專利名稱：：用窄脈沖實現(xiàn)低能量除顫的方法及裝置的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
：本發(fā)明屬于脈沖除顫
技術(shù)領(lǐng)域：
，具體涉及一種能顯著降低除顫能量的方法與裝置。技術(shù)背景室顫是一種嚴(yán)重的心律失常，可由多種心臟病因(如心肌缺血、心肌病、心肌梗死、藥物中毒等)及非心臟病因(如觸電、溺水等)引起，劇烈運(yùn)動造成的特發(fā)性室顫也并非罕見。室顫發(fā)作時，各心肌細(xì)胞處于非協(xié)調(diào)、不同步的顫動狀態(tài)，整個心臟喪失了泵血功能，患者由于心、腦等重要臟器的缺血、缺氧而發(fā)生突發(fā)性死亡，謂之心源性猝死(SCD)。在室顫發(fā)作后的810分鐘內(nèi)如不能將其終止(除顫)，病人的存活幾率幾乎為零。目前，臨床上終止室顫的最有效方法是電擊除顫。通常采用高壓(1000伏以上)，大電流(數(shù)十安培)電擊心臟，使心肌的所有電活動被瞬間抑制，繼而恢復(fù)竇性(正常)心律。從上世紀(jì)60年代Lown提出直流脈沖除顫方法以來，按此原理設(shè)計的體外除顫器(ExternalDefibrillator)己廣泛地應(yīng)用于心臟急救。上世紀(jì)80年代，Mirowski發(fā)明的植入式心臟除顫器(ImplantableCardiacDefibrillator,ICD)亦已成功地用于惡性心律失?；颊叩拈L期治療，以防發(fā)生猝死。目前世界上已有十?dāng)?shù)萬人植入了ICD。電擊除顫固然有效，但過高的電擊能量(體外除顫需360焦耳，植入式除顫需30焦耳)不僅造成電極貼靠部位皮膚的灼傷、水腫，更給患者的身心帶來傷害(高能電擊后，表征心肌缺血的S-T段會抬高，表征心肌收縮能力的EF值，動脈壓AP會降低)。1990年，雙相除顫法(BiphaseDefibrillation)的提出，使體外除顫的能量大約降低了50%(200焦耳)，心肌損傷明顯降低。ICD中亦已采用雙相脈沖除顫。對ICD而言，除顫能量的降低還意味著延長ICD的使用壽命，減少手術(shù)更換次數(shù)及降低醫(yī)療費(fèi)用的開銷。綜上所述，在保證除顫成功率的前提下有效降低除顫能量是電除顫方法研究的核心問題，具有重要的臨床價值。
發(fā)明內(nèi)容本發(fā)明出于減小電擊除顫對人體特別是心臟的損傷，延長除顫器的使用壽命以及減小除顫器體積等目的，提出一種在保證電擊除顫成功率的前提下，有效降低除顫能量的方法與裝置。自從上世紀(jì)60年代以來，無論體外和體內(nèi)除顫都采用10—12ms脈寬的直流電擊，然而，采用常規(guī)的除顫電擊，室顫的終止往往發(fā)生在電擊的初始時的2-5毫秒內(nèi)，脈沖電擊的持續(xù)時間過長，無助于除顫，反而有損于心臟。本發(fā)明提出的用窄脈沖方法實現(xiàn)低能量除顫，具體來說，采用脈沖電擊除顫，當(dāng)放電波形為雙相指數(shù)截尾波時，每次電擊的脈沖總寬度為0.5mS4mS，優(yōu)選0.5mS4mS。本發(fā)明方法的提出基于以下依據(jù)依據(jù)l.室顫發(fā)生時，心肌各部位除極時刻不同，激動混亂、傳導(dǎo)無序，變幻莫測，處于混沌狀態(tài)。但是在任意時刻，總有部分心肌細(xì)胞脫離了不應(yīng)期而能響應(yīng)外來刺激并發(fā)生除極。而其余的心肌細(xì)胞處不應(yīng)期(每次激動后的休整期，大約100200mS)，兩者無規(guī)則地進(jìn)行交替以維持室顫。若能使整個心室的細(xì)胞都進(jìn)入不應(yīng)期，則室顫即可終止。采用電擊除顫就是在短時間內(nèi)對心臟施加電流，使整個心室進(jìn)入不應(yīng)期。心肌雜亂無章的電活動被終止，達(dá)到治療的目的。對于心肌細(xì)胞，只要流入細(xì)胞的電流達(dá)到除極閾值，便可引起除極。細(xì)胞除極的閾值取決于流入細(xì)胞的電流是否能使其靜息跨膜電位^^從一90mv提升到一65mv左右。而^1^=,，其中(^為膜電容，約為^/Vcm2;Ag進(jìn)入細(xì)胞膜的凈電量?？梢?，注入細(xì)胞內(nèi)的電量(電流X脈寬)決定了除極閾值。這一關(guān)系也適合于起搏，而且已得到普遍的確認(rèn)，并以有名的"起搏閾值的強(qiáng)度一持續(xù)期曲線"表達(dá)(圖l)。當(dāng)然，脈沖電擊除顫的成功與否還取決于下列因素(1)、電擊的強(qiáng)度，常用能量表示，(2)、電流在心肌中的分布，(3)、心臟本身的功能(健全性)。本發(fā)明只涉及因素(1)。起搏電流閾值的強(qiáng)度一持續(xù)期曲線，可由下式表示[/,(r)-7Jxr-常數(shù)其中/6代表電流基值或/,("=/6(1+^)，其中、——時值，它是曲線上具有2倍^值時對應(yīng)的時間(r)值；/,("為隨時間變化的電流值。曲線上方表示脫離不應(yīng)期的細(xì)胞能應(yīng)激，曲線下方表示無效剌激(即細(xì)胞處于不應(yīng)期)。依據(jù)2.脈沖電擊實質(zhì)上是使已脫離不應(yīng)期的心肌重新進(jìn)入不應(yīng)期。這個過程的本質(zhì)是使處于動作電位IV相的所有細(xì)胞在電的刺激下從靜息電位(一90mv)達(dá)到除極閾值電位(一65mv)。為此，可引用細(xì)胞電生理學(xué)的模型認(rèn)為細(xì)胞膜電位的提升^與注入細(xì)胞的電量Ag有關(guān)，即Mm-^，其中C^為膜電容。因此，(1)除顫與起搏一樣存在閾值，也同樣符合"全或無"定律。(2)對除顫起決定性作用的直接因素是電量而不是能量。依據(jù)3.據(jù)上述可知除顫可與起搏類比。只不過起搏時只要讓起搏電極下的一小片心肌達(dá)到閾值，發(fā)生除極后就可外傳到整個心臟。而除顫時，由于心肌喪失外傳功能，因此要讓整個心肌"處處起搏"需要的電流就要大得多。從宏觀意義下，描寫心肌組織的起搏閾值的"起搏閾值的強(qiáng)度一持續(xù)期曲線"關(guān)系曲線同樣適用于除顫場合。用公式表示即為閾值/々)=/6(1+&)r其中，^為電流基值；^為時值。當(dāng)r很小時，&1，則/7("><7=/6><^為常數(shù)，表示電量閾值為常數(shù)。而當(dāng)t很大時，々0")=常數(shù)，表示電流閾值為常數(shù)。電量閾值的表達(dá)式為gr(T)=/r(r)xr即&("=/Axr+Ax、是一截距為/6、的直線。能量闞值的表達(dá)式為&(r)="("x/xr，為二次曲線，其中R為心肌阻抗。其極小值點-&=。，^M^=A(T+2「+i)l+?！?綜上可見.-(1)從讓脫離不應(yīng)期的心肌受刺激到除極狀態(tài)的角度看，除顫與起搏是相同的，可套用相同的公式，得出相同的結(jié)論。(2)電流(或電壓)閾值隨脈寬的加寬是單調(diào)下降趨勢，但漸近線不為零，亦即有一基礎(chǔ)值。(3)電量閾值呈直線上升，r很小時，數(shù)值小，省電。(4)能量閨值曲線隨r的增加呈二次曲線，在r-r。時最低，除顫所需能量最小?？梢?，采用7"<7^的參數(shù)除顫，既省電又節(jié)能。除顫器裝置由圖2所示的心電采集模塊1、總控模塊2、除顫模塊3和液晶顯示+觸摸屏連接而成，其中，總控模塊2以嵌入式系統(tǒng)為核心，心電采集模塊1和除顫模塊3中各包含一個用于控制各自模塊工作的單片機(jī)?？偪啬K2通過第1串口與心電采集模塊l連接、通過第2串口與除顫模塊3連接，通過顯示器接口與液晶顯示器+觸摸屏4連接?？偪啬K2對心電采集模塊l通過第l串口傳來的心電圖進(jìn)行存儲，并在液晶顯示器+觸摸屏4中的液晶顯示器上顯示，將除顫模塊3通過第2串口傳來的除顫模塊3的狀態(tài)信息顯示在液晶屏上。液晶顯示器+觸摸屏4中的觸摸屏為總控模塊2的人——機(jī)接口，總控模塊2接收來自液晶顯示器+觸摸屏4中觸摸屏的用戶輸入信息，控制整個系統(tǒng)的工作。因此，用戶既可通過液晶顯示器+觸摸屏4中的觸摸屏對系統(tǒng)工作參數(shù)進(jìn)行設(shè)定，包括除顫模塊3的放電脈沖寬度、放電能量等；也可通過液晶顯示器+觸摸屏4中的觸摸屏發(fā)出"充電"、"放電"、"取消放電"等指令。心電采集模塊1的內(nèi)部結(jié)構(gòu)如圖4所示。由高壓保護(hù)電路14、差分前置放大器15、RC高通濾波器16、50Hz陷波器17、主放+增益控制18、二階有源低通濾波器19、輸出放大器20和單片機(jī)控制單元21依次連接而成。心電采集模塊的輸入為來自人體心電信號，經(jīng)差分前置放大器15的放大，輸入信號中的差膜成分得到放大而共模成分受到抑制；為了消除極化電壓和50Hz工頻干擾的影響，差分前置放大器15的輸出要經(jīng)過RC高通濾波器16和50Hz陷波器17的濾波處理，然后進(jìn)入主放+增益控制電路18，在這個環(huán)節(jié)，心電信號得到進(jìn)一步的放大，并可根據(jù)實際情況選擇合適的放大倍數(shù)；主放+增益控制18的輸出接至二階有源低通濾波器19的輸入端，以減小高頻干擾的影響；二階有源低通濾波器19的輸出連接到輸出放大器20，將信號放大到要求的幅度；單片機(jī)控制單元21中的模/數(shù)轉(zhuǎn)換器(ADC)對輸出放大器20的輸出信號進(jìn)行采樣，將模擬信號轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號，并通過單片機(jī)控制單元21的第l串口傳送給總控模塊2。除顫模塊3如圖3所示，由MCU(單片機(jī))控制單元5、高壓充電電路6、儲能電容7、高壓監(jiān)測電路8、自放電電路9、IGBT驅(qū)動電路ll、主放電橋路12、除顫電極13及電流/電量/能量計量電路10等幾部分組成。其中控制單元5通過第2串口」與總控模塊2聯(lián)系，既可接收來自總控模塊2的控制指令，也可將除顫模塊3的狀態(tài)信息發(fā)送給總控模塊2?？刂茊卧?根據(jù)總控模塊2的指令控制整個除顫模塊的工作。當(dāng)總控模塊2發(fā)出"充電"指令時，控制單元5啟動高壓充電電路6對儲能電容7進(jìn)行充電，高壓監(jiān)測電路8則隨時對儲能電容7上的電壓進(jìn)行測量，并將測量結(jié)果反饋給控制單元5，控制單元5將由總控模塊2發(fā)來的充電目標(biāo)值與儲能電容7上的實際電壓測量值進(jìn)行比較，一旦儲能電容7上的實際電壓值達(dá)到設(shè)定目標(biāo)，則充電停止；此時若總控模塊2發(fā)出"放電"指令和放電脈沖參數(shù)信息(包括脈沖寬度、脈沖數(shù)量)，控制單元5通過啟動IGBT驅(qū)動電路11控制主放電橋路12的動作，向除顫電極13發(fā)放滿足總控模塊2要求的電脈沖，同時通過電流/電量/能量計量電路10對放電的實際電流、電量和能量進(jìn)行測量、計算，并將測量結(jié)果反饋給控制單元5，作為除顫模塊3發(fā)給總控模塊2的狀態(tài)信息的一部分；若在充電完畢后，總控模塊2發(fā)出"取消放電"的指令，則控制單元5啟動自放電電路9，將儲能電容7上的電在除顫器內(nèi)部放掉。本發(fā)明裝置，控制除顫模塊3放電脈沖寬度為0.5ms-4ms。優(yōu)選O.5mS-2mS。下面結(jié)合附圖和實施例對本發(fā)明專利進(jìn)一歩說明。圖1為刺激閾值的強(qiáng)度一持續(xù)期曲線。圖2為本發(fā)明一種實施例的基本連接框圖。圖3為本發(fā)明一種實施例的除顫模塊框圖。圖4為本發(fā)明一種實施例的高壓充電電路。具體實施方式圖2給出了低能量除顫器的基本結(jié)構(gòu)框圖，由基于嵌入式系統(tǒng)的總控模塊2、除顫模塊3、心電采集模塊1和液晶顯示+觸摸屏4組成。總控模塊2以嵌入式系統(tǒng)ARM9為核心，管理協(xié)調(diào)著其它幾個模塊的工作，主要完成以下功能管理系統(tǒng)的人機(jī)接口；接收心電采集模塊l通過串口傳來的心電數(shù)據(jù)，對心電數(shù)據(jù)進(jìn)行保存并送液晶顯示器實時顯示；接收除顫模塊3傳來的狀態(tài)信息，并實時顯示在液晶顯示器上；根據(jù)對心電圖的觀察，由操作者通過觸摸屏輸入指揮系統(tǒng)工作的命令，包括控制除顫模塊進(jìn)行充電，取消放電，放電，設(shè)置放電波形等，特別可對除顫模塊放電脈沖的寬度進(jìn)行設(shè)置，方便在低能量除顫的實驗中比較不同放電脈沖寬度對除顫效果的影響。心電采集模塊3的主要工作是采集來自人體的心電信號，經(jīng)過放大、濾波等處理后轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號通過串口發(fā)送給總控模塊2進(jìn)行顯示和存儲。除顫模塊3通過串口與總控模塊2進(jìn)行通訊。一方面總控模塊2通過串口向除顫模塊3發(fā)送命令，控制除顫模塊3的動作，另一方面除顫模塊3則通過串口把自身的狀態(tài)(如電池電壓，當(dāng)前電容電壓，當(dāng)前設(shè)定好的放電波形等)發(fā)送給總控模塊3。為了實現(xiàn)以上復(fù)雜的功能，選用ATmega8L單片機(jī)對整個除顫模塊3的工作進(jìn)行控制。系統(tǒng)對單片機(jī)硬件資源的要求及配置如下ADCO用于監(jiān)測電池電壓。ADC1用于監(jiān)測充電時儲能電容7的電壓。TimerO(8位定時器/計數(shù)器)用于產(chǎn)生100us的時間片，以實現(xiàn)多任務(wù)分時處理。TimerlU6位定時器/計數(shù)器)用于產(chǎn)生輔助電源的驅(qū)動方波。Timer2(16位定時器/計數(shù)器)用于產(chǎn)生高壓充電電路的方波。串行接口采用異步通訊模式，與總控模塊2進(jìn)行通訊。幾個通用輸出口，分別用于指示燈控制，IGBT驅(qū)動信號，自放電電路控制信號等。除顫模塊3對實時性有一定要求，而且功能相對來說比較復(fù)雜。為了滿足一定的實時性要求和更好地組織控制程序的結(jié)構(gòu)，單片機(jī)的控制程序采用了多任務(wù)分時機(jī)制。程序中設(shè)立了一個64字節(jié)的消息隊列。其中的消息有單片機(jī)自身產(chǎn)生的與時間相關(guān)的消息，也有由總控模塊通過串口傳來的消息。本模塊可以分成四個狀態(tài)待命(StandBy)，充電(Charging),一切就緒(Ready)和放電(Shocking)。消息循環(huán)的主要工作是如果消息隊列中有消息，則從隊列中取出消息，然后根據(jù)當(dāng)前該模塊所處的狀態(tài)對消息進(jìn)行相應(yīng)的處理。之后，馬上返回消息循環(huán)，等待下一個消息。從宏觀上看，這種消息到消息處理的程序結(jié)構(gòu)就是一個并行的執(zhí)行機(jī)制，具有多任務(wù)特性。由總控模塊2發(fā)給除顫模塊3的命令或信息有以下幾類設(shè)置目標(biāo)電壓并進(jìn)行充電、進(jìn)行電擊、取消電擊、設(shè)定放電脈沖的寬度及時間間隔的信息。除顫模塊3在接收到這些命令或信息后，根據(jù)其當(dāng)時所處的狀態(tài)(共有待命、充電、一切就緒或放電四種狀態(tài))，以不同的方式執(zhí)行命令。下面介紹除顫模塊3執(zhí)行命令的過程當(dāng)除顫模塊3接收到"設(shè)置目標(biāo)電壓并進(jìn)行充電"的命令后，即將高壓監(jiān)測電路8反饋至MCU控制單元5的反映儲能電容7實際電壓的數(shù)據(jù)與目標(biāo)電壓進(jìn)行比較，若目標(biāo)電壓〉實際電壓，則啟動高壓充電電路6對儲能電容7進(jìn)行充電，在充電過程中不斷比較實際電壓與目標(biāo)電壓，直至兩者相等(誤差不超過5%);若目標(biāo)電壓〈實際電壓，則MCU控制單元5啟動自放電電路9，使儲能電容在除顫模塊內(nèi)部放電，在放電過程中不斷將由高壓監(jiān)測電路測得的實際電壓與目標(biāo)電壓比較，當(dāng)兩者相等(誤差不超過5)時停止放電。充電完成后，除顫模塊3處于"一切就緒"狀態(tài)，此時若接收到總控模塊發(fā)來的"放電"指令，MCU控制單元5啟動IGBT驅(qū)動電路11，控制由IGBT組成的主放電橋路12的動作，按照設(shè)定的放電脈沖寬度、個數(shù)和脈沖間的時間間隔等要求對除顫電極13放電，在放電過程中電流/電量/能量計量電路10對放電電流、電量和能量等參數(shù)進(jìn)行測量，并將測量結(jié)果反饋給MCU控制單元5，然后再通過串口發(fā)送給總控模塊2進(jìn)行存儲和顯示。若總控模塊2向除顫模塊3發(fā)來"取消放電"的指令，除顫模塊3中的MCU控制單元5將啟動自放電電路9，將儲能電容7的電在除顫器內(nèi)部放掉。權(quán)利要求1、一種用窄脈沖實現(xiàn)低能量除顫的方法，其特征在于采用脈沖電擊除顫，當(dāng)放電波形為雙相指數(shù)截尾波時，每次電擊的脈沖總寬度為0.5ms-4ms。2、一種用窄脈沖實現(xiàn)低能量除顫的裝置，其特征在于心電采集模塊(1)、總控模塊(2)、除顫模塊(3)和液晶顯示+觸摸屏(4)連接而成，其中，總控模塊(2)以嵌入式系統(tǒng)為核心，心電采集模塊(1)和除顫模塊(3)中各包含一個用于控制各自模塊工作的單片機(jī)；總控模塊(2)通過第l串口與心電采集模塊(1)連接、通過第2串口與除顫模塊(3)連接，通過顯示器接口與液晶顯示器+觸摸屏(4)連接；總控模塊(2)對心電采集模塊(1)通過第l串口傳來的心電圖進(jìn)行存儲，并在液晶顯示器+觸摸屏(4)中的液晶顯示器上顯示；將除顫模塊(3)通過第2串口傳來的除顫模塊(3)的狀態(tài)信息顯示在液晶屏上；液晶顯示器+觸摸屏(4)中的觸摸屏為總控模塊(2)的人——機(jī)接口，總控模塊(2)接收來自液晶顯示器+觸摸屏(4)中觸摸屏的用戶輸入信息，控制整個系統(tǒng)的工作。3、根據(jù)權(quán)利要求2所述的用窄脈沖實現(xiàn)低能量除顫的裝置，其特征在于所述的心電采集模塊(1)由高壓保護(hù)電路(14)、差分前置放大器(15)、RC高通濾波器(16)、50Hz陷波器(17)、主放+增益控制(18)、二階有源低通濾波器(19)、輸出放大器(20)和單片機(jī)控制單元(21)依次連接而成；心電采集模塊的輸入為來自人體心電信號，經(jīng)差分前置放大器(15)的放大，輸入信號中的差膜成分得到放大而共模成分受到抑制；差分前置放大器(15)的輸出經(jīng)過RC高通濾波器(16)和50Hz陷波器(17)的濾波處理，然后進(jìn)入主放+增益控制電路(18)，心電信號得到進(jìn)一步的放大；主放+增益控制(18)的輸出接至二階有源低通濾波器(19)的輸入端，以減小高頻干擾的影響；二階有源低通濾波器(19)的輸出連接到輸出放大器(20)，將信號放大到要求的幅度；單片機(jī)控制單元(21)中的模/數(shù)轉(zhuǎn)換器對輸出放大器(20)的輸出信號進(jìn)行采樣，將模擬信號轉(zhuǎn)化為數(shù)字信號，并通過單片機(jī)控制單元(21)的第l串口傳送給總控模塊(2)。4、根據(jù)權(quán)利要求2所述的用窄脈沖實現(xiàn)低能量除顫的裝置，其特征在于所述除顫模塊(3)由MCU控制單元(5)、高壓充電電路(6)、儲能電容(7)、高壓監(jiān)測電路(8)、自放電電路(9)、IGBT驅(qū)動電路(11)、主放電橋路(12)、除顫電極(13)及電流/電量/能量計量電路(10)組成；其中控制單元(5)通過第2串口與總控模塊(2)聯(lián)系，既可接收來自總控模塊(2)的控制指令，也可將除顫模塊(3)的狀態(tài)信息發(fā)送給總控模塊(2);控制單元(5)根據(jù)總控模塊(2)的指令控制整個除顫模塊的工作；當(dāng)總控模塊(2)發(fā)出"充電"指令時，控制單元(5)啟動高壓充電電路(6)對儲能電容(7)進(jìn)行充電，高壓監(jiān)測電路(8)則隨時對儲能電容(7)上的電壓進(jìn)行測量，并將測量結(jié)果反饋給控制單元(5)，控制單元(5)將由總控模塊(2)發(fā)來的充電目標(biāo)值與儲能電容(7)上的實際電壓測量值進(jìn)行比較，一旦儲能電容(7)上的實際電壓值達(dá)到設(shè)定目標(biāo)，則充電停止；若總控模塊(2)發(fā)出"放電"指令和放電脈沖參數(shù)信息，控制單元(5)通過啟動IGBT驅(qū)動電路(11)控制主放電橋路(12)的動作，向除顫電極(13)發(fā)放滿足總控模塊(2)要求的電脈沖，同時通過電流/電量/能量計量電路(10)對放電的實際電流、電量和能量進(jìn)行測量、計算，并將測量結(jié)果反饋給控制單元(5)，作為除顫模塊(3)發(fā)給總控模塊(2)的狀態(tài)信息的一部分；若在充電完畢后，總控模塊(2)發(fā)出"取消放電"的指令，則控制單元(5)啟動自放電電路(9)，將儲能電容(7)上的電在除顫器內(nèi)部放掉。全文摘要本發(fā)明屬于脈沖除顫
技術(shù)領(lǐng)域：
，具體為一種用窄脈沖實現(xiàn)低脈沖除顫的方法與裝置。本發(fā)明方法是當(dāng)除顫的放電波形為雙相指數(shù)截尾波時，每次電擊的脈沖寬度為0.5ms-4ms。相應(yīng)于該方法，除顫裝置包括心電采集模塊、總控模塊、除顫模塊和液晶顯示+觸摸屏，其中，總控模塊以嵌入式系統(tǒng)為核心，心電采集模塊和除顫模塊中各包含一個用于控制各自模塊工作的單片機(jī)。其中，除顫模塊中的放電脈沖寬度為0.5ms-4ms。本發(fā)明在保證電擊除顫成功率的前提下，能有效降低除顫裝置能量，減小除顫對人體的傷害，并延長除顫器的使用壽命。文檔編號A61N1/39GK101156977SQ200710046179公開日2008年4月9日申請日期2007年9月20日優(yōu)先權(quán)日2007年9月20日發(fā)明者方祖祥,楊翠微,鄔小玫申請人:復(fù)旦大學(xué)