一種低能量自動(dòng)體外除顫器及其除顫方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及電子醫(yī)療技術(shù)領(lǐng)域，特別是涉及一種低能量自動(dòng)體外除顫器及其除顫方法。
【背景技術(shù)】
[0002]現(xiàn)代醫(yī)學(xué)證明，大多數(shù)心源性猝死原因是室速(VT)的發(fā)作并很快發(fā)展為室顫(VF)，而終止惡性室性心律失常最為有效地治療方法為及時(shí)點(diǎn)擊除顫轉(zhuǎn)復(fù)心律，恢復(fù)心臟功能。體外自動(dòng)除顫器(Automated External Defibrillator，簡(jiǎn)稱AED)是可對(duì)室速、室顫等危重心律失常的心電信號(hào)進(jìn)行自動(dòng)識(shí)別并迅速進(jìn)行點(diǎn)擊復(fù)律的先進(jìn)設(shè)備。近年來，國外已開始在人口密集的公共場(chǎng)所配置AED，并推行公共除顫計(jì)劃，以便對(duì)突發(fā)室顫的病人進(jìn)行及時(shí)救治，取得了良好的效果。但點(diǎn)擊除顫目前在臨床使用中還存在一些缺點(diǎn)，可能對(duì)患者的身體和心臟造成傷害，給意識(shí)清醒的患者會(huì)帶來強(qiáng)烈的疼痛感，甚至造成嚴(yán)重的心理壓力。除顫器釋放的高能電脈沖會(huì)對(duì)患者的身體和心臟造成傷害，灼傷程度與放電總能量和放電次數(shù)相關(guān)，有些甚至帶來二次傷害，誘發(fā)更高程度的室顫，而心肌損傷是由于電流的熱效應(yīng)和電流對(duì)心肌細(xì)胞電位的干擾造成的，放電能量越大，對(duì)心肌損傷越嚴(yán)重。根據(jù)目前的研究情況來看，當(dāng)放電能量超過可有效除顫的能量閾值的5倍時(shí)，可看到心肌的組織學(xué)損傷;當(dāng)放電能量超過能量閾值的20倍時(shí)，則會(huì)造成動(dòng)物死亡。
[0003]隨著科技的進(jìn)步，通過改進(jìn)放電波形從而降低除顫能量的研究得到了豐碩的成果，例如從早期的交流除顫到I960年代初期的直流單相波除顫，再到1980年代的直流雙相波除顫，使得除顫闌值有明顯降低。以單相波除顫到雙相波除顫的改進(jìn)為例，除顫能量由原來的360J大幅度降低到200J。目前在放電波形對(duì)除顫效果影響的研究方面，主要是一些在雙相波基礎(chǔ)上的改進(jìn)，如Z0LL公司的Μ形雙相波和SCHILLER公司的脈沖陣列波等。雖然目前對(duì)除顫能量的研究已經(jīng)有一定成果，但是大部分除顫過程中，還是存在除顫能量過高的問題，不僅容易產(chǎn)生能量浪費(fèi)，而且容易產(chǎn)生過強(qiáng)刺激，從而對(duì)心肌產(chǎn)生副作用。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0004]為了解決上述的技術(shù)問題，本發(fā)明的目的是提供一種低能量自動(dòng)體外除顫器，本發(fā)明的另一目的是提供一種低能量自動(dòng)體外除顫器的除顫方法。
[0005]本發(fā)明解決其技術(shù)問題所采用的技術(shù)方案是:
一種低能量自動(dòng)體外除顫器，包括輸入單元、主控單元、顯示單元、高壓充電電路、正向儲(chǔ)能電容、負(fù)向儲(chǔ)能電容、放電電路和心電電極，所述輸入單元的輸出端與主控單元的第一輸入端連接，所述主控單元的第一輸出端與顯示單元的輸入端連接，所述主控單元的第二輸出端與高壓充電電路的輸入端連接，所述高壓充電電路的第一輸出端與正向儲(chǔ)能電容的輸入端連接，第二輸出端與負(fù)向儲(chǔ)能電容的輸入端連接，所述正向儲(chǔ)能電容的輸出端和放電電路的第一輸入端連接，所述負(fù)向儲(chǔ)能電容的輸出端和放電電路的第二輸入端連接，所述放電電路的輸出端與心電電極的輸入端連接。
[0006]進(jìn)一步，還包括心電采集單元，所述心電采集單元的輸出端與主控單元的第二輸入端連接。
[0007]進(jìn)一步，所述心電采集單元包括高壓保護(hù)電路、放大電路、高通濾波電路、低通濾波電路、50Hz陷波器、自適應(yīng)放大器和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，所述高壓保護(hù)電路的輸出端依次通過放大電路、高通濾波電路、低通濾波電路、50Hz陷波器、自適應(yīng)放大器和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路后與主控單元的第二輸入端連接。
[0008]進(jìn)一步，所述主控單元還連接有無線通信單元。
[0009]進(jìn)一步，所述主控單元采用ARM9系列處理器。
[0010]一種低能量自動(dòng)體外除顫器的除顫方法，包括:
獲取用戶預(yù)設(shè)的正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖的能量值；
根據(jù)獲取的能量值對(duì)正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容進(jìn)行充電；
獲取患者的阻抗值；
根據(jù)預(yù)設(shè)的正向脈寬-放電間歇-負(fù)向脈寬，結(jié)合患者的阻抗值以及正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖的能量值，計(jì)算獲得正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖對(duì)應(yīng)的初始放電電壓值；
根據(jù)計(jì)算獲得的正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容的初始放電電壓值，依次將正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容連接患者進(jìn)行放電。
[0011 ] 進(jìn)一步，所述預(yù)設(shè)的正向脈寬-放電間歇-負(fù)向脈寬為3ms-lms-3ms。
[0012]進(jìn)一步，所述正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖形成的放電脈沖波形為雙指數(shù)截尾波。
[0013]本發(fā)明的有益效果是:本發(fā)明的一種低能量自動(dòng)體外除顫器，包括輸入單元、主控單元、顯示單元、高壓充電電路、正向儲(chǔ)能電容、負(fù)向儲(chǔ)能電容、放電電路和心電電極，輸入單元的輸出端與主控單元的第一輸入端連接，主控單元的第一輸出端與顯示單元的輸入端連接，主控單元的第二輸出端與高壓充電電路的輸入端連接，高壓充電電路的第一輸出端與正向儲(chǔ)能電容的輸入端連接，第二輸出端與負(fù)向儲(chǔ)能電容的輸入端連接，正向儲(chǔ)能電容的輸出端和放電電路的第一輸入端連接，負(fù)向儲(chǔ)能電容的輸出端和放電電路的第二輸入端連接，放電電路的輸出端與心電電極的輸入端連接。本除顫器可以將正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容的放電脈寬設(shè)置為3ms-lms-3ms，在體外除顫時(shí)，可以采用最低能量值對(duì)患者進(jìn)行放電除顫，不僅不會(huì)導(dǎo)致能量的浪費(fèi)，而且不會(huì)因能量過高而對(duì)患者造成傷害。
[0014]本發(fā)明的另一有益效果是:本發(fā)明的一種低能量自動(dòng)體外除顫器的除顫方法，包括:獲取用戶預(yù)設(shè)的正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖的能量值;根據(jù)獲取的能量值對(duì)正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容進(jìn)行充電；獲取患者的阻抗值;根據(jù)預(yù)設(shè)的正向脈寬-放電間歇-負(fù)向脈寬，結(jié)合患者的阻抗值以及正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖的能量值，計(jì)算獲得正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖對(duì)應(yīng)的初始放電電壓值;根據(jù)計(jì)算獲得的正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容的初始放電電壓值，依次將正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容連接患者進(jìn)行放電。本除顫方法通過將雙指數(shù)截尾波的放電脈寬設(shè)置為3ms-lms-3ms，在體外除顫時(shí)，可以采用最低能量值對(duì)患者進(jìn)行放電除顫，不僅不會(huì)導(dǎo)致能量的浪費(fèi)，而且不會(huì)因能量過高而對(duì)患者造成傷害，本方法操作簡(jiǎn)單且安全。
【附圖說明】
[0015]下面結(jié)合附圖和實(shí)施例對(duì)本發(fā)明作進(jìn)一步說明。
[0016]圖1是本發(fā)明的一種低能量自動(dòng)體外除顫器的電子框圖；
圖2是本發(fā)明的一種低能量自動(dòng)體外除顫器的心電采集單元的電子框圖。
【具體實(shí)施方式】
[0017]參照?qǐng)D1，本發(fā)明提供了一種低能量自動(dòng)體外除顫器，包括輸入單元、主控單元、顯示單元、高壓充電電路、正向儲(chǔ)能電容、負(fù)向儲(chǔ)能電容、放電電路和心電電極，所述輸入單元的輸出端與主控單元的第一輸入端連接，所述主控單元的第一輸出端與顯示單元的輸入端連接，所述主控單元的第二輸出端與高壓充電電路的輸入端連接，所述高壓充電電路的第一輸出端與正向儲(chǔ)能電容的輸入端連接，第二輸出端與負(fù)向儲(chǔ)能電容的輸入端連接，所述正向儲(chǔ)能電容的輸出端和放電電路的第一輸入端連接，所述負(fù)向儲(chǔ)能電容的輸出端和放電電路的第二輸入端連接，所述放電電路的輸出端與心電電極的輸入端連接。
[0018]進(jìn)一步作為優(yōu)選的實(shí)施方式，還包括心電采集單元，所述心電采集單元的輸出端與主控單元的第二輸入端連接。
[0019]進(jìn)一步作為優(yōu)選的實(shí)施方式，參照?qǐng)D2，所述心電采集單元包括高壓保護(hù)電路、放大電路、高通濾波電路、低通濾波電路、50Hz陷波器、自適應(yīng)放大器和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路，所述高壓保護(hù)電路的輸出端依次通過放大電路、高通濾波電路、低通濾波電路、50Hz陷波器、自適應(yīng)放大器和模數(shù)轉(zhuǎn)換電路后與主控單元的第二輸入端連接。
[0020]進(jìn)一步作為優(yōu)選的實(shí)施方式，所述主控單元還連接有無線通信單元。
[0021]進(jìn)一步作為優(yōu)選的實(shí)施方式，所述主控單元采用ARM9系列處理器。
[0022]本發(fā)明還提供了一種低能量自動(dòng)體外除顫器的除顫方法，包括:
獲取用戶預(yù)設(shè)的正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖的能量值；
根據(jù)獲取的能量值對(duì)正向儲(chǔ)能電容和負(fù)向儲(chǔ)能電容進(jìn)行充電；
獲取患者的阻抗值；
根據(jù)預(yù)設(shè)的正向脈寬-放電間歇-負(fù)向脈寬，結(jié)合患者的阻抗值以及正向放電脈沖和負(fù)向放電脈沖的能量值，計(jì)算獲得正向放電脈沖