專利名稱：除顫雙相波的波形產生方法
技術領域：
本發明涉及電醫療技術，尤其涉及心臟除纖顫器的除顫脈沖波形產生方法。
背景技術：
現有心臟除纖顫設備，包括體外除顫儀或植入式除顫裝置，均采用較強脈沖電流作用于心臟，對心臟進行電擊除顫。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，產生經皮膚至心臟的除顫脈沖，把心臟中出現心率失常的心肌細胞全部或部分除極化，從而使心肌細胞的興奮性回復到初始狀態，心臟再次回復竇房結控制的正常節律。
傳統心臟除顫設備多采用單相波除顫技術，對應的所述脈沖電流是以單方向脈沖形式釋放的電流，由一個或多個電容依據自然放電曲線規律產生。目前主要用RLC阻尼放電來釋放瞬時高能脈沖，具體是充電時，除顫設備的高壓繼電器受控動作，使升壓電路和儲能電容構成一個完整閉合回路；升壓電路將直流低電壓變換成脈沖高電壓，進而經整流后向儲能電容充電；該電容獲得預定能量后，充電電路被切斷。放電時，高壓繼電器受控將連接儲能電容的動觸點打向放電電路所在側，從而由儲能電容、電感以及人體(負荷)串聯構成RLC諧振衰減振蕩電路，即阻尼放電電路，來實施除顫電擊。一般放電持續時間為4ms～10ms，放電能量為2J～400J。
隨著臨床實踐和技術的深入發展，上述單相波除顫技術的不足之處逐漸被人們所認識已有在用的單相波除顫儀因除顫波形不可控，并且其波形特點決定了除顫時需要釋放較高能量才會達到一定的轉復率，使得設備的除顫轉復率比較低，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的心肌損傷。
醫學界研究發現雙相波除顫技術擁有更高的轉復率和更小的心肌損傷。該除顫技術的特點是，所述脈沖電流是以雙向脈沖形式釋放的電流。鑒于現階段研究對該技術除顫的電生理原理尚未有公認結論，很多醫療設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置的兩相除顫脈沖周期而提出，它的最大特點是第一相除顫脈沖和第二相除顫脈沖的周期被分別設置為固定值。該方法的另一鮮明特點是，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償來使流經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，從而形成獨特的多脈沖雙相波技術。該技術使釋放至人體的能量僅占同等條件下未經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的兩相除顫脈沖周期而提出的方案，這里不再贅述。
這些現有雙相波除顫技術的不足之處在于它們的能量控制偏差較大。在對患者除顫時，設備實際釋放能量隨胸阻的不同而異，一般對高阻抗患者存在偏低現象，從而不利于他們的心臟除顫。另外，現有這些除顫技術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，從而影響除顫轉復率的進一步提高，特別是影響高阻抗患者轉復率的提高。
發明內容
本發明要解決的技術問題是針對上述現有技術的不足而提出一種除顫脈沖的波形產生方法，用于心臟除顫設備，針對不同阻抗的患者都具有較高的轉復率和較小的心肌損傷。
為解決上述技術問題，本發明的基本構思為，增加控制多個對波形起決定作用的參數，以置除顫脈沖的釋放于嚴格控制之下，從而摒棄使不同阻抗下脈沖波形保持一致的作法，轉而根據人體阻抗和設定能量來準確釋放除顫能量，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發生釋放能量不足的現象，保證不同患者條件下的較高除顫轉復率，并因除顫能量的降低，有效保證了較小的心肌損傷。
作為實現本發明構思的技術方案是，提供一種除顫雙相波的波形產生方法，用于包括高壓電容和充放電能量控制電路的心臟除顫設備，包括步驟A.檢測胸阻；C.對所述電容進行充電；D.所述電容放電，產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.設置電荷比和預定的波形參數。
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中波形參數包括顫脈沖周期的放電起始電壓，分別根據患者的胸阻或除顫能量而設置。
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。
采用上述各技術方案，除顫波形不僅對人心肌損傷較小，而且轉復率也有較大提高；對不同胸阻的患者，在同樣能量設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。它們的實現電路可以較為簡單，從而有利于成本的降低和可靠性的提高。
圖1是現有除顫設備的系統框2是現有除顫設備充、放電電路的原理框3是本發明除顫方法流程4是200J能量在不同胸阻下的實際釋放能量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
具體實施例方式
下面，結合附圖所示之最佳實施例進一步闡述本發明。
典型的心臟除顫設備如圖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定的正常阻值范圍之后，進行除顫控制過程，否則根據情形控制設備發出不同的報警信號，這些情形包括胸阻不在所述預定范圍之內、或因導連脫落而無法測得胸阻。所述除顫控制過程(見圖2)包括當按下充電鍵后，所述主控制器發送啟動信號給邏輯控制電路，使它產生一系列信號來控制并啟動升壓電路，以給高壓電容充電；同時，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設電壓值作比較，當該電壓達到所述預設值時，電容電壓采集電路會發出控制升壓電路停止工作的命令，從而結束充電過程。所述充電過程中，充電電路包括的能量設定電路和過壓檢測電路還同時對高壓電容電壓進行監控當能量設定電路監測到所述電壓達到設定值，該電路會產生控制信號結束充電；當過壓檢測電路檢測到充電超壓，該電路也會產生控制信號來結束充電，同時產生充電結束控制信號送往主控制器，進而通過邏輯控制電路控制所述高壓電容進行內放電。當按下放電鍵或設備按預定條件自動進入放電過程時，外放電電路和內放電電路分別經開關驅動電路在主控制器的控制下，釋放除顫能量和剩余的能量。
本發明除顫方法基于上述除顫設備，如圖3所示包括步驟A.檢測胸阻；還可以設定除顫能量；由設備操作者或設備內部的程序來設定；B.設置電荷比和預定的波形參數；C.對電容進行充電；D.所述電容放電，產生最終施加于心臟的雙相除顫脈沖波。
其中，步驟B中設置電荷比，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制層面上來評估解釋除顫效果的理論，正被許多研究除顫機理的研究人員所接受。本發明方法在研究過程中，發現除顫波形的電荷比設置在0.3～0.5時可以得到較高的除顫轉復率，設置的具體選定和預定波形、電路特性等因素有關。
所述預定的波形參數包括除顫脈沖的周期，本實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，在該范圍內選取一個恒定值，不隨病人阻抗和設定除顫能量的改變而改變。通過試驗驗證確定，所述第一相和第二相除顫脈沖周期優選值分別約為7ms和4ms時，在本發明實施例中能產生最佳除顫效果。
所述預定的波形參數還包括脈沖的放電起始電壓。因為準確的能量釋放是保證除顫波形質量和較高除顫轉復率的有效措施之一。而除顫時高壓電容實際釋放能量和病人阻抗、包括放電周期在內的硬件電路特性等因素有關，若要嚴格控制除顫釋放能量與步驟A中的設定值保持一致，就要使這些相關因素為已知或可被控；正由于這些相關因素未能被很好控制，現有不少應用雙相波技術的除顫設備的實際釋放能量和設定值之間會出現較大偏差。體現在，當對胸阻較小的患者除顫時，釋放能量基本上與設定值相當；但當對胸阻較大的患者進行除顫時，釋放能量反而比設定值大大減小，從而使高阻抗患者的除顫轉復率大打折扣。因此，本發明方法針對這些缺陷在步驟B中還預設所述起始放電電壓。
所述起始電壓的取值范圍可以是，對應第一相脈沖的為1～2500伏，對應第二相脈沖的為1～1900伏，分別根據患者的胸阻而設置對胸阻小的患者設置較低電壓值；對胸阻大的患者設置較高的電壓值；從而保證有效釋放能量對所有患者的一致性，均能達到很高的轉復率。本發明實施例采用的經驗值組合包括當胸阻為50歐姆時，若設定的除顫能量為200焦耳，可以設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；若設定的除顫能量為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設為約1220伏和約940伏。
當胸阻為100歐姆時，若設定的除顫能量為200焦耳，可以設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；若設定的除顫能量為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設為約1500伏和約1230伏。
當胸阻為125歐姆時，若設定的除顫能量為200焦耳，可以設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；若設定的除顫能量為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設為約1520伏和約1250伏。
上述電壓的設置允許在±10％誤差范圍內波動。
圖4顯示了試用本方法的除顫設備在設定能量為200焦耳，不同阻抗條件下的實際釋放能量測試值。圖5為該設備在設定能量為150J，不同胸阻條件下的放電電壓波形。圖6為該設備在胸阻為50ohm時，不同能量條件下的放電電壓波形。可以看出，除了在誤差范圍內的一些波動，釋放能量在20-200歐姆胸阻范圍內大致保持一致。其中，電容釋放能量由以下公式計算 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。可見本發明方法基于參數預設能精確控制除顫波形參數，有效地提高不同患者條件下的除顫轉復率并降低患者的心肌損傷，尤其有效改善對較大胸阻患者的除顫效果，從而使整體除顫效果達到最優。
權利要求
1.一種除顫雙相波的波形產生方法，用于包括高壓電容和充放電能量控制電路的心臟除顫設備，包括步驟A.檢測胸阻；C.對所述電容進行充電；D.所述電容放電，產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.設置電荷比和預定的波形參數。
2.根據權利要求1所述除顫雙相波的波形產生方法，其特征在于所述步驟A還包括設定除顫能量。
3.根據權利要求1所述除顫雙相波的波形產生方法，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.根據權利要求1所述除顫雙相波的波形產生方法，其特征在于所述步驟B中波形參數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.根據權利要求4所述除顫雙相波的波形產生方法，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.根據權利要求1至5任一項權利要求所述除顫雙相波的波形產生方法，其特征在于所述步驟B中波形參數還包括除顫脈沖的放電起始電壓，分別根據患者的胸阻或除顫能量而設置。
7.根據權利要求6所述除顫雙相波的波形產生方法，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.根據權利要求5所述除顫雙相波的波形產生方法，其特征在于所述胸阻為50歐姆時，若除顫能量設定為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；若除顫能量設定為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設為約1220伏和約940伏。
9.根據權利要求5所述除顫雙相波的波形產生方法，其特征在于所述胸阻為100歐姆時，若除顫能量設定為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；若除顫能量設定為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設為約1500伏和約1230伏。
10.根據權利要求5所述除顫雙相波的波形產生方法，其特征在于所述胸阻為125歐姆時，若除顫能量設定為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；若除顫能量設定為150焦耳，則所述放電起始電壓分別設為約1520伏和約1250伏。
全文摘要
一種除顫雙相波的波形產生方法，用于包括高壓電容和充放電能量控制電路的心臟除顫設備，包括步驟檢測胸阻；設置電荷比和預定的波形參數；對所述電容進行充電；所述電容放電，產生最終施加于心臟的雙相除顫脈沖波。所述波形參數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。采用本發明的除顫設備對人心肌損傷較小，而且轉復率也有較大提高，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A61N1/39GK1981890SQ20051012080
公開日2007年6月20日 申請日期2005年12月12日 優先權日2005年12月12日
發明者安敏, 許偉, 李新勝 申請人:深圳邁瑞生物醫療電子股份有限公司