数据，控制所述充电电路和放电电路完成对所述高压电容的充电和放电过程；所述主控制器还为所述高压电容的充电和放电过程提供控制用的电荷比和预定的波形参数。采用本发明装置对人心肌损伤较小，而且转复率也有较大提高，尤其解决了高阻抗患者的除颤问题；可以在不同胸阻患者的条件下，保证除颤效果。

Description

除颤双相波的波形产生装置

技术领域本发明涉及电医疗技术，尤其涉及心脏除纤颤器的除颤脉冲波形产生装置。

背景技术现有心脏除纤颤设备，包括体外除颤仪或植入式除颤装置，均采用较强脉冲电流作用于心脏，对心脏进行电击除颤。以一般包括电容的体外除颤仪为例，它还包括接触人体表皮的电极，所述电击除颤过程可描述为：先由电容积蓄定量的电能，再通过电极放电到人体，产生经皮肤至心脏的除颤脉冲，把心脏中出现心率失常的心肌细胞全部或部分除极化，从而使心肌细胞的兴奋性回复到初始状态，心脏再次回复窦房结控制的正常节律。

传统心脏除颤设备多采用单相波除颤技术，对应的所述脉冲电流是以单方向脉冲形式释放的电流，由一个或多个电容依据自然放电曲线规律产生。目前主要用RLC阻尼放电来释放瞬时高能脉冲，具体是：充电时，除颤设备的高压继电器受控动作，使升压电路和储能电容构成一个完整闭合回路；升压电路将直流低电压变换成脉冲高电压，进而经整流后向储能电容充电；该电容获得预定能量后，充电电路被切断。放电时，高压继电器受控将连接储能电容的动触点打向放电电路所在侧，从而由储能电容、电感以及人体(负荷)串联构成RLC谐振衰减振荡电路，即阻尼放电电路，来实施除颤电击。一般放电持续时间为4ms～10ms，放电能量为2J～400J。

随着临床实践和技术的深入发展，上述单相波除颤技术的不足之处逐渐被人们所认识：已有在用的单相波除颤仪因除颤波形不可控，并且其波形特点决定了除颤时需要释放较高能量才会达到一定的转复率，使得设备的除颤转复率比较低，释放的除颤能量一般较高，从而尖峰电流也比较大，很容易给患者留下皮肤灼伤和不可恢复的心肌损伤。

医学界研究发现双相波除颤技术拥有更高的转复率和更小的心肌损伤。该除颤技术的特点是，所述脉冲电流是以双向脉冲形式释放的电流。鉴于现阶段研究对该技术除颤的电生理原理尚未有公认结论，很多医疗设备公司是基于各自的研究提出各自的双相波除颤方案。

这些方案有的是基于固定设置的两相除颤脉冲周期而提出，它的最大特点是第一相除颤脉冲和第二相除颤脉冲的周期被分别设置为固定值。该方法的另一鲜明特点是，它的第一相除颤脉冲电流的波形基本呈一直线；并且该方法还通过阻抗补偿来使流经不同阻抗人体的放电电流基本保持一致。

还有的是基于多脉冲双相波技术而提出，它也将第一相除颤脉冲和第二相除颤脉冲的周期固定。鲜明的特点是，它将第一相和第二相除颤脉冲波以更高频率的脉冲波形式释放出来，从而形成独特的多脉冲双相波技术。该技术使释放至人体的能量仅占同等条件下未经分割的双相波波形所携带能量的一半，从而作用于人体的能量得到有效降低。这种方案由美国专利US 6,671,546和US 6,493,580所公开。

还有一些公司采用的是基于变动的两相除颤脉冲周期而提出的方案，这里不再赘述。

这些现有双相波除颤技术的不足之处在于：它们的能量控制偏差较大。在对患者除颤时，设备实际释放能量随胸阻的不同而异，一般对高阻抗患者存在偏低现象，从而不利于他们的心脏除颤。另外，现有这些除颤技术也难以保证第二相除颤脉冲和第一相除颤脉冲释放电荷量的最佳比值，从而影响除颤转复率的进一步提高，特别是影响高阻抗患者转复率的提高。

发明内容本发明要解决的技术问题是针对上述现有技术的不足而提出一种除颤脉冲的波形产生装置，用于心脏除颤设备，针对不同阻抗的患者都具有较高的转复率和较小的心肌损伤。

为解决上述技术问题，本发明的基本构思为，增加控制多个对波形起决定作用的参数，以置除颤脉冲的释放于严格控制之下，从而摒弃使不同阻抗下脉冲波形保持一致的作法，转而根据人体阻抗和设定能量来准确释放除颤能量，使除颤波形更灵活地适用于不同人体，从而避免胸阻较大时发生释放能量不足的现象，保证不同患者条件下的较高除颤转复率，并因除颤能量的降低，有效保证了较小的心肌损伤。

作为实现本发明构思的技术方案是，提供一种除颤双相波的波形产生装置，尤其是，包括高压电容，胸阻检测电路、充电电路、放电电路和主控制器；所述胸阻检测电路用于检测人体阻抗，获得胸阻检测数据；所述主控制器接收来自所述胸阻检测电路的胸阻检测数据，控制所述充电电路和放电电路完成对所述高压电容的充电和放电过程；所述主控制器还为所述高压电容的充电和放电过程提供控制用的电荷比和预定的波形参数。

上述方案中，所述电荷比指的是第二相除颤脉冲和第一相除颤脉冲的释放电荷量之比，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的该电荷比为0.3～0.5。

上述方案中，所述波形参数包括除颤脉冲的固定周期，第一相除颤脉冲的固定周期为4ms～10ms，第二相除颤脉冲的为3ms～6ms。

上述方案中，所述波形参数包括第一相和第二相除颤脉冲的放电起始电压，主控制器根据所述胸阻检测数据或除颤能量而设置。

上述方案中，所述第一相除颤脉冲的放电起始电压为1～2500伏，第二相除颤脉冲的为1～1900伏。

采用上述各技术方案，除颤波形不仅对人心肌损伤较小，而且转复率也有较大提高；对不同胸阻的患者，在同样能量设定下的释放能量基本相同，从而解决了高阻抗患者除颤效果差的问题。它们的实现电路可以较为简单，从而有利于成本的降低和可靠性的提高。

附图说明图1是现有除颤设备的系统框图

图2是现有除颤设备充、放电电路的原理框图

图3是本发明除颤方法流程图

图4是200J能量在不同胸阻下的实际释放能量图

图5是150J能量在不同胸阻下的放电波形图

图6是不同能量在50ohm胸阻下的放电波形图

具体实施方式下面，结合附图所示之最佳实施例进一步阐述本发明。

典型的心脏除颤设备如图1所示，包括电极、受控于主控制器的胸阻检测电路、充电电路和放电电路，其中充电电路和放电电路的原理框图如图2所示。该设备上电后，所述胸阻检测电路先检测人体阻抗；主控制器判断该阻抗落入预定的正常阻值范围之后，进行除颤控制过程，否则根据情形控制设备发出不同的报警信号，这些情形包括胸阻不在所述预定范围之内、或因导连脱落而无法测得胸阻。所述除颤控制过程(见图2)包括：当按下充电键后，所述主控制器发送启动信号给逻辑控制电路，使它产生一系列信号来控制并启动升压电路，以给高压电容充电；同时，电容电压采集电路把采集到的该高压电容电压送往主控制器与预设电压值作比较，当该电压达到所述预设值时，电容电压采集电路会发出控制升压电路停止工作的命令，从而结束充电过程。所述充电过程中，充电电路包括的能量设定电路和过压检测电路还同时对高压电容电压进行监控：当能量设定电路监测到所述电压达到设定值，该电路会产生控制信号结束充电；当过压检测电路检测到充电超压，该电路也会产生控制信号来结束充电，同时产生充电结束控制信号送往主控制器，进而通过逻辑控制电路控制所述高压电容进行内放电。当按下放电键或设备按预定条件自动进入放电过程时，外放电电路和内放电电路分别经开关驱动电路在主控制器的控制下，释放除颤能量和剩余的能量。

本发明除颤方法基于上述除颤设备，如图3所示包括步骤：

A.检测胸阻；还可以设定除颤能量；由设备操作者或设备内部的程序来设定；

B.设置电荷比和预定的波形参数；

C.对电容进行充电；

D.所述电容放电，产生最终施加于心脏的双相除颤脉冲波。

其中，步骤B中设置电荷比，指的是第二相除颤脉冲和第一相除颤脉冲的释放电荷量之比。电荷比理论作为一种从生物电生理机制层面上来评估解释除颤效果的理论，正被许多研究除颤机理的研究人员所接受。本发明方法在研究过程中，发现除颤波形的电荷比设置在0.3～0.5时可以得到较高的除颤转复率，设置的具体选定和预定波形、电路特性等因素有关。

所述预定的波形参数包括除颤脉冲的周期，本实施例中将两相脉冲的周期固定，第一相除颤脉冲的固定周期可选范围为4ms～10ms，第二相除颤脉冲的为3ms～6ms，在该范围内选取一个恒定值，不随病人阻抗和设定除颤能量的改变而改变。通过试验验证确定，所述第一相和第二相除颤脉冲周期优选值分别约为7ms和4ms时，在本发明实施例中能产生最佳除颤效果。

所述预定的波形参数还包括脉冲的放电起始电压。因为准确的能量释放是保证除颤波形质量和较高除颤转复率的有效措施之一。而除颤时高压电容实际释放能量和病人阻抗、包括放电周期在内的硬件电路特性等因素有关，若要严格控制除颤释放能量与步骤A中的设定值保持一致，就要使这些相关因素为已知或可被控；正由于这些相关因素未能被很好控制，现有不少应用双相波技术的除颤设备的实际释放能量和设定值之间会出现较大偏差。体现在，当对胸阻较小的患者除颤时，释放能量基本上与设定值相当；但当对胸阻较大的患者进行除颤时，释放能量反而比设定值大大减小，从而使高阻抗患者的除颤转复率大打折扣。因此，本发明方法针对这些缺陷在步骤B中还预设所述起始放电电压。

所述起始电压的取值范围可以是，对应第一相脉冲的为1～2500伏，对应第二相脉冲的为1～1900伏，分别根据患者的胸阻而设置：对胸阻小的患者设置较低电压值；对胸阻大的患者设置较高的电压值；从而保证有效释放能量对所有患者的一致性，均能达到很高的转复率。本发明实施例采用的经验值组合包括：

当胸阻为50欧姆时，若设定的除颤能量为200焦耳，可以设置第一相除颤脉冲的放电起始电压约为1400伏，第二相的约为1100伏；若设定的除颤能量为150焦耳，则所述放电起始电压分别设为约1220伏和约940伏。

当胸阻为100欧姆时，若设定的除颤能量为200焦耳，可以设置第一相除颤脉冲的起始电压约为1840伏，第二相的约为1420伏；若设定的除颤能量为150焦耳，则所述放电起始电压分别设为约1500伏和约1230伏。

当胸阻为125欧姆时，若设定的除颤能量为200焦耳，可以设置第一相除颤脉冲的起始电压约为1870伏，第二相的约为1450伏；若设定的除颤能量为150焦耳，则所述放电起始电压分别设为约1520伏和约1250伏。

上述电压的设置允许在±10％误差范围内波动。

图4显示了试用本方法的除颤设备在设定能量为200焦耳，不同阻抗条件下的实际释放能量测试值。图5为该设备在设定能量为150J，不同胸阻条件下的放电电压波形。图6为该设备在胸阻为50ohm时，不同能量条件下的放电电压波形。可以看出，除了在误差范围内的一些波动，释放能量在20-200欧姆胸阻范围内大致保持一致。其中，电容释放能量由以下公式计算：

除颤释放的总能量是第一相释放能量和第二相释放能量的和：W_总＝W₁+W₂。可见本发明方法基于参数预设能精确控制除颤波形参数，有效地提高不同患者条件下的除颤转复率并降低患者的心肌损伤，尤其有效改善对较大胸阻患者的除颤效果，从而使整体除颤效果达到最优。

Claims

1.一种除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

包括高压电容，胸阻检测电路、充电电路、放电电路和主控制器；

所述胸阻检测电路用于检测人体阻抗，获得胸阻检测数据；

所述主控制器接收来自所述胸阻检测电路的胸阻检测数据，控制所述充电电路和放电电路完成对所述高压电容的充电和放电过程；

所述主控制器还为所述高压电容的充电和放电过程提供控制用的电荷比和预定的波形参数；所述电荷比指的是第二相除颤脉冲和第一相除颤脉冲的释放电荷量之比，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的该电荷比为0.3～0.5。

2.根据权利要求1所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

所述主控制器还为所述高压电容的充电和放电过程提供控制用的除颤能量参数。

3.根据权利要求1所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

所述波形参数包括除颤脉冲的固定周期，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的固定周期为4ms～10ms，第二相除颤脉冲的固定周期为3ms～6ms。

4.根据权利要求3所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的固定周期为7ms，第二相除颤脉冲的固定周期为4ms。

5.根据权利要求1所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

所述波形参数还包括第一相和第二相除颤脉冲的放电起始电压，主控制器根据所述胸阻检测数据或除颤能量而设置。

6.根据权利要求5所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1～2500伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为1～1900伏。

7.根据权利要求5所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

主控制器接收到的所述胸阻检测数据为50欧姆时，当主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的除颤能量参数为200焦耳，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1400伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为1100伏；当主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的除颤能量参数为150焦耳，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1220伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为940伏。

8.根据权利要求5所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

主控制器接收到的所述胸阻检测数据为100欧姆时，当主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的除颤能量参数为200焦耳，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1840伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为1420伏；当主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的除颤能量参数为150焦耳，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1500伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为1230伏。

9.根据权利要求5所述除颤双相波的波形产生装置，其特征在于：

主控制器接收到的所述胸阻检测数据为125欧姆时，当主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的除颤能量参数为200焦耳，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1870伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为1450伏；当主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的除颤能量参数为150焦耳，主控制器为所述高压电容的充电和放电过程提供的第一相除颤脉冲的放电起始电压为1520伏，第二相除颤脉冲的放电起始电压为1250伏。