一種低能量自動體外除顫器及其除顫方法
【技術領域】
[0001]本發明涉及電子醫療技術領域，特別是涉及一種低能量自動體外除顫器及其除顫方法。
【背景技術】
[0002]現代醫學證明，大多數心源性猝死原因是室速(VT)的發作并很快發展為室顫(VF)，而終止惡性室性心律失常最為有效地治療方法為及時點擊除顫轉復心律，恢復心臟功能。體外自動除顫器(Automated External Defibrillator，簡稱AED)是可對室速、室顫等危重心律失常的心電信號進行自動識別并迅速進行點擊復律的先進設備。近年來，國外已開始在人口密集的公共場所配置AED，并推行公共除顫計劃，以便對突發室顫的病人進行及時救治，取得了良好的效果。但點擊除顫目前在臨床使用中還存在一些缺點，可能對患者的身體和心臟造成傷害，給意識清醒的患者會帶來強烈的疼痛感，甚至造成嚴重的心理壓力。除顫器釋放的高能電脈沖會對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相關，有些甚至帶來二次傷害，誘發更高程度的室顫，而心肌損傷是由于電流的熱效應和電流對心肌細胞電位的干擾造成的，放電能量越大，對心肌損傷越嚴重。根據目前的研究情況來看，當放電能量超過可有效除顫的能量閾值的5倍時，可看到心肌的組織學損傷;當放電能量超過能量閾值的20倍時，則會造成動物死亡。
[0003]隨著科技的進步，通過改進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。目前在放電波形對除顫效果影響的研究方面，主要是一些在雙相波基礎上的改進，如Z0LL公司的Μ形雙相波和SCHILLER公司的脈沖陣列波等。雖然目前對除顫能量的研究已經有一定成果，但是大部分除顫過程中，還是存在除顫能量過高的問題，不僅容易產生能量浪費，而且容易產生過強刺激，從而對心肌產生副作用。
【發明內容】
[0004]為了解決上述的技術問題，本發明的目的是提供一種低能量自動體外除顫器，本發明的另一目的是提供一種低能量自動體外除顫器的除顫方法。
[0005]本發明解決其技術問題所采用的技術方案是:
一種低能量自動體外除顫器，包括輸入單元、主控單元、顯示單元、高壓充電電路、正向儲能電容、負向儲能電容、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能電容的輸入端連接，第二輸出端與負向儲能電容的輸入端連接，所述正向儲能電容的輸出端和放電電路的第一輸入端連接，所述負向儲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]進一步，所述心電采集單元包括高壓保護電路、放大電路、高通濾波電路、低通濾波電路、50Hz陷波器、自適應放大器和模數轉換電路，所述高壓保護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、自適應放大器和模數轉換電路后與主控單元的第二輸入端連接。
[0008]進一步，所述主控單元還連接有無線通信單元。
[0009]進一步，所述主控單元采用ARM9系列處理器。
[0010]一種低能量自動體外除顫器的除顫方法，包括:
獲取用戶預設的正向放電脈沖和負向放電脈沖的能量值；
根據獲取的能量值對正向儲能電容和負向儲能電容進行充電；
獲取患者的阻抗值；
根據預設的正向脈寬-放電間歇-負向脈寬，結合患者的阻抗值以及正向放電脈沖和負向放電脈沖的能量值，計算獲得正向放電脈沖和負向放電脈沖對應的初始放電電壓值；
根據計算獲得的正向儲能電容和負向儲能電容的初始放電電壓值，依次將正向儲能電容和負向儲能電容連接患者進行放電。
[0011 ] 進一步，所述預設的正向脈寬-放電間歇-負向脈寬為3ms-lms-3ms。
[0012]進一步，所述正向放電脈沖和負向放電脈沖形成的放電脈沖波形為雙指數截尾波。
[0013]本發明的有益效果是:本發明的一種低能量自動體外除顫器，包括輸入單元、主控單元、顯示單元、高壓充電電路、正向儲能電容、負向儲能電容、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能電容的輸入端連接，第二輸出端與負向儲能電容的輸入端連接，正向儲能電容的輸出端和放電電路的第一輸入端連接，負向儲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能電容和負向儲能電容的放電脈寬設置為3ms-lms-3ms，在體外除顫時，可以采用最低能量值對患者進行放電除顫，不僅不會導致能量的浪費，而且不會因能量過高而對患者造成傷害。
[0014]本發明的另一有益效果是:本發明的一種低能量自動體外除顫器的除顫方法，包括:獲取用戶預設的正向放電脈沖和負向放電脈沖的能量值;根據獲取的能量值對正向儲能電容和負向儲能電容進行充電；獲取患者的阻抗值;根據預設的正向脈寬-放電間歇-負向脈寬，結合患者的阻抗值以及正向放電脈沖和負向放電脈沖的能量值，計算獲得正向放電脈沖和負向放電脈沖對應的初始放電電壓值;根據計算獲得的正向儲能電容和負向儲能電容的初始放電電壓值，依次將正向儲能電容和負向儲能電容連接患者進行放電。本除顫方法通過將雙指數截尾波的放電脈寬設置為3ms-lms-3ms，在體外除顫時，可以采用最低能量值對患者進行放電除顫，不僅不會導致能量的浪費，而且不會因能量過高而對患者造成傷害，本方法操作簡單且安全。
【附圖說明】
[0015]下面結合附圖和實施例對本發明作進一步說明。
[0016]圖1是本發明的一種低能量自動體外除顫器的電子框圖；
圖2是本發明的一種低能量自動體外除顫器的心電采集單元的電子框圖。
【具體實施方式】
[0017]參照圖1，本發明提供了一種低能量自動體外除顫器，包括輸入單元、主控單元、顯示單元、高壓充電電路、正向儲能電容、負向儲能電容、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能電容的輸入端連接，第二輸出端與負向儲能電容的輸入端連接，所述正向儲能電容的輸出端和放電電路的第一輸入端連接，所述負向儲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]進一步作為優選的實施方式，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]進一步作為優選的實施方式，參照圖2，所述心電采集單元包括高壓保護電路、放大電路、高通濾波電路、低通濾波電路、50Hz陷波器、自適應放大器和模數轉換電路，所述高壓保護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、自適應放大器和模數轉換電路后與主控單元的第二輸入端連接。
[0020]進一步作為優選的實施方式，所述主控單元還連接有無線通信單元。
[0021]進一步作為優選的實施方式，所述主控單元采用ARM9系列處理器。
[0022]本發明還提供了一種低能量自動體外除顫器的除顫方法，包括:
獲取用戶預設的正向放電脈沖和負向放電脈沖的能量值；
根據獲取的能量值對正向儲能電容和負向儲能電容進行充電；
獲取患者的阻抗值；
根據預設的正向脈寬-放電間歇-負向脈寬，結合患者的阻抗值以及正向放電脈沖和負向放電脈沖的能量值，計算獲得正向放電脈沖