CN85109285A - 增强型胸外心脏按压器 - Google Patents

Abstract

增强型胸外心脏按压器，一种新型的微机化增强型体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置。它具有一个胸外心脏按压器气囊，该气囊通过管道连接在体外反搏器的V₄组电磁阀上，在装置内微型单板机的控制下，气囊鱼贯地充气，由远端至近端，压力递减地加压于人体的下肢、臀、腹部及胸骨下段，因而使回心血量及心输出量增加，冠状动脉等的血液灌注增加，临床上用于冠心病、脑缺血、肾缺血性疾病等的治疗，疗效显著，对心跳骤停病人的抢救，可提高复苏效果。

Description

一种新型的微机化增强型体外反搏器和胸外心脏按压器的联合装置。

所涉及的是一种新的物理疗法器械。

在本发明作出之前，国外于1973年报导（The Ameriean Journal of CARDIOLOGY美国心血管杂志32（10）：656～661，1973）的体外反搏装置是四肢序贯式反搏器，该装置是以气

包里于四肢，先远后近地序贯加压于四肢，装置采用高压气源（1000～1750mmHg），用真空泵回抽，使气

排空。现国内一般使用的四肢序贯式反搏器摒弃了高压气源及真空泵，采用低压大流量无油膜片泵，使装置体积缩小，噪音降低在62分贝以下，气

压力稳定，无需压力监测装置，操作简单。舒张压提高32%，耳脉波舒张波振幅与收缩波振幅（D/S）之比等于1.32±0.19。但从临床资料揭示，要取得良好的反搏效果，促进侧支循环建立，必须使舒张压提升至足够高度，因此这种反搏装置舒张压提高不显著;且充排气处理器中的心电模拟滤波器、R波检出器、R-R积分器均为模拟电路，因此充排气控制定时精度较差，范围小，没有自动延时控制功能;装置体积较大;噪音较高;临床疗效不理想。

本发明的目的在于克服上装置的缺点，使舒张压提升至足够高度，因此，在四肢气

的基础上，加用臀部气

及下腹部气

;采用微型单板机，ADC、DAC、计数器、LED构成反搏器的控制系统，控制充排气序贯处理装置和监示装置。

与此同时，考虑到目前国内外用的心脏按压器一种为电动式胸外心脏按压器，另一种是采用气动或射流驱动胸外心脏按压器，前者是采用电马达驱动偏心轮的原理，胸外心脏按压器的按压头周期性地向下压，使心输出量增加，血压上升，达到复苏目的;但其向下冲压的速度不快，所产生的脉搏波上升支不陡，与正常人脉搏波相比，不能达到生理要求，且下压的时间较短，心脏及左胸腔内大血管中的血液不能充分驱出，搏出血液受限制。后者能克服上述缺点，但心脏及胸腔内血液在胸部受压时即向上亦向下挤出，使静脉血驱离胸腔，加上脑缺氧及末梢血管松弛，血液大量收藏在容量血管中，向心回流血量减少（中心静脉压低），心输出量下降，动脉血向脑灌注不多，心肌灌注更少，若进一步加重心肌缺血，则复苏机会更少。

若能在胸外心脏按压的同时，从下肢及臀部驱返约40～100毫升血液，使回心血量增加，从而可提高胸外心脏按压时的心输出量，增加向头部及躯干的血液，提高复苏效率。

为达到此目的，其解决任务的方法是，在体外反搏装置的基础上，利用第四级序贯充气电磁阀和一个气囊，将气

装在一个箱子内，制成胸外心脏按压器的按压箱，箱中的气

通过管子连接在体外反搏器的V₄组电磁阀上。

本发明的微机化增强型体外反搏器，是通过心电图讯号，在电子系统的控制下，触发一个机械系统，在心脏舒张期加压于人体可加压的部位（四肢、臀部及下腹部），使其中的血液驱返躯干及头部，因而提高主动脉舒张压（也是冠状动脉的灌注压），增加冠状动脉流量，改善心肌供血;在心脏收缩期，加压部位的压力迅速解决，血管内压下降，动脉收缩压随之降低，从而使心脏收缩时面临的阻力（后负荷）减轻，心肌耗氧因而减少。

本发明的联合装置则是采用类似增强型体外反搏的方法，通过机内电脑的控制，以每分钟30～60次的频率发出脉冲讯号，在舒张期时气囊加压于人体的下肢、臀部及下腹部，在通过胸外心脏按压器中的按压头加压于人体的胸骨下段，使其中的血液驱返躯干及头部，主动脉舒张压提高，并增加冠状动脉流量，改善心肌供血;在收缩期时，全部加压于人体的气

的压力迅速解除，然后，胸外心脏按压器的气

及臀部气囊由近端至无端再序贯地充气，加压于人体的相应部位，则血管内压上升更为明显，动脉收缩压随之增高，缺氧改善，复苏机会增多。

一、该联合装置的电路部份的结构主要包括：（1）信号放大器，（2）主电路，（3）由PIOA口送出的充气和排气序贯控制信号，（4）监示器四个部份，以下详细说明：

（1）信号放大器：包括心电放大器和耳脉（或指脉）波放大器两部份。心电放大器由二级放大器组成，放大倍数有500，1000，2000三档，输出伏级的信号到主电路进行模数转换，滤波和检出QRS波群，定时计算和显示。为保证电路有90分贝以上的共模抑制比，采用由三只运算放大器组成的前置放大器，其中u₁和u₂作跟随，u₃组成主放大电路。

耳脉波放大器由u₅、u₆组成二级放大器，放大倍数也有500、1000和2000三档，将光敏二极管的信号放大到伏级，经主电路处理后供显示用。

心电和耳脉放大器都有一射极跟随器（BG₁和BG₂）和主电路匹配，限制输出信号不超过5伏，保护模数转换器（ADC）。

（2）主电路：由ADC、CPu、EPROM、RAM、CTC、PIO、计数器及DAC等部份组成。心电信号经ADC转换为数字信号后，进行数字滤波，检出QRS波群，经CPu定时计算，由PIO的A口送出充气和排气开始的控制信号。将计算出的心率及定时间隔分别送到二组三位的LED进行数字显示。在内存的心电及耳脉信号由CPu读出，经PIO的B口送入DAC转换为模拟信号，并由监示器显示。主电路通过对选通脉冲进行计数（由十二位二进制计算器进行）后，经ADC转换产生一个与它同步的锯齿波，并直接提供消隐和同步信号给监示器。

（3）由PIOA口送出的充气和排气序贯控制信号：经8D触发器分别输入相应的功率器，经放大后，按顺序驱动电磁阀组的工作，从而使气囊序贯充气和排气。

（4）监示器：由X、Y功放电路、同步和消态稳信号放大电路、高压电路及显像管组成。在主电路控制下，同步显示双踪三信号（心电信号、充排气开始信号、耳脉波信号）或双踪二信号（心电信号和充排气开始信号），并具有冻结功能。

二、该联合装置的软件部份：

本系统的主要功能，如心电数字滤波、QRS波群检出、心率计算、充排气开始的定时计算、自动排气保护、双踪信号的冻结显示功能、时基扫描锯齿波都由软件完成。

一旦接通电源，系统自动消零，执行初始程序，PIO的A口置位控状态，B口置输出状态。2K静态随机存取存贮器中的2000-203F是系统的数据区，贮存系统各种时变参量，如心率、充排气开始时间等，2040-27FF贮存两个通道的数字信号。计算机初始化后即对由ADC转换成的数字心电信号进行二点平滑化滤波处理，由数字滤波除去50H₂工频的干扰信号，然后由QRS波群判别程序检出QRS波群。由计算心率的子程序计算心率，由计算充排气开始的子程序计算出充排气的定时间隔。当CTC产生定时10毫秒中断时，执行数字显示子程序。

为了准确跟踪心电R-R间期（T_r）的变化和减少随机因素的影响，先采用求T_r平均值的方法，即先累加两次的T_r，取其平均值（ T_r），然后取下次正常的T_r（偏离平均值小于120毫秒者）按式（ T_r+T_r）/2修正上次的 T_r。

充气开始时间T₁的计算，主要是跟踪QT间期（T_Q）的变化，有经验式T_Q＝0.39～0.40 $\sqrt{T{}_r}$ ，因此充气开始的定时计算数学模型是：

T₁=0.4

+C₁式（1）

式中的C₁是手置常数，由手置常数子程序完成，它与控制的时滞（电的和机械的）以及病人差异等因素有关。调节C₁可使耳脉波舒张压增高至最合适处。为了简化程序，在精度不劣于10毫秒的要求下，对式（1）进行分段太勒展开并简化为：

一旦根据耳脉波调定C₁，系统就能自动跟踪心率的变化对T₁进行调整，保持最佳的充气开始时间。

排气开始时间（T₂）计算的数学模型为：

T₂＝T_r-T₁-C₂式（2）

式中C₂是手置常数，也由置常数子程序完成，它是排气开始到下一个R波的时间间隔，T₂是T₁到排气开始的时间间隔，本系统的软件适合T₁的范围在10～800毫秒，T₂的范围在5～800毫秒，如要扩大范围，可通过修改软件来达到。

信号显示内指针加1时不断更换存贮区数据，先读通道1（CH₁）数据，后读通道2（CH₂）数据，两通道隔场交替读出。由于存贮区数据不断更换，莹光屏显示动态信号。每场10毫秒，其中正程5毫秒读出数据，逆程5毫秒更换数据。当冻结时，新数停止进入存贮区，此时反复读出存贮区原来贮存的数据，实现留跡显示。

本发明所具有的优点是：①增加下腹部、臀部气

，由离心脏的远端至近端序贯地加压，气

压力由远端至近端逐渐递减，从而使下半身血液向躯干返流，回心血量增加（按动物实验数据推算，每次反搏回躯干的血液为40～100毫升），进一步提高了舒张期反流波，较单用四肢序贯反搏有明显提高。②当病人心跳骤停时，配合胸外心脏按压器，即在反搏后，回心血量增加，心脏按压器的气

充气，通过按压头加压于人体的胸骨下段，使心输出量增加（约可产生一次搏出量为40～100毫升的“心搏”），血压上升，脑、冠状动脉及肾动脉等的血液灌注大大增加，缺氧改善。若在此时，再从由心脏的近端至远端加压，则复苏效果更为显著。③该联合装置采用微型计算机（单板机系统）进行实时控制，使充排气开始时间能精确跟踪心电波R-R间期的变化，误差小于10ms;并能进行数字滤波，减小50周干扰;自动检出R波或产生模拟定时信号;能实现信号动态或静态显示，并分别用三位数字显示心率和充排气时间。④装置噪音低、体积小、造价低、灵活性大，便于改进提高，只要更改只读存贮器的程序，即可引入新的工作模式。

该装置的具体特征以附图给出，并作进一步说明：

图1、联合装置的系统框图

图2、（a）、（b）胸外心脏按压器示意图

图3、联合装置系统电路框图

图4、控制脉冲时序图

图1、所示是以耳脉波放大器（7）、心电放大器（8）的心电R波为讯号，通过单板机（1）的自动控延时电路序贯地触发配气箱（2）中的充气电磁阀（3）V1、V2、V3、V4，使之序贯地开放，让贮气缸（4）中的正压气体以额定时间通过（3）及其管道，管道穿过反搏床，先后进入相应的四组气囊（5），B1（小腿气囊）、B2（大腿气囊）、B3（臀部气囊）、B4（上肢气囊），气囊每组2个分别放置于左、右侧肢体及臀部，使（5）序贯地充气，由远端至近端加压于人体的相应肢体及臀部，压力逐渐递减。充气动作完成后，（1）按操作者调定的排气时间，即心电图下一个R波之前的适当时间触发（2）中的全部排气阀（6）V5、V6、V7、V8，使其同时打开，于是加压于人体的全部气囊中的气体向大气排出，完成排气动作。待下一个心动周期开始，又以同样的次序进行工作。

体外反搏器配合胸外心脏按压器应用时，则是除去上肢气囊B4，将胸外心脏按压器的气囊（9）连在V4组电磁阀上，然后以每分钟30～60次的频率的脉冲讯号通过（1）按上述方法来完成充分动作，待下肢及臀部的血液驱返回胸腔后，胸外心脏按压器的气囊再充气。加压于胸骨柄下段，使血液驱返躯干及头部。充气动作完成后，（1）按操作者调定的排气时间，即下一个脉冲讯号之前的适当时间触发（2）中的（6）V5、V6、V7、V8，使其同时打开，B1、B2、B3、B4气囊的气体全部向大气排出，血液驱返至下肢，然后再通过（1）触发（2）中的（3），V4、V5、使之序贯地开放，（4）中的正压气体进入气囊，从胸骨下段至臀部序贯地充气。加压于人体的相应部位，使血液更有效地驱返至肢体。充气动作完成后，（6）V5、V6同时打开，加压人体的全部气囊的气体向大气排出，完成排气动作。待下一个脉冲讯号开始，又以同样的次序进行工作。

图2、（a）、（b）所示是胸外心脏按压器可是一个方形或圆形盒子（1），内装一个气囊（2），（2）下面是一块堆板（3），（3）之下是一个按压头（4）。在静止状态时，（3）、（4）被一弹簧（5）推向上，使（2）处于排空状态。当（2）充气膨胀时，（3）受压下移，（4）随之向下冲，行程3.5～4.5公分，可用旋钮（6）调节。当（2）进入排气状态，（5）使（3）和（4）复位。

为使按压器能有效地加压于胸骨下段，病人背部应垫以一块特制的板（7），（7）的四角各引出一条带子（8），以固定按压器在适当的位置，按压头（4）必需准确地对准胸骨下段。

胸外心脏按压器中的（2）是通过一条管子（9）与体外反搏器的配气箱相连。

图3、CPU（1）、EPROM（2）、RAM（3）、CTC（4）、ADC（5）、PIO（6）、LED（7）、计数器（8）、DAC（9）、DAC2（10）、定时报警器（11）。

当反搏时，心电波（12）、耳或指脉波（13）以及预置常数（14）经（5）变为数字信号后送入（1），（1）由（4）定时并在（2）内存指令控制下对心电波进行数字滤波后，将数字信号存入（3），并从心电波中检出QRS波，按式（1）和式（2）分别求出开始充气时间和开始排气时间，然后由（6）的A口送到充排气序贯处理器（20）和功率放大器（21），推动电磁阀组（22），控制气

的充排气，由（1）计算出的心率及充排气开始时间送到（7）去显示，由（1）控制（8）并经（10）产生X轴扫描锯齿波，并送去监示器的X轴偏转系统（17），（1）从（3）取出信号经（6）的B口送到（9）变成Y轴模拟偏转信号，然后驱动监示器的Y轴偏转系统（18）在功能开关（23）的作用下可进行动态或静态（冻结）显示，也可交换扫描速度，反搏一小时定时报警信号由（1）送到（11），然后用闪灯和音响报警。

由（1）送去消隐信号（15），由（6）送去同步信号（16），消隐及同步信号加上X、Y轴偏转系统、电源、高压发生器、CRT共同构成监示装置（19）。

序贯处理装置（20）是一个以8D触发器为主的电路，相应每级电路都有一个功率放大器（21）。

图4，是体外反搏器配合胸外心脏按压器应用时，则以每分钟30～60次的重复频率发出序贯控制气

充排气的脉冲讯号，在微处理计算机控制下，通过8D触发器，按图的顺序发出控制脉冲，并经功率放大后，用来驱动对应的电磁阀，使气

严格按照规定顺序和时间进行充气和排气。

图中基线向上的脉冲表示充气，向下的脉冲表示排气，脉冲宽度表示充气或排气电磁阀开放持续时间，水平座标每格为50ms。脉冲1驱动电磁阀V₁，使小腿气

B₁充气;脉冲2驱动电磁阀V₂，使大腿气

B₂充气;脉冲3驱动电磁阀V₃，使臀部气

B₃充气;脉冲4驱动电磁阀V₄，使按压器气 B₄充气，按压头压迫胸骨下段;脉冲5同时驱动四组排气阀V₅～V₆，使B₁～B₄的气

同时排气;脉冲6又驱动电磁阀V₄，使按压器气

B₄充气，按压头压迫胸骨下段;脉冲7又控制电磁阀V₃，使臀部气

B₃充气;脉冲8又使气

同时排气，完成一次按压周期。重复周期由脉冲5～6和脉冲8～1的时间间隔改变而变化，范围在每分钟30～60次。

临床资料表明：反搏及胸外心脏按压时，贮气罐中的正压气体通过电磁阀先后进入几组气

的充气持续时间各为100毫秒，几组气 充气的时间相距为50～100毫秒，排气持续时间亦为100毫秒。充气后小腿气

压力为250～300mmHg，大腿气

压力为220～270mmHg，臀部气

压力为200～250mmHg，从而可使下半身血液向躯干返流，舒张压可明显提高，D/S（耳脉舒张波振幅/收缩波振幅）＞1。当血液回流至主动脉弓时，胸外心脏按压器的气

充气，其充气压力为0.35～0.45Kg/cm²（气 的面积为100～150cm²），加压于胸外心脏按压器的按压头，按压头下降3～6cm，压力为35～60Kg，压迫于胸骨下段，从而可产生一次搏出量为40～100ml的“心搏”。临床上对冠心病、心绞痛病人反搏后症状的显效率增高为90.3%;另外对脑缺血性疾病、视网膜缺血性疾病、肾缺血及周围血管病变等都有显著效果，若在反搏的同时，从静脉滴注溶栓药物，疗效会更佳。对心跳骤停的病人的抢救，复苏机会较一般的胸外心脏按压器为多。

Claims (5)

1、一个体外反搏器和一个胸外心脏按压器的联合装置，它包括一个监示器、耳脉波放大器、心电放大器、胸外心脏按压器、一个对充排气进行序贯定时的控制装置，通过管道连接气泵和配气箱中的几组电磁阀，再连接反搏床及下肢、下腹部、臀部气束；在装置内微型单板机的控制下，几组气束序贯式地充气，由远端至近端，压力逐渐递减地加压于人体的下肢及臀、腹部。本发明的特征在于具有一个胸外心脏按压器气束，当回心血量增加后，胸外心脏按压器的气束再充气，通过按压头压迫人体的胸骨下段，然后，全部气束同时排气，再由离心脏的近端至远端气束再序贯地充气，加压于人体的相应部位。

2、根据权利要求1，其特征在于胸外心脏按压器气

通过管道连接在体外反搏器的V₄组电磁阀上。

3、根据权利要求1，其特征在于胸外心脏按压器气

面积为100～150平方厘米。

4、根据权利要求3，其特征在于该气

充气后压力为0.35～0.45Kg/cm²，充气后使按压头下降3～6cm，压力为35～60Kg。

5、根据权利要求1，其特征在于几组气

的充气持续时间各为100毫秒，充气的时间相距为50～100毫秒，排气持续时间为100毫秒。

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