專利名稱：除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及電醫(yī)療技術(shù)，尤其涉及心臟除纖顫器的除顫脈沖波形產(chǎn)生方法。
背景技術(shù)：
現(xiàn)有心臟除纖顫設(shè)備，包括體外除顫儀或植入式除顫裝置，均采用較強(qiáng)脈沖電流作用于心臟，對(duì)心臟進(jìn)行電擊除顫。以一般包括電容的體外除顫儀為例，它還包括接觸人體表皮的電極，所述電擊除顫過程可描述為先由電容積蓄定量的電能，再通過電極放電到人體，產(chǎn)生經(jīng)皮膚至心臟的除顫脈沖，把心臟中出現(xiàn)心率失常的心肌細(xì)胞全部或部分除極化，從而使心肌細(xì)胞的興奮性回復(fù)到初始狀態(tài)，心臟再次回復(fù)竇房結(jié)控制的正常節(jié)律。
傳統(tǒng)心臟除顫設(shè)備多采用單相波除顫技術(shù)，對(duì)應(yīng)的所述脈沖電流是以單方向脈沖形式釋放的電流，由一個(gè)或多個(gè)電容依據(jù)自然放電曲線規(guī)律產(chǎn)生。目前主要用RLC阻尼放電來釋放瞬時(shí)高能脈沖，具體是充電時(shí)，除顫設(shè)備的高壓繼電器受控動(dòng)作，使升壓電路和儲(chǔ)能電容構(gòu)成一個(gè)完整閉合回路；升壓電路將直流低電壓變換成脈沖高電壓，進(jìn)而經(jīng)整流后向儲(chǔ)能電容充電；該電容獲得預(yù)定能量后，充電電路被切斷。放電時(shí)，高壓繼電器受控將連接儲(chǔ)能電容的動(dòng)觸點(diǎn)打向放電電路所在側(cè)，從而由儲(chǔ)能電容、電感以及人體(負(fù)荷)串聯(lián)構(gòu)成RLC諧振衰減振蕩電路，即阻尼放電電路，來實(shí)施除顫電擊。一般放電持續(xù)時(shí)間為4ms～10ms，放電能量為2J～400J。
隨著臨床實(shí)踐和技術(shù)的深入發(fā)展，上述單相波除顫技術(shù)的不足之處逐漸被人們所認(rèn)識(shí)已有在用的單相波除顫儀因除顫波形不可控，并且其波形特點(diǎn)決定了除顫時(shí)需要釋放較高能量才會(huì)達(dá)到一定的轉(zhuǎn)復(fù)率，使得設(shè)備的除顫轉(zhuǎn)復(fù)率比較低，釋放的除顫能量一般較高，從而尖峰電流也比較大，很容易給患者留下皮膚灼傷和不可恢復(fù)的心肌損傷。
醫(yī)學(xué)界研究發(fā)現(xiàn)雙相波除顫技術(shù)擁有更高的轉(zhuǎn)復(fù)率和更小的心肌損傷。該除顫技術(shù)的特點(diǎn)是，所述脈沖電流是以雙向脈沖形式釋放的電流。鑒于現(xiàn)階段研究對(duì)該技術(shù)除顫的電生理原理尚未有公認(rèn)結(jié)論，很多醫(yī)療設(shè)備公司是基于各自的研究提出各自的雙相波除顫方案。
這些方案有的是基于固定設(shè)置的兩相除顫脈沖周期而提出，它的最大特點(diǎn)是第一相除顫脈沖和第二相除顫脈沖的周期被分別設(shè)置為固定值。該方法的另一鮮明特點(diǎn)是，它的第一相除顫脈沖電流的波形基本呈一直線；并且該方法還通過阻抗補(bǔ)償來使流經(jīng)不同阻抗人體的放電電流基本保持一致。
還有的是基于多脈沖雙相波技術(shù)而提出，它也將第一相除顫脈沖和第二相除顫脈沖的周期固定。鮮明的特點(diǎn)是，它將第一相和第二相除顫脈沖波以更高頻率的脈沖波形式釋放出來，從而形成獨(dú)特的多脈沖雙相波技術(shù)。該技術(shù)使釋放至人體的能量僅占同等條件下未經(jīng)分割的雙相波波形所攜帶能量的一半，從而作用于人體的能量得到有效降低。這種方案由美國專利US6,671,546和US6,493,580所公開。
還有一些公司采用的是基于變動(dòng)的兩相除顫脈沖周期而提出的方案，這里不再贅述。
這些現(xiàn)有雙相波除顫技術(shù)的不足之處在于它們的能量控制偏差較大。在對(duì)患者除顫時(shí)，設(shè)備實(shí)際釋放能量隨胸阻的不同而異，一般對(duì)高阻抗患者存在偏低現(xiàn)象，從而不利于他們的心臟除顫。另外，現(xiàn)有這些除顫技術(shù)也難以保證第二相除顫脈沖和第一相除顫脈沖釋放電荷量的最佳比值，從而影響除顫轉(zhuǎn)復(fù)率的進(jìn)一步提高，特別是影響高阻抗患者轉(zhuǎn)復(fù)率的提高。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明要解決的技術(shù)問題是針對(duì)上述現(xiàn)有技術(shù)的不足而提出一種除顫脈沖的波形產(chǎn)生方法，用于心臟除顫設(shè)備，針對(duì)不同阻抗的患者都具有較高的轉(zhuǎn)復(fù)率和較小的心肌損傷。
為解決上述技術(shù)問題，本發(fā)明的基本構(gòu)思為，增加控制多個(gè)對(duì)波形起決定作用的參數(shù)，以置除顫脈沖的釋放于嚴(yán)格控制之下，從而摒棄使不同阻抗下脈沖波形保持一致的作法，轉(zhuǎn)而根據(jù)人體阻抗和設(shè)定能量來準(zhǔn)確釋放除顫能量，使除顫波形更靈活地適用于不同人體，從而避免胸阻較大時(shí)發(fā)生釋放能量不足的現(xiàn)象，保證不同患者條件下的較高除顫轉(zhuǎn)復(fù)率，并因除顫能量的降低，有效保證了較小的心肌損傷。
作為實(shí)現(xiàn)本發(fā)明構(gòu)思的技術(shù)方案是，提供一種除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，用于包括高壓電容和充放電能量控制電路的心臟除顫設(shè)備，包括步驟A.檢測胸阻；C.對(duì)所述電容進(jìn)行充電；D.所述電容放電，產(chǎn)生最終施加于心臟的雙相除顫脈沖波；尤其是，還包括步驟B.設(shè)置電荷比和預(yù)定的波形參數(shù)。
上述方案中，所述步驟B中電荷比指的是第二相除顫脈沖和第一相除顫脈沖的釋放電荷量之比，為0.3～0.5。
上述方案中，所述步驟B中波形參數(shù)包括除顫脈沖的固定周期，第一相除顫脈沖的固定周期為4ms～10ms，第二相除顫脈沖的為3ms～6ms。
上述方案中，所述步驟B中波形參數(shù)包括顫脈沖周期的放電起始電壓，分別根據(jù)患者的胸阻或除顫能量而設(shè)置。
上述方案中，所述第一相除顫脈沖的放電起始電壓為1～2500伏，第二相除顫脈沖的為1～1900伏。
采用上述各技術(shù)方案，除顫波形不僅對(duì)人心肌損傷較小，而且轉(zhuǎn)復(fù)率也有較大提高；對(duì)不同胸阻的患者，在同樣能量設(shè)定下的釋放能量基本相同，從而解決了高阻抗患者除顫效果差的問題。它們的實(shí)現(xiàn)電路可以較為簡單，從而有利于成本的降低和可靠性的提高。


圖1是現(xiàn)有除顫設(shè)備的系統(tǒng)框2是現(xiàn)有除顫設(shè)備充、放電電路的原理框3是本發(fā)明除顫方法流程4是200J能量在不同胸阻下的實(shí)際釋放能量5是150J能量在不同胸阻下的放電波形6是不同能量在50ohm胸阻下的放電波形圖
具體實(shí)施例方式
下面，結(jié)合附圖所示之最佳實(shí)施例進(jìn)一步闡述本發(fā)明。
典型的心臟除顫設(shè)備如圖1所示，包括電極、受控于主控制器的胸阻檢測電路、充電電路和放電電路，其中充電電路和放電電路的原理框圖如圖2所示。該設(shè)備上電后，所述胸阻檢測電路先檢測人體阻抗；主控制器判斷該阻抗落入預(yù)定的正常阻值范圍之后，進(jìn)行除顫控制過程，否則根據(jù)情形控制設(shè)備發(fā)出不同的報(bào)警信號(hào)，這些情形包括胸阻不在所述預(yù)定范圍之內(nèi)、或因?qū)нB脫落而無法測得胸阻。所述除顫控制過程(見圖2)包括當(dāng)按下充電鍵后，所述主控制器發(fā)送啟動(dòng)信號(hào)給邏輯控制電路，使它產(chǎn)生一系列信號(hào)來控制并啟動(dòng)升壓電路，以給高壓電容充電；同時(shí)，電容電壓采集電路把采集到的該高壓電容電壓送往主控制器與預(yù)設(shè)電壓值作比較，當(dāng)該電壓達(dá)到所述預(yù)設(shè)值時(shí)，電容電壓采集電路會(huì)發(fā)出控制升壓電路停止工作的命令，從而結(jié)束充電過程。所述充電過程中，充電電路包括的能量設(shè)定電路和過壓檢測電路還同時(shí)對(duì)高壓電容電壓進(jìn)行監(jiān)控當(dāng)能量設(shè)定電路監(jiān)測到所述電壓達(dá)到設(shè)定值，該電路會(huì)產(chǎn)生控制信號(hào)結(jié)束充電；當(dāng)過壓檢測電路檢測到充電超壓，該電路也會(huì)產(chǎn)生控制信號(hào)來結(jié)束充電，同時(shí)產(chǎn)生充電結(jié)束控制信號(hào)送往主控制器，進(jìn)而通過邏輯控制電路控制所述高壓電容進(jìn)行內(nèi)放電。當(dāng)按下放電鍵或設(shè)備按預(yù)定條件自動(dòng)進(jìn)入放電過程時(shí)，外放電電路和內(nèi)放電電路分別經(jīng)開關(guān)驅(qū)動(dòng)電路在主控制器的控制下，釋放除顫能量和剩余的能量。
本發(fā)明除顫方法基于上述除顫設(shè)備，如圖3所示包括步驟A.檢測胸阻；還可以設(shè)定除顫能量；由設(shè)備操作者或設(shè)備內(nèi)部的程序來設(shè)定；B.設(shè)置電荷比和預(yù)定的波形參數(shù)；C.對(duì)電容進(jìn)行充電；D.所述電容放電，產(chǎn)生最終施加于心臟的雙相除顫脈沖波。
其中，步驟B中設(shè)置電荷比，指的是第二相除顫脈沖和第一相除顫脈沖的釋放電荷量之比。電荷比理論作為一種從生物電生理機(jī)制層面上來評(píng)估解釋除顫效果的理論，正被許多研究除顫機(jī)理的研究人員所接受。本發(fā)明方法在研究過程中，發(fā)現(xiàn)除顫波形的電荷比設(shè)置在0.3～0.5時(shí)可以得到較高的除顫轉(zhuǎn)復(fù)率，設(shè)置的具體選定和預(yù)定波形、電路特性等因素有關(guān)。
所述預(yù)定的波形參數(shù)包括除顫脈沖的周期，本實(shí)施例中將兩相脈沖的周期固定，第一相除顫脈沖的固定周期可選范圍為4ms～10ms，第二相除顫脈沖的為3ms～6ms，在該范圍內(nèi)選取一個(gè)恒定值，不隨病人阻抗和設(shè)定除顫能量的改變而改變。通過試驗(yàn)驗(yàn)證確定，所述第一相和第二相除顫脈沖周期優(yōu)選值分別約為7ms和4ms時(shí)，在本發(fā)明實(shí)施例中能產(chǎn)生最佳除顫效果。
所述預(yù)定的波形參數(shù)還包括脈沖的放電起始電壓。因?yàn)闇?zhǔn)確的能量釋放是保證除顫波形質(zhì)量和較高除顫轉(zhuǎn)復(fù)率的有效措施之一。而除顫時(shí)高壓電容實(shí)際釋放能量和病人阻抗、包括放電周期在內(nèi)的硬件電路特性等因素有關(guān)，若要嚴(yán)格控制除顫釋放能量與步驟A中的設(shè)定值保持一致，就要使這些相關(guān)因素為已知或可被控；正由于這些相關(guān)因素未能被很好控制，現(xiàn)有不少應(yīng)用雙相波技術(shù)的除顫設(shè)備的實(shí)際釋放能量和設(shè)定值之間會(huì)出現(xiàn)較大偏差。體現(xiàn)在，當(dāng)對(duì)胸阻較小的患者除顫時(shí)，釋放能量基本上與設(shè)定值相當(dāng)；但當(dāng)對(duì)胸阻較大的患者進(jìn)行除顫時(shí)，釋放能量反而比設(shè)定值大大減小，從而使高阻抗患者的除顫轉(zhuǎn)復(fù)率大打折扣。因此，本發(fā)明方法針對(duì)這些缺陷在步驟B中還預(yù)設(shè)所述起始放電電壓。
所述起始電壓的取值范圍可以是，對(duì)應(yīng)第一相脈沖的為1～2500伏，對(duì)應(yīng)第二相脈沖的為1～1900伏，分別根據(jù)患者的胸阻而設(shè)置對(duì)胸阻小的患者設(shè)置較低電壓值；對(duì)胸阻大的患者設(shè)置較高的電壓值；從而保證有效釋放能量對(duì)所有患者的一致性，均能達(dá)到很高的轉(zhuǎn)復(fù)率。本發(fā)明實(shí)施例采用的經(jīng)驗(yàn)值組合包括當(dāng)胸阻為50歐姆時(shí)，若設(shè)定的除顫能量為200焦耳，可以設(shè)置第一相除顫脈沖的放電起始電壓約為1400伏，第二相的約為1100伏；若設(shè)定的除顫能量為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設(shè)為約1220伏和約940伏。
當(dāng)胸阻為100歐姆時(shí)，若設(shè)定的除顫能量為200焦耳，可以設(shè)置第一相除顫脈沖的起始電壓約為1840伏，第二相的約為1420伏；若設(shè)定的除顫能量為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設(shè)為約1500伏和約1230伏。
當(dāng)胸阻為125歐姆時(shí)，若設(shè)定的除顫能量為200焦耳，可以設(shè)置第一相除顫脈沖的起始電壓約為1870伏，第二相的約為1450伏；若設(shè)定的除顫能量為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設(shè)為約1520伏和約1250伏。
上述電壓的設(shè)置允許在±10％誤差范圍內(nèi)波動(dòng)。
圖4顯示了試用本方法的除顫設(shè)備在設(shè)定能量為200焦耳，不同阻抗條件下的實(shí)際釋放能量測試值。圖5為該設(shè)備在設(shè)定能量為150J，不同胸阻條件下的放電電壓波形。圖6為該設(shè)備在胸阻為50ohm時(shí)，不同能量條件下的放電電壓波形?？梢钥闯?，除了在誤差范圍內(nèi)的一些波動(dòng)，釋放能量在20-200歐姆胸阻范圍內(nèi)大致保持一致。其中，電容釋放能量由以下公式計(jì)算 除顫釋放的總能量是第一相釋放能量和第二相釋放能量的和W總＝W1+W2。可見本發(fā)明方法基于參數(shù)預(yù)設(shè)能精確控制除顫波形參數(shù)，有效地提高不同患者條件下的除顫轉(zhuǎn)復(fù)率并降低患者的心肌損傷，尤其有效改善對(duì)較大胸阻患者的除顫效果，從而使整體除顫效果達(dá)到最優(yōu)。
權(quán)利要求
1.一種除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，用于包括高壓電容和充放電能量控制電路的心臟除顫設(shè)備，包括步驟A.檢測胸阻；C.對(duì)所述電容進(jìn)行充電；D.所述電容放電，產(chǎn)生最終施加于心臟的雙相除顫脈沖波；其特征在于，還包括步驟B.設(shè)置電荷比和預(yù)定的波形參數(shù)。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述步驟A還包括設(shè)定除顫能量。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述步驟B中電荷比指的是第二相除顫脈沖和第一相除顫脈沖的釋放電荷量之比，為0.3～0.5。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述步驟B中波形參數(shù)包括除顫脈沖的固定周期；其中第一相除顫脈沖的固定周期為4ms～10ms，第二相除顫脈沖的為3ms～6ms。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于第一相和第二相除顫脈沖周期分別固定約為7ms和4ms。
6.根據(jù)權(quán)利要求1至5任一項(xiàng)權(quán)利要求所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述步驟B中波形參數(shù)還包括除顫脈沖的放電起始電壓，分別根據(jù)患者的胸阻或除顫能量而設(shè)置。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述第一相除顫脈沖的放電起始電壓為1～2500伏，第二相除顫脈沖的放電起始電壓為1～1900伏。
8.根據(jù)權(quán)利要求5所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述胸阻為50歐姆時(shí)，若除顫能量設(shè)定為200焦耳，所述第一相除顫脈沖的放電起始電壓約為1400伏，第二相的約為1100伏；若除顫能量設(shè)定為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設(shè)為約1220伏和約940伏。
9.根據(jù)權(quán)利要求5所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述胸阻為100歐姆時(shí)，若除顫能量設(shè)定為200焦耳，所述第一相除顫脈沖的放電起始電壓約為1840伏，第二相的約為1420伏；若除顫能量設(shè)定為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設(shè)為約1500伏和約1230伏。
10.根據(jù)權(quán)利要求5所述除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，其特征在于所述胸阻為125歐姆時(shí)，若除顫能量設(shè)定為200焦耳，所述第一相除顫脈沖的放電起始電壓約為1870伏，第二相的約為1450伏；若除顫能量設(shè)定為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設(shè)為約1520伏和約1250伏。
全文摘要
一種除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法，用于包括高壓電容和充放電能量控制電路的心臟除顫設(shè)備，包括步驟檢測胸阻；設(shè)置電荷比和預(yù)定的波形參數(shù)；對(duì)所述電容進(jìn)行充電；所述電容放電，產(chǎn)生最終施加于心臟的雙相除顫脈沖波。所述波形參數(shù)包括除顫脈沖的固定周期，還包括除顫脈沖周期的放電起始電壓。采用本發(fā)明的除顫設(shè)備對(duì)人心肌損傷較小，而且轉(zhuǎn)復(fù)率也有較大提高，尤其解決了高阻抗患者的除顫問題；可以在不同胸阻患者的條件下，保證除顫效果。
文檔編號(hào)A61N1/39GK1981890SQ20051012080
公開日2007年6月20日 申請(qǐng)日期2005年12月12日 優(yōu)先權(quán)日2005年12月12日
發(fā)明者安敏, 許偉, 李新勝 申請(qǐng)人:深圳邁瑞生物醫(yī)療電子股份有限公司