一种H桥电路除颤器输出级及双相锯齿方波除颤高压放电方法

摘要

本发明属于医疗电子技术领域，具体涉及一种用于心脏除颤器的输出级电路，以及基于该输出级电路的双相锯齿方波高压放电方法。该输出级电路由储能电容器、电感线圈、半导体二极管、电流传感器和四只控制开关构成；其中，四只控制开关形成H桥式放电电路。高压放电方法，通过H桥路的除颤器输出级，以预先设定的桥路开关组合及控制策略，将储能器中的电能经由除颤电极以双相锯齿波的脉冲形式在患者身上进行一次快速地高压电击放电，以此终止体内心室纤维颤动，实施对患者及时抢救。本发明的双相锯齿矩形波形的高压除颤放电，为患者提供个体化精确控制的除颤电能，有利于提高心室各处心肌细胞同步除颤的成功率，降低高压除颤过程中对心肌形成的损伤。

说明书

技术领域

本发明属于医疗电子技术领域，具体涉及一种用于心脏除颤器的输出级电路，以及基于该输出级电路的高压放电方法。

背景技术

心脏猝死（SCD）是在临床症状出现1小时内迅即发生的非预期型循环虚脱及至心脏停搏，是心血管疾病的主要死亡原因。美国健康统计中心的流行病学研究结果显示，所有心血管病死亡中超过50%者为SCD，每年我国的SCD总数在54.4万例以上；同时在过去的几十年中，随着人口老龄化进程SCD的发生有上升趋势。其中，80%的SCD归因于恶性室性心律失常，如心室颤动（VF，简称室颤）。由于室颤等恶性室性心律失常发作常无预兆，发作时心室的电活动失去同步性，心脏泵血功能丧失，如不及时采取措施转复心律，数分钟之内将导致猝死。而这其中超过90%的室颤患者的发病地点是在医院外，往往无法及时获得救治。所以，在尽可能短的时间内终止室颤、恢复正常心脏节律、恢复血流动力学稳定，是避免和有效防止SCD发生的首要任务。目前，临床上唯一一种可有效终止心肌纤颤的方法是电击除颤（ED，简称除颤），即对心脏进行高压强电击，使心肌细胞重新极化，回到各自的激动状态，重新开始正常跳动。自动体外除颤器（AED）的出现使医院外早期除颤成为可能，而且其“自动识别、自动分析、自动除颤”的智能特性让电击除颤操作变得简单易行，非专业民众亦可就地取用及时地对SCD患者实施除颤抢救，缩短抢救时间，提高SCD的抢救生存率。

除颤器所释放的电流应是能够终止室颤的最低能量，一般成人的电击除颤的阈值电流为10～25安培，能量为50～300焦耳。能量过大或电流过高不但会导致心肌损伤和皮肤灼伤，而且会对缺血性心脏等器质性心脏损害更大。除颤器输出的电能最终是通过一定放电波形释放到患者身上。因此，为了减少心肌损伤和除颤过量的副作用，国内外学者对除颤放电方法及波形开展了大量的研究，曾经和正在使用的一些放电波形包括：单相阻尼正弦波、单相指数截尾波、双相指数截尾波、窄脉冲阵列双相指数截尾波等等。实验研究证实，双相波除颤时心肌所需的电势梯度平均值仅为单相波的1/2，所需除颤能量相应的也由单相直流除颤时的360焦耳大幅度降低到200焦耳。由此可见，同等施加同等除颤能量时，双相波的成功率远高于单相波。目前，医学界对于除颤技术的电生理机制尚未有公认的结论，市场上的除颤器或AED多为指数衰减型的双相除颤波，力求在保证较高的心肌细胞同步除颤成功率的同时，尽可能以最小的放电能量实现对心脏最少的损伤。

一般人体的胸阻抗在20～150欧姆左右，存在较大的个体差异，现有的除颤器通常根据测量到的胸阻抗大小，改变双相除颤波的放电起始电压幅度或者放电波形宽度，达到放电能量自适应调节和控制。中国专利200510120801.2A“除颤双相波的波形产生方法”所述的除颤放电方法，其波形参数包括固定的脉冲周期和可调的放电起始电压。中国专利200580047116.A“具有在形成治疗双相波形中使用的离散感测脉冲的自动体外除颤器（AED）”，该感测脉冲用于在释放除颤波形之前确定患者的胸阻抗等特定参数，并基于此参数调整放电波形。中国专利200710046179.4A“用窄脉冲实现低能量除颤的方法及装置”是当除颤的放电波形为双相指数截尾指数波时，每次点击的脉宽在0.5ms～4ms之间可调。中国专利200910061191.1“智能中频双向方波除颤方法”用5KHz的中频恒定电流检测胸阻抗，并相应调节放电波形参数，对患者发出5KHz中频的双相除颤丛状脉冲方波。美国专利US6,671,546和专利US6,493,580公开的一种类似的更高频率的多脉冲双相波技术，将第一相除颤脉冲和第二相除颤脉冲的周期固定，双相波形分割为多个窄脉冲波形构成。以上专利及虽然都采用了双相除颤波，但是正相和反相实质是只有一个波，呈指数衰减下降形式。其主要不足在于：（1）指数波的尖峰部分国道超过除颤阈值，既浪费能量又容易产生过强刺激对心肌产生损伤；（2）能量控制偏差较大，除颤器释放的能量根据胸阻抗调整，较难实现个体化精确控制，特别是阻抗特别高或者特别低的患者；（3）指数波的尖峰部分，要求更高起始电压的电容储能器和更高耐压要求的除颤输出级。

发明内容

本发明的目的在于针对上述现有技术的不足而提出一种用于心脏除颤器的H桥放电电路除颤器输出级，以及使用该H桥路除颤器输出级的心脏除颤器；同时提出基于该H桥电路除颤器输出级的具有升压功能的双相锯齿方波高压放电方法，以便针对不同的患者，提供更加个体化精确控制的除颤电能，同时获得比储能电容器源电压更高的放电输出电压，降低对放电桥路的高压特性要求和节约器件成本。

本发明提出的用于心脏除颤的双相锯齿方波高压放电方法，即通过包含一个H桥路的除颤器输出级，以预先设定的一系列桥路开关组合及控制策略，将储能器中的电能经由除颤电极以双相锯齿波的脉冲形式在患者身上进行一次快速地高压电击放电，以此终止体内心室纤维颤动，实施对患者及时抢救；上述双相锯齿矩形波形的高压除颤放电，对处于纤维颤动的心室肌提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相矩形波上的除颤放电电流，为患者提供个体化精确控制的除颤电能，有利于提高心室各处心肌细胞同步除颤的成功率，并有效降低高压除颤过程中对心肌形成的损伤。

本发明提出的除颤放电方法用到的除颤器输出级电路的具体构成如下：

所述的除颤器输出级，由至少一只储能电容器、一只电感线圈、一只半导体二极管、一只电流传感器和四只控制开关构成；其中，四只控制开关形成H桥式放电电路（包括正相脉冲支路和反相脉冲支路，或者高压侧支路和低压侧支路），经由除颤电极向患者输出双相脉冲的除颤电流；

所述的除颤器输出级，至少包括一只电感线圈，该电感线圈与患者串联构成H桥路横臂；

所述的除颤器输出级，至少包括一只半导体二极管，该二极管与桥路开关并联，在开关断开的情况下具有续流作用；

所述的除颤器输出级，至少包括由上述电感线圈与上述续流二极管构成的一个正相（或反相）续流放电桥路；

所述的除颤器输出级，至少包括一只电流传感器，该电流传感器置于某一桥路支路，在放电过程中实时感测该支路的电流幅度；

利用上述H桥路除颤输出级构成的心脏除颤器，如图4所示。使用本发明除颤器输出级的心脏除颤器，其中，除了除颤器输出级外，包括：主控模块、电池模块、胸阻抗及心电采集分析模块、人机交互模块和无线通信模块，此外还有高压充电模块，时序控制模块，比较器，D/A 转换器。高压充电模块为颤器输出级提供高压电；胸阻抗及心电采集分析模块、人机交互模块和无线通信模块、时序控制模块、D/A 转换器，分别与主控模块连接，受主控模块控制；除颤器输出级与主控模块连接，除颤器输出级中由控制开关互联构成H桥电路开关，均受主控模块控制。上述各功能模块均与电池模块连接，由其提供电源。

本发明中，所述的心脏除颤器，具有患者心电、胸阻抗生理参数测量功能。

本发明中，所述的心脏除颤器，可根据输入的患者年龄、体重，或检测到的胸阻抗大小，自适应调整除颤放电电流幅度的参考区间值、正相锯齿波总数和反相锯齿波总数等波形参数。

本发明中，所述的心脏除颤器，放电电流的测量由欧姆电阻实现；测量得到的电流值与参考值的比较由比较器实现，其中参考值是由微型控制器输出确定。

本发明中，所述的心脏除颤器，其对H桥路低压侧支路两个开关的控制、调整波形参数是由微型控制器（MCU）实现。

本发明中，所述的心脏除颤器，其对H桥路高压侧支路两个开关的控制是由可编程逻辑器件（CPLD）实现。

本发明中，所述的心脏除颤器，电流传感器测量得到的电流值与参考值的比较由比较器实现，其中参考值是由微型控制器输出确定。

本发明中，所述的心脏除颤器，所述的H桥路开关包括一个或多个IGBT或SCR开关。

本发明根据检测到的可电击异常心电信息及患者的胸阻抗，自动地预先设定除颤放电波形参数，并立即向患者输出双相锯齿矩形波高压电击电流。H桥路中的电流传感器实时检测出电击除颤过程中放电电流的幅度，并与预设的电流幅度参考区间值进行比较，进而通过导通储能电容器的正相放电桥路（或反相放电桥路）升高电流幅度（当幅度低于区间下限时），或者导通电感线圈与续流二极管构成的正相续流放电桥路（或反相续流放电桥路）降低电流幅度（当幅度高于区间下限时），由此在患者身上获得一呈现双相锯齿方波形的除颤放电电流；具体步骤如下：

第一步，出现可电击心律并建议除颤放电后，完成储能电容器的充电准备，并设定放电电流参数，包括放电电流幅度的参考区间值、正相锯齿波总数和反相锯齿波总数；

第二步，控制桥路开关，由储能电容器通过正相桥路对患者进行放电，同时流经电感线圈的电流幅度亦逐步升高，并实时反馈到电流传感器上； 

第三步，当电流传感器上的放电电流升高到预设参考区间的上限时，断开正相放电桥路，并通过正相桥路低压侧开关、电感线圈和续流二极管等构成的正相续流桥路，由感应的电感线圈进行续流放电，并实时反馈到电流传感器上；

第四步，当电流传感器上的放电电流降低到预设参考区间的下限时，断开正相续流放电桥路，同时增加一个锯齿波计数，并与预设的正相锯齿波总数比较，如不足，则重复第二～四步；

第五步，完成正相锯齿方波放电后，控制桥路开关，按如第二～四步，实施反相锯齿方波放电。

采用上述技术方案，除颤波形不仅对患者心肌损伤较小，而且电击同步除颤成功率亦有较大提高；针对不同胸阻抗的患者差异，能提供更加个体化精确的电击能量控制；同时避免了现有双相指数波的尖峰部分对高压放电电路较高起始电压的要求，有利于降低除颤器高压放电输出级的成本和增加电路的工作可靠性。

附图说明

图1是本发明实施例的高压除颤放电H桥路示意图。

图2是图1实施例的除颤放电过程控制流程图。

图3是图1实施例的除颤放电波形示意图。

图4是图1实施例的自动体外除颤器装置（AED）框图。

图5是图4实施例的除颤放电波形示意图。

具体实施方式

以下结合附图所示的最佳实施例进一步阐述和说明本发明： 

参照附图1，一种用于心脏除颤的双相锯齿方波高压放电方法，即通过包含一个H桥路的除颤器输出级2，以预先设定的一系列桥路开关S1~S4组合及控制策略，将储能器C中的电能经由除颤电极3以双相锯齿波的脉冲形式4在患者身体1上，（以下简称等效于Rp）进行一次快速地高压电击放电，以此达到终止体内心室纤维颤动，实现对患者及时抢救的目的。本实施例采用的本发明双相锯齿矩形波形的高压除颤放电方法，对处于纤维颤动的心室肌提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相矩形波上的除颤放电电流，为患者提供个体化精确控制的除颤电能，有利于提高心室各处心肌细胞同步除颤的成功率，同时有效降低高压除颤过程中对心肌形成的损伤。本发明给出的除颤放电方法用到的除颤器输出级的具体构成及特征如下：

所述的除颤器输出级2，由至少一只储能电容器C和四只控制开关S1~S4构成；其中，四只控制开关S1~S4形成H桥式放电电路（至少包括正相放电桥路S1-L-Rp-S3和反相放电桥路S2- Rp-L-S4），经由除颤电极3向患者1输出双相脉冲的除颤电流；

所述的除颤器输出级2，至少包括一只电感线圈L，该电感线圈与患者Rp串联构成H桥路横臂；

所述的除颤器输出级2，至少包括一只半导体二极管（D1～D4），该二极管与桥路开关并联，在开关断开的情况下具有续流作用；

所述的除颤器输出级2，至少包括由上述电感线圈L与上述续流二极管L构成的一个正相（或反相）续流放电桥路（L-Rp-S3-D4，或L-Rp-S4-D3）；

所述的除颤器输出级2，至少包括一只电流传感器（R_S+, R_S-），该电流传感器置于某一桥路支路，在放电过程中实时感测该支路的电流幅度IP；

参照附图2和3，利用上述H桥路除颤输出级实现的高压放电方法，即根据检测到的可电击异常心电信息及患者的胸阻抗，自动地预先设定除颤放电波形参数（正相电流参考区间Imax+～Imin+，反相Imax-～Imin-、正相锯齿波总数M和反相锯齿波总数N），并立即向患者输出双相锯齿矩形波高压电击电流（I_P）。其特征在于H桥路中的电流传感器（R_S+, R_S-）实时检测出电击除颤过程中放电电流的幅度，并与预设的电流幅度参考区间值进行比较，进而通过导通储能电容器的正相放电桥路（S1-L-Rp-S3, 或反相放电桥路S2-Rp-L-S4）升高电流幅度（当幅度低于区间下限时），或者导通电感线圈与续流二极管构成的正相续流放电桥路（L-Rp-S3-D4，或L-Rp-S4-D3反相续流放电桥路）降低电流幅度（当幅度高于区间下限时），由此在患者身上获得一呈现双相锯齿方波形的除颤放电电流；其步骤如下：

首先，出现可电击心律并建议除颤放电后，完成储能电容器的充电准备，并设定放电电流参数，包括放电电流幅度的参考区间值（正相电流参考区间Imax+～Imin+，反相Imax-～Imin-）、正相锯齿波总数M和反相锯齿波总数N；

其次（t₀时刻），控制桥路开关，由储能电容器通过正相桥路（S1-L-Rp-S3）对患者进行放电，同时流经电感线圈的电流幅度亦逐步升高，并实时反馈到电流传感器R_S+上；

再次（t₁时刻），当电流传感器R_S+上的放电电流（I_P）升高到预设参考区间的上限时（Imax+），断开正相放电桥路，并通过正相桥路低压侧开关、电感线圈和续流二极管等构成的正相续流桥路，由感应的电感线圈进行续流放电，并实时反馈到电流传感器上；

第四（t₂时刻），当电流传感器上的放电电流降低到预设参考区间的下限时（Imin-），断开正相续流放电桥路（L-Rp-S3-D4），同时增加一个锯齿波计数（m+1），并与预设的正相锯齿波总数（M比）较，如不足，则重复第2～4步；

第五，完成正相锯齿脉冲放电后（t₃时刻），控制桥路开关，按类似第2～4步实施反相锯齿脉冲放电（t₄～t₆时刻）。

参照附图4，采用本发明的自动体外除颤器装置（AED）框图的实施例，其系统构成为：基于MSP微处理器的主控制模块8为核心，通过相应接口分别连接到心电及胸阻抗等生理参数采集模块5、人机交互模块6、无线通信模块7、高压充电模块10、除颤放电H桥路模块18等功能模块；上述功能模块统一由锂电池9供电，并全部置于一密闭的轻薄高强度便携式盒体内，通过两除颤电极3连接至患者身体1。上述AED装置可工作在省电模式的日常循环自检状态和急救模式的电击除颤工作状态。电击除颤工作状态时，其主控程序或者嵌入式操作系统统一控制和协调各模块工作，包括：根据所测定患者胸阻抗信息预先设定个性化的精确放电波形参数，一旦待救患者的心电信息通过连续地自动分析，其结果呈现可电击心律时，主控程序将立即发出充电指令和按照本发明给出的双相锯齿方波高压放电方法，进行高压电击除颤抢救；另外在整个抢救过程中，上述AED装置将辅于声音和灯光提示，分步指导施救者完成“贴放电击、人工呼吸、CPR胸外按压、除颤放电”等一系列抢救操作，上述装置亦会将整个除颤抢救事件的心电信息、控制指令以及设备参数等信息全部存放，用于事后由无线通讯模块输出进行事件回放和分析。其中，所述的除颤放电H桥路输出级各主要硬件部分的选型及工作方式如下：

所述的输出级H桥路18高压侧开关（S1，S2）选择IGBT，低压侧开关（S3，S4）选择可控硅型SCR开关，S5为电子选路开关，同时H桥路开关（S1~S4）各设置一套电流驱动器14～17；

所述的主控制模块8以TI公司的低功耗高性能微处理器MSP 430为核心，扩展时钟、16MB的SDRAM内存储器、1GB的Flash存储器、1.8V、3.3V、±5V供电等电路单元，以及UART、IIC、USB、JTAG、GPIO以及如无线红外等外围接口；

所述的时序控制模块13以XLINX公司CPLD为核心，通过连接一个电子比较器12，连续比较主控模块8设定的电流参考值与实际测量到的桥路放电电流值，进而调整和控制高压侧开关（S1或S2）的开闭。

参照附图5，上述AED装置的主控模块8基于设定的放电波形参数，直接控制低压侧开关（S1或S2）的开闭，并通过CPD时序控制模块13间接控制高压侧开关（S3，S4）的开闭，从而实施本发明所述的H桥路除颤放电方法，实现向患者输出一定幅度范围内呈锯齿方波波形的放电电流；最终实现对室颤患者的快速有效电击除颤，挽救患者的宝贵生命。

在上述实施例中，AED电除颤装置的心电及胸阻抗等生理参数采集模块5、人机交互模块6、无线通信模块7、高压充电模块10、电极3、驱动电路14～17等功能模块和心电自动分析和识别、各模块通讯协议及主控程序、CPR辅助抢救方法等内容不是本发明的内容，故未给出详细阐述，具体可参考相关技术资料和现有的心脏除颤装置及系统来实现。