專利名稱：施加連續(xù)低能量去顫脈沖的系統(tǒng)和方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明一般涉及電療裝置，更具體地說，涉及順序地施加低能電流脈沖以改善去顫功效的電療裝置。
外部去顫器用于提供電擊以治療諸如心室纖顫等各種心律失常的患者。心室纖顫是心臟各個纖維的不協(xié)調(diào)收縮和舒張，除非在發(fā)作的短時(shí)間內(nèi)采取矯正措施，否則它會造成血流停止，導(dǎo)致死亡。臨床上最廣泛接受的扭轉(zhuǎn)心室纖顫危及生命狀況的療法，是經(jīng)胸廓電去顫，其中通過通常稱為去顫電極或電極墊的電極對胸腔表面施加電脈沖。
使用電擊終止心室纖顫需要讓電流通過心肌以便使心臟恢復(fù)到其正常的心律。例如，諸如便攜式自動或半自動的外部去顫器(一般稱為AED)的外部去顫器，一般通過附在患者軀干上的一對電極向纖顫患者施加單個高能電擊。如果成功，該電擊使心室纖顫恢復(fù)正常的竇性心律。然而，為了實(shí)現(xiàn)去顫必需用電擊傳遞的能量可以產(chǎn)生有害影響。從暫時(shí)傳導(dǎo)異常到心肌壞死。對于體重只是正常成年患者一部分的兒科患者尤其如此。
一般而言，手動式外部去顫器由受訓(xùn)操作員針對特定患者和患者狀況配置，包括由電擊傳遞的能量大小。相比之下，自動外部去顫器通過使用固定的能量或逐步增加的去顫能量方案來代替裝置操作員作出這種決定。很多現(xiàn)代的AED還基于患者阻抗調(diào)節(jié)去顫波形的各方面(例如持續(xù)時(shí)間)。這種阻抗測量可提供有用信息，用于某些目的，例如估計(jì)整個去顫器路徑的阻抗，心率，呼吸率以及其它生理參數(shù)。然而，這種方法不能提供精確估計(jì)患者大小和體重的必需信息。結(jié)果，AED經(jīng)常產(chǎn)生對大個成年患者而言是最佳的，但可能損害小個患者的單個電擊。多數(shù)現(xiàn)代的AED因?yàn)檫@個原因而不適合用于兒科患者。
因此，所需要的是能自動有效地對體重不同的患者去顫且無需受訓(xùn)操作員的干預(yù)的系統(tǒng)和方法。
本發(fā)明提供一種經(jīng)胸廓的電去顫方法和裝置，用于通過把連續(xù)的低能電擊傳遞到纖維性顫動的心臟并且在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加第二個這種電擊，從而有效地為纖維性顫動的心臟去顫。這種低能電擊產(chǎn)生電流密度，其幅度足以只同時(shí)使部分心肌細(xì)胞處于不應(yīng)狀態(tài)，所述部分少于對心臟去顫所必須的數(shù)目。兩個或更多個低能電擊中的各個電擊與纖維性顫動的開始或重新開始同步地施加，其復(fù)合效果導(dǎo)致成功地為纖維性顫動的心臟去顫。
具體地說，第一低能電擊的應(yīng)用引起足以對一部分心肌細(xì)胞去極化的電流密度，該部分一般少于能夠使心肌恢復(fù)到正常的竇性心律所必需的部分。然后，響應(yīng)于第一電擊，一些細(xì)胞去極化并進(jìn)入不應(yīng)狀態(tài)，而其它細(xì)胞沒有去極化并保持非不應(yīng)。
不管第一電流脈沖，那些保持非不應(yīng)的細(xì)胞的極化電荷隨著細(xì)胞的不同而不同。這些保留在細(xì)胞膜內(nèi)的殘留電荷接下來可使細(xì)胞去極化。這些部分受激的細(xì)胞的自發(fā)去極化稱為重新開始的纖維性顫動。也就是說，在應(yīng)用了第一電流脈沖之后，由于接收較低去顫電流密度的細(xì)胞的去極化，纖維性顫動活動將重新開始。這些細(xì)胞將在去顫脈沖之后相當(dāng)短時(shí)間內(nèi)自行去極化而成為不應(yīng)。
在ECG活動開始時(shí)，給予第二低能電擊。該第二低能電擊將使最初去極化的細(xì)胞處于其不應(yīng)狀態(tài)。一些最初去極化的細(xì)胞仍將在應(yīng)用第二電擊之前開始再極化。那些細(xì)胞將被維持在其不應(yīng)狀態(tài)以響應(yīng)于第二電擊。任何最初去極化而確實(shí)在第一電擊之后開始再極化的細(xì)胞將再次去極化，以響應(yīng)于第二電擊。此外，第二電擊將可能會對之前已獲得可轉(zhuǎn)化的電流密度的其它細(xì)胞去極化。這種去極化總是與自發(fā)去極化的較低電流密度細(xì)胞的去極化同步發(fā)生，標(biāo)志著重新開始去顫的開始。處于不應(yīng)狀態(tài)的細(xì)胞響應(yīng)于連續(xù)脈沖，和自然去極化細(xì)胞一起，形成決定性的大量不應(yīng)心肌細(xì)胞，使心臟能夠恢復(fù)到正常的竇性心律。
因此，通過在纖維性顫動剛有跡象時(shí)隨即施加低能脈沖，本發(fā)明的連續(xù)脈沖使心肌處于這樣一種狀態(tài)，其中心肌能響應(yīng)正常的竇性心律，無需心肌細(xì)胞獲得由常規(guī)去顫脈沖造成的電流密度的幅度。也就是說，通過利用心臟重新開始纖維性顫動的傾向，本發(fā)明提供充足的能量來實(shí)現(xiàn)去顫，同時(shí)使加到心肌的峰值電流最小。這減少了大電流密度引起的大量不良效果的可能性。例如，降低了心肌壞死的可能性，增加了患者存活的概率。此外，可能可行的是使用對從兒童到成人的所有患者都安全和有效的一個或多個低能電流脈沖，可以為所有大大小小的患者去顫。這會使AED能夠?qū)崿F(xiàn)最優(yōu)地為所有患者去顫的單個電擊方案。進(jìn)而，這種較低能量電流導(dǎo)致較低的施加電壓，它可以減少外部去顫器的尺寸，重量和實(shí)現(xiàn)成本。
本發(fā)明的多個方面，以及不同的可針對所概括的各方面實(shí)現(xiàn)的不同實(shí)施例概述如下。應(yīng)當(dāng)明白，所概括的實(shí)施例彼此并不一定互相包括或排斥，并可能以結(jié)合互不沖突的同一方面或不同方面以及其它可能的任何方式加以組合。本方面的主要針對與有效去顫相關(guān)的系統(tǒng)、方法、數(shù)據(jù)和技術(shù)這些公開的方面是示范性方面，還被視為非限制性的。
在本方面的一個方面中，公開了為纖維性顫動的心臟去顫的方法。該方法包括對心臟施加第一低能電流脈沖；檢測第一低能電流脈沖的應(yīng)用之后心臟重新開始的纖維性顫動；以及在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)，施加第二低能電流脈沖?？扇〉氖牵摲椒ㄟ€包括在應(yīng)用第二低能電流脈沖之后檢測心臟重新開始的纖維性顫動；以及在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)，施加第三低能電流脈沖。
在本方面的另一方面中，公開了為患者的纖維性顫動心臟去顫的外部去顫器。外部去顫器包括能量傳遞系統(tǒng)，構(gòu)造并配置為通過至少兩個加到患者身上的電極，順序地將兩個或更多個低能電擊傳遞給患者；患者監(jiān)視電路，構(gòu)造并配置為監(jiān)視患者的心律；以及控制器，它確定心臟是否正在作纖維性顫動并使能量傳遞系統(tǒng)在檢測到開始纖維性顫動時(shí)施加第一低能電擊，以及在檢測到重新開始纖維性顫動時(shí)施加第二低能電擊。
在本方面的又一方面中，公開了一種經(jīng)胸廓的電去顫系統(tǒng)。經(jīng)胸廓的電去顫系統(tǒng)通過將兩個連續(xù)的低能電擊傳遞給纖維性顫動的心臟，并且在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加第二個這樣的低能電擊，從而有效地為纖維性顫動的心臟去顫。
本方面的各個實(shí)施例提供了某些優(yōu)點(diǎn)，并克服了常規(guī)去顫技術(shù)的某些缺陷。不是所有本發(fā)明的實(shí)施例都有同樣的優(yōu)點(diǎn)，而那些共有優(yōu)點(diǎn)可能并不在所有情況下都共有這些優(yōu)點(diǎn)。也就是說，本發(fā)明提供大量優(yōu)點(diǎn)，包括所述的這種優(yōu)點(diǎn)，包括顯著的優(yōu)點(diǎn)是使用一個或多個對從兒童到成年的所有患者都安全有效的低能電流脈沖，為大大小小的患者去顫。本發(fā)明的這些和其它特性和優(yōu)點(diǎn)以及本發(fā)明各種實(shí)施例的結(jié)構(gòu)和工作原理將參照附圖在下面作詳細(xì)描述。
結(jié)合附圖，根據(jù)下面的詳細(xì)描述，可以更清楚地理解本發(fā)明的上述和其它優(yōu)點(diǎn)。附圖中同樣的標(biāo)號表示同樣的結(jié)構(gòu)或方法步驟，標(biāo)號最靠左的一個或者兩個數(shù)字表示所指部件首次出現(xiàn)的圖號，附圖中

圖1A和1B是本發(fā)明的低能量去顫方法的不同實(shí)施例的流程圖。
圖2是根據(jù)本發(fā)明的一個實(shí)施例配置為傳遞連續(xù)的低能去顫脈沖的示范性電療裝置的簡化框圖。
圖3是本發(fā)明的能量傳遞系統(tǒng)的一個實(shí)施例的高級框圖。
圖4是根據(jù)本發(fā)明的一個實(shí)施例圖3所示能量傳遞系統(tǒng)的示意圖。
圖5是圖2所示患者監(jiān)視電路的一個實(shí)施例的功能框圖。
圖6是圖5所示患者監(jiān)視電路的一個實(shí)施例的詳細(xì)示意圖。
正常心肌細(xì)胞在細(xì)胞界限上具有約90mv的電壓差。當(dāng)心肌細(xì)胞受電刺激而激活時(shí)，由細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外之間的正常電壓差引起的電極化被破壞，這時(shí)心肌被成為“去極化”。去極化的心肌細(xì)胞稱之為處于不應(yīng)狀態(tài)。不應(yīng)細(xì)胞不會響應(yīng)于進(jìn)一步的內(nèi)部或者外部電刺激而產(chǎn)生新的活性。在去極化之后，心臟細(xì)胞開始重建正常電壓差。這個過程稱之為“再極化”。細(xì)胞可能要用幾百毫秒完成再極化過程。被給予足夠長時(shí)間重建充分大電壓極化的心肌細(xì)胞自此容易去極化。這些心肌細(xì)胞稱之為“非不應(yīng)”。在細(xì)胞已去極化直到再次非不應(yīng)所需的時(shí)間間隔叫做不應(yīng)期。
細(xì)胞電壓極化的破壞能夠使附近的細(xì)胞活化。這些附近的細(xì)胞又喪失它們的電壓極化，并刺激附近其它的細(xì)胞。用這種方式，去極化活動可傳遍心臟。在任何指定瞬間，心肌細(xì)胞去極化的位置稱之為去極化波前。隨著去極化波前在心臟中的推移，它們把非不應(yīng)細(xì)胞轉(zhuǎn)換為不應(yīng)細(xì)胞，這些細(xì)胞隨后再極化成為非不應(yīng)的，如上所述。在纖維性顫動心臟中，去極化波前以無序方式穿過心肌。在纖維性顫動期間的瞬間，總是有處于所有可能極化狀態(tài)的細(xì)胞，防止心肌有組織的活化以得到血液泵送。
臨床上最廣泛接受的扭轉(zhuǎn)心室纖顫危及生命狀況的療法，是經(jīng)胸廓電去顫，其中通過通常稱為去顫電極或電極墊的電極對胸腔表面施加電脈沖。由于所有心肌細(xì)胞同時(shí)經(jīng)受去顫電擊，因此不同的心肌細(xì)胞在其電周期內(nèi)相對不同的時(shí)刻經(jīng)受電擊。當(dāng)此脈沖產(chǎn)生足夠幅度的電流密度，以同時(shí)導(dǎo)致關(guān)鍵性的大量心肌細(xì)胞不應(yīng)時(shí)，就會出現(xiàn)去顫。然而，由電擊傳遞的得到這種分布廣泛的電流密度的必須能量可能造成有害影響，從暫時(shí)的傳導(dǎo)異常到心肌壞死。典型的AED設(shè)計(jì)成用單個電擊量級成功地為幾乎所有患者去顫。這種電擊能量級可顯著超過較小患者所需的電流密度，還增加了有害影響的概率。
本發(fā)明提供一種經(jīng)胸廓的電去顫方法和裝置，通過向纖維性顫動的心臟傳遞連續(xù)的低能電擊，其中第二個這種電擊在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加，從而有效地為纖維性顫動的心臟去顫。這種低能量電擊產(chǎn)生幅度足以同時(shí)使一部分心肌細(xì)胞處于不應(yīng)狀態(tài)的電流密度，所述部分少于為心臟去顫所必需的部分。兩個或更多個低能電擊中的各個電擊與纖維性顫動的開始或重新開始同步地施加，其復(fù)合效果導(dǎo)致成功地為纖維性顫動的心臟去顫。
具體地說，第一低能電擊的應(yīng)用引起足以使一部分心肌細(xì)胞去極化的電流密度，該部分一般比使心肌能夠恢復(fù)到正常竇性心律所必需的要少。然后，響應(yīng)于第一電擊，一些細(xì)胞去極化并進(jìn)入不應(yīng)狀態(tài)，而其它細(xì)胞沒有去極化并保持非不應(yīng)。
不管第一電流脈沖，那些保持非不應(yīng)的細(xì)胞的極化電荷隨著細(xì)胞的不同而不同。這些保留在細(xì)胞膜內(nèi)的殘留電荷接下來可使細(xì)胞去極化。這些細(xì)胞將首先再極化到這樣一種水平，該水平導(dǎo)致稱之為重新開始的纖維性顫動的自發(fā)去極化。也就是說，纖維性顫動活動在應(yīng)用了第一低能脈沖后將重新開始，這是由于較低電流密度細(xì)胞隨后去極化到它們自然的不應(yīng)狀態(tài)。
在這種ECG活動開始時(shí)，給予第二低能電擊。該第二低能電擊將使最初去極化的細(xì)胞處于其不應(yīng)狀態(tài)。一些最初去極化的細(xì)胞仍將在應(yīng)用第二電擊之前開始再極化。那些細(xì)胞將被維持在其不應(yīng)狀態(tài)以響應(yīng)于第二電擊。任何最初去極化而確實(shí)在第一電擊之后開始再極化的細(xì)胞將再次去極化，以響應(yīng)于第二電擊。此外，第二電擊將可能會對之前已獲得可轉(zhuǎn)化狀態(tài)的其它細(xì)胞去極化。這種去極化總是與自發(fā)去極化的較低電流密度細(xì)胞的去極化同步發(fā)生，標(biāo)志著重新開始去顫的開始。處于不應(yīng)狀態(tài)的細(xì)胞響應(yīng)于連續(xù)脈沖，和自然去極化細(xì)胞一起，形成決定性的大量不應(yīng)心肌細(xì)胞，使心臟能夠恢復(fù)到正常的竇性心律。
因此，通過在纖維性顫動剛有跡象時(shí)隨即施加低能脈沖，本發(fā)明的連續(xù)脈沖使心肌處于這樣一種狀態(tài)，其中心肌能響應(yīng)正常的竇性心律，無需心肌細(xì)胞獲得由常規(guī)去顫脈沖造成的電流密度的幅度。也就是說，通過利用心臟重新開始纖維性顫動的傾向，本發(fā)明提供充足的能量來實(shí)現(xiàn)去顫，同時(shí)使加到心肌的峰值電流最小。這減少了大電流密度引起的大量不良效果的可能性。例如，降低了心肌壞死的可能性，增加了患者存活的概率。此外，可能可行的是使用對從兒童到成人的所有患者都安全和有效的一個或多個低能電流脈沖，可以為所有大大小小的患者去顫。這會使AED能夠?qū)崿F(xiàn)最優(yōu)地為所有患者去顫的單個電擊方案。進(jìn)而，這種較低能量電流導(dǎo)致較低的施加電壓，它可以減少外部去顫器的尺寸，重量和實(shí)現(xiàn)成本。
本發(fā)明的示范性實(shí)現(xiàn)如圖1A和1B所示。參考圖1A，在框102施加第一低能脈沖，在框104監(jiān)視心臟。一旦檢測到纖維性顫動事件，則在框106施加第二低能電擊。如果第一電擊后ECG活動表示非纖維性顫動，那么患者對單獨(dú)的第一電擊反應(yīng)良好，則不應(yīng)該進(jìn)行第二次電擊。這種患者可能是例如兒童。
在如圖1B所示的備選實(shí)施例中，本發(fā)明施加多個低能電擊，其中的每次電擊響應(yīng)于一次纖維性顫動事件的檢測。在施加了第二電擊之后，再次監(jiān)視患者的ECG活動。萬一患者再次有纖維性顫動，則施加第三脈沖，并再次監(jiān)視心臟。這個過程可以重復(fù)任意預(yù)定次數(shù)，直到在框114檢測到非纖維性顫動的ECG活動。非纖維性顫動ECG活動通過在電擊和ECG活動跡象初現(xiàn)之間足夠時(shí)延來識別。
在另一實(shí)施例中，在判定是否向患者施加另一電擊時(shí)可以考慮其它因素。例如，圖1B所示的循環(huán)可以重復(fù)，直到傳遞一定數(shù)量的低能脈沖。
本文將參照一個示范性電療裝置描述本發(fā)明的各方面和實(shí)施例。適合結(jié)合到本發(fā)明中的外部去顫器的簡化框圖如圖2所示。外部去顫器200按照本發(fā)明，包括必需的部件以為患者去顫。應(yīng)當(dāng)理解，由于這種去顫器是本技術(shù)領(lǐng)域所周知的，這里所述的和顯示于圖2中的部件局限于那些實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的部件。在下述描述中，想象外部去顫器200是諸如AED的便攜式外部去顫器。
外部去顫器200的部件的操作受控制器206控制?？刂破?06可實(shí)施為微處理器、門陣列、專用集成電路(ASIC)或其它控制邏輯結(jié)構(gòu)，以及它們的任何組合。可取的是，控制器206實(shí)現(xiàn)為在市場上可買到的微處理器上執(zhí)行的軟件代碼中。一般而言，這種軟件代碼存儲于可由微處理器訪問的存儲器中(未示出)。如下面將詳細(xì)描述的那樣，控制器206控制去顫器200的其它部件，以實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的論述。
外部去顫器200包括向患者(未示出)傳遞能量的能量傳遞系統(tǒng)202。能量傳遞系統(tǒng)202連接到兩個電擊208A、208B以及電源210。響應(yīng)于控制器206，能量傳遞系統(tǒng)104向放置在患者身上各個預(yù)定位置的電極208傳遞一系列低能電擊。有許多可以實(shí)現(xiàn)的能量傳遞系統(tǒng)202的實(shí)施例。一個這樣的能量傳遞系統(tǒng)202的示范性實(shí)施例如下詳述。
患者監(jiān)視電路204監(jiān)視患者的心律并判定心臟是否在作纖維性顫動。在這個實(shí)施例中，患者監(jiān)視電路204從集成于去顫電極208內(nèi)的傳感器接收信息。患者監(jiān)視器204根據(jù)本發(fā)明的論述，向控制器206提供數(shù)字化ECG信號，該信號由控制器206處理，以控制能量傳遞系統(tǒng)202?；颊弑O(jiān)視電路204有一個足以以高精度測量的動態(tài)范圍，并能夠在去顫事件后快速恢復(fù)?；颊弑O(jiān)視電路204如下詳述。
可包括未在本申請中具體描述的某些上述和其它裝置部件并將其配置成按照授予Cameron等人的美國專利No.5607454，題為“電療方法和裝置”的專利中所述的方式工作，所述專利的公開內(nèi)容的全部通過引用結(jié)合于本文中。
圖3是按照本發(fā)明的一個實(shí)施例的能量傳遞系統(tǒng)202的高級功能框圖。圖4是能量傳遞系統(tǒng)202的一個實(shí)現(xiàn)的示意框圖。如所述，能量傳遞系統(tǒng)202響應(yīng)于控制器206產(chǎn)生的命令，對患者給予連續(xù)的低能電擊。在這個說明性實(shí)施例中，能量傳遞系統(tǒng)202構(gòu)造并配置成連續(xù)傳遞兩個這樣的低能脈沖。
能量傳遞系統(tǒng)202包括高壓(HV)充電電路302，該電路從電源210接收能量，并對多個充電電容304充電。HV充電電路302對電容304充電以響應(yīng)于控制器206產(chǎn)生的充電控制命令308。充電電容304包括多個電容或電容組，以存儲要在每個這種低能電擊期間傳遞的能量。存儲于這些電容中的能量的獨(dú)立傳遞由多電荷傳遞開關(guān)306控制。多充電傳遞開關(guān)306響應(yīng)于電擊控制信號310，傳遞獨(dú)立的電流脈沖到去顫器的去顫電極208。
現(xiàn)在參照圖4，HV充電電路302包括變壓器422，其主線圈L1連接到電源控制電路424。電源控制電路424連接到例如電池的作為直流電流源的電源模塊210。電源控制424可以是任何熟知的已經(jīng)或以后開發(fā)的電源開關(guān)電路，該電路在變壓器422的L1上提供交流電流。這種電源控制電路一般包括接地的FET開關(guān)，該開關(guān)為變壓器422的線圈L1提供電流脈沖。
連接在變壓器422的次級線圈L2上的是兩個高電壓去顫電容414和416。次級線圈L2的正極分別通過二極管420和418連接到電容414和416。L2上產(chǎn)生的交流電流由二極管428和420整流，從而得到一系列加到電容414，416的正電流脈沖。正如本技術(shù)領(lǐng)域所熟知的那樣，這樣的電流脈沖使能量集聚在電容414，416上。如所述，在這個說明性實(shí)施例中，電療裝置100對纖維性顫動的患者施加兩個連續(xù)的低能電流脈沖。由于必需累積在這種高壓電容中大量能量，對電容414，416充電需要相對長的時(shí)間。在這個說明性的實(shí)施例中，利用單個電容來傳遞這種低能充電脈沖序列中的各個低能脈沖。然而，應(yīng)當(dāng)理解，在備選實(shí)施例中，單個電容可用于傳遞兩個連續(xù)的低能電擊。在這種實(shí)施例中，各次電擊這樣取得通過讓一個電容部分放電和/或通過迅速在足夠短的時(shí)間內(nèi)對其充電以得到第二電擊。還應(yīng)當(dāng)理解，在這個示范性描述中，單電容414，416用于傳遞各個低能量電擊。在備選實(shí)施例中，各電容414，416分別用兩個或更多物理上分開而電氣上串聯(lián)或并聯(lián)的電容代替，以得到電容414，416表示的等效電容量。
在各電流脈沖期間傳遞的能量由各電容414，416的容量、放電時(shí)間和患者阻抗決定。在圖4所示的實(shí)現(xiàn)中，電容414，416同時(shí)充電，具有同樣的容量100μf。如果以同樣的方式充電，得到的第一和第二低能脈沖將傳遞同樣的能量。本領(lǐng)域的普通技術(shù)人員能理解，本發(fā)明所產(chǎn)生的電流脈沖所傳遞的能量不必相同，且可動態(tài)調(diào)節(jié)。例如，在一個備選實(shí)施例中，電容414，416具有不同電容量，從而得到不同能量的低能脈沖。在另一實(shí)施例中，由變壓器422提供的正電流脈沖通過簡單的開關(guān)網(wǎng)絡(luò)控制，以控制電容414、416的充電。在又一個實(shí)施例中，多充電傳遞電路306控制各電容的放電，以提供具有不同能量的去顫電擊。
如所述，多充電傳遞開關(guān)306將單個電容304連接到去顫電擊208，以響應(yīng)于一個或更多由控制器206產(chǎn)生的電擊控制信號310。在圖5所示的實(shí)施例中，多充電傳遞開關(guān)306實(shí)現(xiàn)成兩個H橋，各H橋?qū)㈦娙?14，416電連接到去顫電擊208。為了降低成本和復(fù)雜性，某些開關(guān)包括在兩個H橋中，如下所述。
一個H橋包括開關(guān)402，404，410和412，以控制電容416和去顫電極208之間的電連接。類似地，第二H橋包括開關(guān)406，408，410和412，以控制電容414和去顫電極208之間的電連接。應(yīng)該理解，可以控制雙H橋向去顫電極施加例如單相或者雙相脈沖。例如，在一個實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明的能量傳遞系統(tǒng)202施加的第一和第二低能脈沖是雙相脈沖。為了從電容416向電極208施加雙相脈沖，開關(guān)402和412閉合，開關(guān)404和410斷開。這使電極208A連接到電容416而電極208B連接到地。然后，為了反轉(zhuǎn)極性，開關(guān)402和412斷開而開關(guān)404和410閉合，以使電極208A連接到地而電極208B連接到電容416。應(yīng)當(dāng)理解，由多充電傳遞電路306執(zhí)行類似的切換操作，以利用電容414施加雙相脈沖。也就是，開關(guān)406和412閉合而開關(guān)408和410斷開，以將電極208A連接到電容414而電極208B連接到地，以得到雙相脈沖的第一相。然后，為了反轉(zhuǎn)極性，開關(guān)406和412斷開而開關(guān)408和410閉合，以連接電極208A到地而電極208B連接到電容414。
如所述，患者監(jiān)視電路204向控制器206提供數(shù)字ECG信號?；颊弑O(jiān)視電路204是直流耦合的具有動態(tài)范圍的測量電路，它把直流偏置電壓以監(jiān)視的EDG信號分辨率數(shù)字化，以在去顫事件后提供相對快速的的恢復(fù)。圖5是患者監(jiān)視電路204的主要部件的高級框圖。圖6是患者監(jiān)視電路204的一個實(shí)現(xiàn)的更詳細(xì)示意圖。參考圖5，患者監(jiān)視電路204包括緩沖放大電路502，該電路在把ECG信號提供給A/D(模數(shù))轉(zhuǎn)換器506之前緩沖檢測到的ECG信號。共模對消電路504是反饋電路，它動態(tài)補(bǔ)償患者電壓和監(jiān)視電路204的電壓之間的電壓差。模數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器506把控制器206所用的ECG信號數(shù)字化。
緩沖放大電路502有很多實(shí)現(xiàn)，其中之一如圖6所示。參照圖6，緩沖放大電路502包括緩沖放大器606，該放大器連接到各電極208。具體講，緩沖放大器606A電連接到電極208A，而緩沖放大器606B電連接到電極208B。插在緩沖放大器606和對應(yīng)的電極208之間的是保護(hù)電阻610A，610B和保護(hù)二極管618A，618B，以保護(hù)相應(yīng)的緩沖放大器606A，606B。緩沖放大器606在把ECG電壓信號提供給A/D轉(zhuǎn)換器506之前，緩沖ECG電壓信號。A/D轉(zhuǎn)換器506在下面詳細(xì)描述。然而應(yīng)該理解，緩沖放大電路502的設(shè)計(jì)和部件選擇不被視為在本領(lǐng)域普通技術(shù)人員的范圍之外，這里不作進(jìn)一步描述。
如所述，患者監(jiān)視電路204還包括共模對消電路504。共模對消電路504使共模噪聲最小，而基本上沒有降低監(jiān)視電路204的差模阻抗。如圖6所示，共模對消電路504與緩沖放大電路502并聯(lián)。
共同的目的是提供具有非常高輸入阻抗以使到測量裝置的電流和高阻抗患者/電極接口上的伴隨壓降最小。共模對消電路504包括電阻612，它從電極208連接到緩沖放大電路502的各輸入線。電阻612A和612B連接在公共節(jié)點(diǎn)620。電極208上的差分電壓看到的輸入阻抗由電阻612A和612B的值確定。在圖6所示的實(shí)施例中，這些都是2兆歐電阻，差分阻抗是4兆歐。
眾所周知的是，患者電壓不同于監(jiān)視電路204的參考電壓，且相對于它變化。在這個說明性的實(shí)施例中，參考電壓是提供給運(yùn)算放大器608的正輸入端的地信號622。該參考電壓和共模電壓之間的差反應(yīng)在緩沖放大器606的輸出的信號變化中。這個信號作為反饋信號通過電阻614A和614B提供給共模對消電路504。在這個說明性的實(shí)施例中，電阻614都是100K的電阻。電阻614的相對端彼此電連接，并連接到運(yùn)算放大器608的負(fù)輸入端。這樣，電阻614是并行的，且所得的電流提供給運(yùn)算放大器608的負(fù)輸入端和1000pF的電容616。當(dāng)運(yùn)算放大器608檢測到參考電壓622和監(jiān)視的患者電壓之間的差時(shí)，運(yùn)算放大器608通過2兆歐電阻612驅(qū)動足以對消電壓差的電流。因此，共模對消電路504提供防止ECG信號失真的高差分阻抗以及相對于監(jiān)視電路204穩(wěn)定患者電壓的低共模阻抗。
如所述，緩沖放大電路502的輸出提供到A/D轉(zhuǎn)換器506，該輸出將為控制器206而數(shù)字化。在這個示范性實(shí)施例中，A/D轉(zhuǎn)換器506包括兩個24位的A/D轉(zhuǎn)換器602A，602B，每個轉(zhuǎn)換器轉(zhuǎn)換緩沖放大器606產(chǎn)生的模擬信號。如所述，本發(fā)明根據(jù)監(jiān)視的ECG信號產(chǎn)生兩個或更多連續(xù)的電擊。連續(xù)的電擊必須迅速出現(xiàn)。于是，24位轉(zhuǎn)換器602最好用這樣的部件實(shí)現(xiàn)，它們在去顫事件之后能夠快速恢復(fù)。例如，在一個實(shí)施例中，A/D轉(zhuǎn)換器602在去顫電擊之后約50ms內(nèi)對ECG信號數(shù)字化。為此，所選24位A/D轉(zhuǎn)換器602的有效動態(tài)范圍考慮到了直流偏置電壓的漂移，它可以以希望的分辨率對全范圍的ECG信號數(shù)字化。
應(yīng)當(dāng)理解，其它實(shí)現(xiàn)可以用于其它應(yīng)用中。例如，緩沖放大器電路502可包括產(chǎn)生由單個A/D轉(zhuǎn)換器數(shù)字化的單個信號的差分放大器。
控制器206實(shí)現(xiàn)常規(guī)的ECG信號處理以及實(shí)現(xiàn)本發(fā)明的去顫過程。在一個實(shí)施例中，根據(jù)本發(fā)明傳遞的各低能脈沖的能量在大約30到70焦耳之間。在備選實(shí)施例中，可實(shí)現(xiàn)其它低能量脈沖。例如，在一個實(shí)施例中，低能量脈沖傳遞在大約40到60焦耳之間，而在又一個實(shí)施例中，是50焦耳。本發(fā)明的方法可以如圖1A或1B所示實(shí)現(xiàn)，或者如某些它們的等效備選方案那樣實(shí)現(xiàn)。
應(yīng)當(dāng)理解，在本發(fā)明的精神和范圍內(nèi)，可以對本說明書中所描述的和附圖中所顯示的實(shí)施例作各種變化和修改。因此，以上描述和附圖中顯示的所有主題旨在說明而非限制。本發(fā)明僅為所附權(quán)利要求及其等效物限制。
權(quán)利要求
1.一種為纖維性顫動心臟去顫的方法，所述方法包括將第一低能電流脈沖施加到所述心臟；檢測在所述第一低能電流脈沖的所述應(yīng)用之后重新開始的心臟纖維性顫動；以及在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加第二低能電流脈沖。
2.如權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于還包括檢測在所述第二低能電流脈沖的所述應(yīng)用之后重新開始的心臟纖維性顫動；以及在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加第三低能電流脈沖。
3.如權(quán)利要求2所述的方法，其特征還在于重復(fù)所述檢測和應(yīng)用，直到心臟不再經(jīng)歷重新開始的纖維性顫動。
4.一種為患者的纖維性顫動心臟去顫的外部去顫器，它包括能量傳遞系統(tǒng)，它被構(gòu)造并配置為通過至少兩個加到患者身上的電極，順序地將兩個或更多個低能電擊傳遞給所述患者；患者監(jiān)視電路，它被構(gòu)造并配置為監(jiān)視所述患者的心律；以及控制器，它確定心臟是否正在作纖維性顫動并使所述能量傳遞系統(tǒng)在檢測到開始纖維性顫動時(shí)施加第一低能電擊，以及在檢測到重新開始纖維性顫動時(shí)施加第二低能電擊。
5.如權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述患者監(jiān)視電路從集成在所述去顫電極中的傳感器接收模擬ECG信號，并把數(shù)字化ECG信號提供給所述控制器。
6.如權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述能量傳遞系統(tǒng)包括多個充電電容，其中各個充電電容用于存儲將在單個低能電流脈沖中傳遞的能量；高壓充電電路，配置為從電源接收電能并對所述多個電容充電；以及多充電傳遞電路，它獨(dú)立地把所述多個電容中的各電容連接到所述電極以實(shí)現(xiàn)多個低能電流脈沖的傳遞。
7.如權(quán)利要求6所述的外部去顫器，其特征在于所述多個充電電容包括具有第一容量的第一電容；具有基本上與所述第一容量相同的第二容量的第二電容。
8.如權(quán)利要求7所述的外部去顫器，其特征在于所述第一容量和所述第二容量大約為100μf。
9.如權(quán)利要求6所述的外部去顫器，其特征在于所述高壓充電電路同時(shí)對所述多個電容充電。
10.如權(quán)利要求6所述的外部去顫器，其特征在于所述多充電傳遞電路控制所述各電容到所述電極的所述電連接，從而使所述第一和第二低能電流脈沖基本上傳遞不同的能量。
11.如權(quán)利要求6所述的外部去顫器，其特征在于所述多充電傳遞電路實(shí)現(xiàn)為兩個H橋形電路，各電路把所述多個電容之一電連接到所述去顫電擊。
12.如權(quán)利要求6所述的外部去顫器，其特征在于由所述低能電流脈沖傳遞的所述能量大致在30-70焦耳之間。
13.如權(quán)利要求6所述的外部去顫器，其特征在于所述患者監(jiān)視電路是直流耦合監(jiān)視電路，它被構(gòu)造并配置為在去顫事件之后足夠短的時(shí)間間隔內(nèi)監(jiān)視所述ECG信號，以便所述患者監(jiān)視電路準(zhǔn)確地檢測所述去顫事件之后發(fā)生的重新開始的纖維性顫動。
14.如權(quán)利要求13所述的外部去顫器，其特征在于所述患者監(jiān)視電路包括模數(shù)轉(zhuǎn)換器，它把所述ECG信號數(shù)字化以便由所述控制器所用；緩沖放大電路，它連接到所述電極，配置為在把ECG信號提供給所述模數(shù)轉(zhuǎn)換器之前對它們進(jìn)行緩沖；共模對消電路，它與所述緩沖放大電路并聯(lián)，配置為使共模噪聲減到最小，而基本上不降低所述患者監(jiān)視電路的差模阻抗。
15.如權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述多個充電電容中的各個電容包括兩個或多個在物理上分開但電氣上串聯(lián)的電容，以得到等效電容量。
16.如權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述去顫器是便攜式外部去顫器。
17.如權(quán)利要求14所述的外部去顫器、權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述便攜式外部去顫器是AED。
18.如權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述低能電流脈沖是雙相電流脈沖。
19.如權(quán)利要求4所述的外部去顫器，其特征在于所述低能電流脈沖是單相電流脈沖。
20.一種經(jīng)胸廓的電去顫系統(tǒng)，它通過將兩個連續(xù)的低能電擊傳遞給纖維性顫動的心臟，并且在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加所述第二個這樣的低能電擊，從而有效地為所述纖維性顫動的心臟去顫。
全文摘要
一種經(jīng)胸廓的電去顫方法和裝置，它通過對纖維性顫動的心臟施加連續(xù)低能量電擊，其中第二個這樣的電擊在重新開始的纖維性顫動發(fā)作時(shí)施加，從而有效地為纖維性顫動的心臟去顫。這種低能量電擊產(chǎn)生幅度足以使一部分心肌細(xì)胞同時(shí)處于不應(yīng)狀態(tài)的電流密度，所述部分的心肌細(xì)胞比為心臟去顫所必需的要少。兩個或更多低能電擊中的各個電擊與纖維性顫動的開始或重新開始同步地施加，其復(fù)合效果導(dǎo)致成功地為纖維性顫動的心臟去顫。
文檔編號A61N1/39GK1473060SQ02802906
公開日2004年2月4日 申請日期2002年7月10日 優(yōu)先權(quán)日2001年7月17日
發(fā)明者E·C·赫爾萊克森, E C 赫爾萊克森 申請人:皇家菲利浦電子有限公司