專利名稱：除顫電路的制作方法
除顫電路
本申請系2008年12月05號遞交的申請號為200810218274.2的專利申請的分案申請，原申請的發明名稱為“除顫電路及方法”。技術領域
本申請涉及一種除顫電路。
背景技術：
根據有關統計資料，世界越來越多的人由于心臟病突發沒有得到有效及時的治療而喪失了生命，其中對人生命威脅最大的就是心室纖維性顫動，即心室喪失供血能力無法再為人體泵送所需要的血量一種狀態。根據醫學界的研究，針對心室纖顫最有效的治療方法就是對患者進行除顫，即利用一個大電流脈沖刺激心室恢復正常泵血功能。
早期的除顫一般采用單相波除顫，如圖1，即施加一個單向電流脈沖到患者心臟，以達到除顫的目的。單向波除顫一般有很高的電壓和電流，電壓往往達到4000V以上甚至5000V,電流也甚至達到幾百安培。因此往往在除顫的同時會導致患者的心肌損傷，降低了治療效果。
醫學界的研究表明，利用雙相波進行除顫治療，能很大程度提高除顫有效性，降低心肌損傷程度。雙相波可以在更低的能量和更低的電流下能獲得比單相波更高的除顫轉復率，故雙相波更加安全有效。目前新的除顫儀基本都是雙相波除顫儀。雙相波除顫是在患者胸阻施加一個正向的較大的電流治療脈沖后，緊跟著再施加一個反向的較小的電流脈沖。雙相波除顫的電壓和電流較單相波除顫小很多，最高電壓一般不超過2500V。應用較廣泛的一種雙相波是雙相指數截斷(BTE)波形，如圖2所示。
現有的雙相波除顫設備通常采用一個能量存儲模塊(例如電容)和相應的波形發生電路實現雙相波除顫。它首先利用能量存儲模塊的初始能量進行一相除顫放電；然后利用其剩余能量進行二相除顫放電。這種情況下，二相放電的初始放電電壓一定低于一相放電后的截止電壓，不易根據臨床情況實現靈活的電壓比、能量比、電荷比的控制。發明內容
本申請提供一種除顫電路，包括控制模塊、能量存儲模塊、波形發生電路和患者接口，所述波形發生電路連接在能量存儲模塊和患者接口之間，所述控制模塊分別與能量存儲模塊和波形發生電路連接，所述能量存儲模塊包括用于為一相波形的產生提供能量的第一能量存儲器件和用于為二相波形的產生提供能量的第二能量存儲器件，第一能量存儲器件和第二能量存儲器件 具有共同的正或負公共極，所述公共極耦合到波形發生電路，所述第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的另一個極也分別耦合到波形發生電路。


圖1為單相波除顫波形；
圖2為雙相截斷指數波波形；
圖3為雙相波除顫電路原理框圖4為本申請一種實施例的除顫控制流程圖5為本申請一種實施例的雙相波除顫波形圖6為本申請一種實施例的除顫電路原理框圖7為本申請一種實施例的除顫電路圖8為本申請另一種實施例的除顫控制流程圖9為本申請另一種實施例的除顫電路圖。
具體實施方式
本申請的特征及優點將通過實施例結合附圖進行詳細說明。
雙相波具有一相和二相兩個放電階段，第二相電流的極性與第一相相反，幅度通常比第一相低，應用較廣泛的雙相波是雙相指數截斷(BTE)波形，如圖2所示。
如圖3所示，除顫電路包括控制模塊、能量存儲模塊、波形發生電路和患者接口，能量存儲模塊為雙相波形的產生提供能量，所述控制模塊分別與能量存儲模塊和波形發生電路連接，控制模塊輸出一定的時序，控制波形發生電路在開和關狀態之間進行切換，以便使能量存儲模塊釋放的能量通過患者接口施加在患者身上。雙相波形在本文中分別稱為一相波形和二相波形，一相波形和二相波形流經患者的方向相反。能量存儲模塊包括用于為一相波形的產生提供能量的第一能量存儲器件和用于為二相波形的產生提供能量的第二能量存儲器件。
第一能量存儲器件和第二能量存儲器件可以分別是電容或電池。對電容通過充電電路進行充電，以便使電容儲能，需要除顫時，使電容通過波形發生電路放電使電流流經患者。
患者接口包括用于接觸患者的兩電極端子,在改進的實施例中，患者接口還包括繼電器，用于將波形發生電路的輸出端分別與兩電極端子接通或斷開，以便將除顫波形施加到患者身上或停止將除顫波形施加到患者身上。
波形發生電路包括兩路開關，一路用于將第一能量存儲器件的放電電流流經患者，另一路用于將第二能量存儲器件的放電電流反向流經患者。
除顫治療通常是以能量作為劑量標示的，能量與電壓、電流及時間都有關系。能量、電壓、電流、時間、阻抗就構成了雙`相波波形相關的幾個主要參數。
除顫的成功率與流過病人胸腔的平均電流密切相關，不同的病人具有不同的胸阻抗，從20歐姆 200歐姆，成人平均在70歐姆左右。在除顫電壓相同的情況下，病人阻抗越高，其接受的電荷越小，除顫成功率就會降低。為了補償病人阻抗對的變化對除顫成功率的影響，通常會對波形進行阻抗補償，補償方法有:根據阻抗改變電壓、以及根據阻抗改變持續時間。
—種阻抗補償方案如下:首先，唯一地根據選擇能量的大小，確定一個充電電壓。這個電壓的幅度只與能量設定值有關，與阻抗無關。然后在放電過程中測量阻抗，并根據此阻抗確定脈沖持續時間，阻抗越高持續時間越長。例如:首先接收用戶選擇的能量，該步驟中對能量的選擇可根據經驗和實際情況來選擇所需要的能量；然后根據用戶選擇的能量，確定一相電容和二相電容的充電電壓；然后開始一相電容放電，根據放電初始測得的患者的阻抗確定一相電容放電持續時間。同理確定二相電容放電持續時間。由于存在諸多用于保證療效的參數限制，如兩相總脈沖持續時間最長不超過25mS等，所以這種補償是有限的，在高阻抗下實際發送的能量會低于設定值。這種方式的優點是充電時電極片可以不連接在人體上。
另一種阻抗補償的方法是:在對電容器充電前先輸出一個小電流測量病人的阻抗，然后根據此阻抗確定脈沖的持續時間和充電電壓。在相同的能量設置下，阻抗越高充電電壓越高。通過聯合使用在高阻抗下提高充電電壓和增加脈沖持續時間兩種補償手段，從而確保高阻抗下釋放的能量達到選擇的能量大小。這種方案的缺點是必須將電極連接到人體才能進行充電。
與現有技術中二相電容的初始放電電壓只能低于一相電容的放電結束電壓不同，在改進的實施例中，針對具有兩個能量儲存器件的情況，控制模塊對第二能量儲存器件的初始放電電壓進行確定，使第二能量儲存器件的初始放電電壓可高于、等于或低于第一能量儲存器件的放電結束電壓。首先控制模塊獲取到第二能量儲存器件的初始放電電壓，然后在第一能量儲存器件放電結束后控制第二能量儲存器件從其初始放電電壓開始放電。
第二能量儲存器件的初始放電電壓的確定方法根據第一能量儲存器件的情況來確定或根據用戶的設定來確定。
下面以第二能量儲存器件的初始放電電壓的確定方法根據第一能量儲存器件的情況確定為例進行說明。
第二能量儲存器件的初始放電電壓可以在第一能量儲存器件放電過程中確定，即基于第一能量儲存器件放電過程中的測得的一些參數確定；也可以在第一能量儲存器件放電之前通過一些測得的參數確定。除顫電路包括:能量存儲模塊，其包括用于為一相波形的產生提供能量的第一能量存儲器件和用于為二相波形的產生提供能量的第二能量存儲器件；用于獲取第二能量存儲器件的初始放電電壓的第一模塊；用于在第一能量存儲器件放電結束后，控制第二能量存儲器件從所述初始放電電壓開始對患者進行放電的第二模塊。還包括計算模塊和充電電路，計算模塊用于根據用戶選擇的能量確定第一能量存儲器件和第二能量存儲器件各自的充電電壓值；充電電路用于將第一能量存儲器件和第二能量存儲器件充電到各自的充電電壓值。
在一種實施例中，所述第一模塊在第一能量存儲器件放電過程中獲取第二能量存儲器件的初始放電電壓。其中一種方案是所述第一模塊可以包括:第一檢測單元，用于在第一能量存儲器件放電過程中檢測第一能量存儲器件在該檢測時刻的電壓值、該檢測時刻的剩余放電時間和患者的阻抗；第一計算單元，用于基于該檢測時刻的第一能量存儲器件的電壓值、剩余放電時間和患者的阻抗來確定第二能量存儲器件的初始放電電壓。
通過這種方法計算第二能量存儲器件的初始放電電壓時，除顫電路還包括第三模塊，其用于在第一能量存儲器件放電過程中，且在獲取第二能量存儲器件的初始放電電壓后將第二能量存儲器件的電壓調整到所述初始放電電壓。所述第三模塊在第一能量存儲器件放電期間，控制第二能量存儲器件通過內部泄放電路放電，從而將第二能量存儲器件的電壓調整到所述初始放電電壓。
在另一實施例中，所述第一模塊可以在第一能量存儲器件放電之前獲取第二能量存儲器件的初始放電電壓。
在一種實施例中，第一模塊、第二模塊、第三模塊和計算模塊可集成于控制模塊中。
如圖4所示為一種實現雙相波除顫的控制流程，適用于上述雙相波除顫電路，以第一能量儲存器和第二能量儲存器分別為一相電容和二相電容為例進行說明，所述流程包括以下步驟:
在步驟101，當檢測到用戶的充電指令后，接收或讀取用戶選擇的能量，在步驟103，根據用戶選擇的能量，確定一相和二相電容的充電電壓值。一種方法是可采用公式先確定一相電容的充電電壓值，二相電容的充電電壓值為一相電容的充電電壓值的固定百分比，例如二相電容的充電電壓值為一相電容的充電電壓值的80%或70%。另一種方法是可采用對照表的形式，在確定對應關系時，可考慮雙相波有效的電壓范圍及能量存儲電容的降額要求。當用戶選擇的能量為某個值或某個范圍時，通過對照表可查出與該能量對應的一相和二相電容的充電電壓值。確定一相和二相電容的充電電壓值后，在步驟105，啟動并完成充電。
在步驟107，當接收到除顫的指令時，啟動一相回路放電，在步驟109中，在一相放電開始時刻，測量電壓和電流 參數，計算出患者的阻抗值，然后執行步驟111。
在步驟111，根據患者阻抗確定一相和二相電容的放電持續時間。本領域技術人員也可采用已有的計算公式確定一相、二相電容的放電持續時間，例如:
Tl=0.0441*R+4.5802+0.00002*E
T2=2.1258*log (R) _3.1572+0.00001*E
其中，T1、T2分別為一相和二相電容的放電持續時間，R為患者阻抗，E為用戶選擇的能量值。
在計算出一相和二相電容的放電持續時間后執行步驟113。
在步驟113，根據某時刻檢測的第一能量存儲器件的電壓值、該時刻的第一能量存儲器件的剩余放電時間和患者的阻抗，計算出二相電容的初始放電電壓。例如基于步驟109阻抗測量時刻的一相電容的電壓值(即一相電容的初始放電電壓)、該時刻的剩余放電時間(即一相電容的放電持續時間)和阻抗，計算出二相電容的初始放電電壓。例如:通過一相電容的初始放電電壓、放電持續時間和患者阻抗利用電容放電公式可計算出一相電容的放電結束電壓，根據患者的阻抗、能量比、電荷比和電壓比的要求，通過設定的比例關系確定二相電容的初始放電電壓。還可以通過定義的公式直接計算出二相電容的初始放電電壓，計算公式例如:
U21=(-0.01*R+1.4)*Ull*exp(-Tl/((R+3)*195))
其中，U21為二相電容的初始放電電壓，Ull為一相電容的初始放電電壓，Tl為一相電容的放電持續時間，R為患者阻抗。
從二相電容的初始放電電壓的確定方法可知，本實施例中計算出的二相電容的初始放電電壓可能高于、等于或低于一相電容的放電結束電壓，可滿足患者的阻抗、能量比、電荷比和電壓比的要求。確定二相電容的初始放電電壓后執行步驟115。
在步驟115，在一相放電過程中，將二相電容上的電壓調整到二相電容的初始放電電壓。調整方法可采取以下方法:一、通過硬件電路，如比較器電路，使二相電容跟隨一相電容的放電電壓而放電；二、在一相放電期間，使二相電容通過內部泄放回路放電，從而將電壓調整到二相電容的初始放電電壓。調整到二相電容的初始放電電壓后執行步驟117。
在步驟117，在一相放電持續時間到后，結束一相放電，開始二相電容的放電，也可以在結束一相放電后延后一定時間(例如5ms或8ms)再開始二相電容的放電，然后執行步驟 119。
在步驟119，在二相放電持續時間到后，結束二相放電。
以上根據確定的時序控制一相和二相放電，完成雙相波脈沖的發送，雙相波除顫波形圖如圖5所示。除顫時流經患者的除顫電流I和一相電容Cl電壓VCl以及二相電容C2電壓VC2波形如圖5。圖5中Tl是一相放電持續時間，T2是一相放電與二相放電的時間間隙；T3是二相放電持續時間；Τ4是剩余能量泄放時間。由圖5可看出一相放電時二相電容電壓的調節過程。
本實施例中，二相電容的初始放電電壓始終是由一相電容的充電電壓來決定，是從屬于一相的。在充電過程中，二相電容電壓被充電到一相電容充電電壓的一個固定比例，例如0.75倍，在第一相放電過程中，二相電容電壓通過內放電的方式被恒定地調整到一個電壓值，可以為一特定值或與一相電容的放電結束電壓有關的值，例如一相電容放電結束電壓的1.2倍或0.9倍。這樣做的目的是為了使得二相放電波形可以根據患者參數調節開始放電電壓，克服現有單電容技術的局限，提高二相脈沖中和心肌細胞中殘余電荷的能力，從而獲得一種改進型的BTE放電波形。
以上為在第一能量存儲器件放電過程中獲取第二能量存儲器件的初始放電電壓的一種方案，還可以通過另一種方案實現在第一能量存儲器件放電過程中獲取第二能量存儲器件的初始放電電壓，即:在第一能量存儲器件放電過程中實時監控第一能量存儲器件的電壓值，并按一定比例動態調整第二能量存儲器件的電壓，例如控制第二能量存儲器件的電壓為第一能量存儲器件電壓的1.1倍，即當第一能量存儲器件放電結束時，第二能量存儲器件的電壓仍為第一能量存儲器件放電結束電壓的1.1倍，該電壓即為第二能量存儲器件的初始放電電壓。
上述步驟中，二相電容的放電持續時間也可在二相電容放電開始之前計算。
如圖6所示為實現上述方法的一種具體實施例，在本實施例中，第一能量存儲器件和第二能量存儲器件具有一共同的公共極，該公共極可以是兩者的正極或負極，該公共極耦合到波形發生電路，第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的另一個極分別耦合到波形發生電路。如果公共極是第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的正極，則第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的負極分別耦合到波形發生電路。如果公共極是第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的負極，則第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的正極分別耦合到波形發生電路。在本實施例中，除顫電路的能量存儲模塊還包括第一電壓采集電路、第二電壓采集電路、第一能量泄放電路和第二能量泄放電路，所述第一電壓采集電路用于采集第一能量存儲器件的電壓，其輸出端耦合到控制模塊，所述第二電壓采集電路用于采集第二能量存儲器件的電壓，其輸出端耦合到控制模塊，第一能量泄放電路連接在第一能量存儲器件的正極和地之間，第二能量泄放電路連接在第二能量存儲器件的正極和地之間。控制模塊通過驅動電路控制第一能量泄放電路和第二能量泄放電路導通，分別使第一能量存儲器件和第二能量存儲器件泄放能量。
在第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的公共極和波形發生電路之間連接有電流檢測電路，用于檢測除顫放電電流，所述電流檢測電路將檢測的電流轉換成電壓輸出到控制模塊。還設有過流保護電路，過流保護電路判斷檢測的電流是否超出設定的預值，如果是則輸出過流保護信號至波形發生電路，控制波形發生電路斷開。
作為進一步改進，除顫電路還包括具有電感性和電阻性特征的保護電路，所述保護電路連接在電流檢測電路和波形發生電路之間，所述保護電路還與過流保護電路連接，用于將檢測的電流輸出到過流保護電路。
本實施例采用兩套能量儲存器件進行雙相波除顫，因此可以實現除顫放電時二相放電波形的起始放電電壓高于、等于或小于一相放電波形的結束電壓，可以實現一相放電和二相放電的能量比、電荷比和電壓比的靈活設置，以實現最優轉復率效果。
上述雙相波除顫電路中兩個能量存儲器件具有一公共極，可方便在公共連接線上設電流檢測電路，便于檢測除顫放電電流，可及時監測放電電流是否過流，以便及時進行過流保護。同時由于保護電路也同時檢測除顫放電電流，可以用來進行過流保護，因此電路具有兩路獨立的電流保護功能，可有效預防單一故障和放電異常時繼續除顫放電的風險。電流檢測可采用霍爾電流傳感器或電流互感器等其他方式檢測。
上述電路中，控制裝置可選用控制器，例如微處理器或單片機。
請參考圖7，圖7所示為一種具體的除顫電路，包括控制模塊1、充電電路3、能量存儲模塊4、波形發生電路2、繼電器5和電極端子(治療電纜)18、19。能量存儲模塊4包括第一能量存儲器件和第二能量存儲器件，第一能量存儲器件和第二能量存儲器件分別為一相電容Cl和二相電容C2,其中電容Cl用于存儲雙相波第一相的脈沖放電能量，稱之為一相電容；電容C2用于存儲雙相波第二相的脈沖放電能量，稱之為二相電容。兩個儲能電容Cl、C2的負極被連接在一個地電位上。在另外的實施例中，也可將電容C1、C2的正極連接在一起成為共同極。能量存儲模塊4還包括第一能量泄放電路42a和第二能量泄放電路42b，第一能量泄放電路42a和第二能量泄放電路42b分別由控制模塊I發出的驅動信號控制驅動電路41a和41b控制導通，從而分別對一相電容Cl和二相電容C2進行能量泄放。
充電電路3是開關電源，它主要作用是對一相電容Cl和二相電容C2進行充電。
在一種實施例中，波形發生電路2包含四個固態開關部件21、22、23、24以及對應的驅動電路25a、25b、25c、25d，并分別由控`制模塊I驅動信號12a、12b、12c、12d控制驅動。
波形發生電路2與能量存儲裝置Cl、C2由三根引線連接，我們稱之為第一引線13、第二引線14、第三引線15。波形發生電路通過胸骨引線16 (Sternum Line)、心尖引線17 (Apex Line)經過繼電器5和治療電纜18、19與患者6耦合。
波形發生電路2通過第一引線13與一相電容Cl正極端耦合；通過第二引線14與二相電容C2正極端耦合；通過引線15與兩個能量存儲電容共同的負極端耦合。
開關部件21經第二引線14與二相電容C2正極端耦合，并通過胸骨引線16(Sternum Line)經過繼電器5和治療電纜18與患者6耦合；開關部件21由驅動電路25a被信號12a驅動。
開關部件22通過第一引線13與一相電容Cl正極端耦合，并通過心尖引線17(Apex Line)經過繼電器5和治療電纜19與患者6耦合；開關部件22由驅動電路25b被信號12b驅動。
開關部件23通過輸出引線17 (Apex Line)和繼電器5、治療電纜19與患者6耦合；并經第三引線15 (Back Line)耦合到二相電容C2負極端；開關部件23由驅動電路25c被信號12c驅動。
開關部件24通過輸出引線16 (Sternum Line)和繼電器5、治療電纜18與患者6耦合；并第三引線15(Back Line)耦合到一相電容Cl負極端；開關部件24由驅動電路25d被信號12d驅動。
開關部件21和22可選用具有單向導通性的器件，導通時具有很小的導通阻抗，截止時具有非常大的截止阻抗。
開關部件21的單向導通性的作用可描述如下:在進行一相波形放電時由于開關部件22處于導通狀態，同時一相電容Cl電壓大于二相電容C2電壓,若此時開關部件24發生開路的單一故障條件，開關部件21的單向導通性則可以阻止電流從一相電容Cl正極經引線13、開關部件22、引線17、繼電器5、電纜19、患者6、電纜18、繼電器5、引線16、開關部件21流入二相電容C2的正極，并在患者6體內產生不期望的電流。
開關部件23和24導通時具有很小的導通阻抗，截止時具有較大的阻抗，但其截止時的阻抗一般不大于50M歐姆。因此在充電完成后放電開始前，能夠保持胸阻線16和心尖線17的對地電位一致，使繼電器5閉合瞬間就不會由于胸阻線16和心尖線17電位不一致在患者體內流過一個不期望的電流。
開關部件22的單向導通性的作用可描述如下:在二相放電時部件21導通，同時由于二相電容C2電壓可能大于此時一相電容Cl電壓,若此時部件23發生開路的單一故障條件，開關部件22的單向導通性則可以阻止電流從二相電容正極經引線14、部件21、引線16、繼電器5、電纜18、患者6、電纜19、繼電器5、引線17、部件22流入一相電容正極，并在患者6體內產生不期望的電流。
連接在電容Cl、C2負極和開關部件24之間的電流檢測電路8是除顫放電電流采樣部件，它將除顫放電電流信號轉換為電壓信號給控制器I進行采樣，同時還通過過流保護電路9產生過流保護信號91，實現過流保護功能。除顫放電過流后，過流保護電路9產生除顫過流OCP信號9 1。OCP信號可以通過硬件快速關斷驅動電路25a、25b、25c、25d，并使開關部件21、22、23、24迅速變為截止狀態。同時OCP信號91還可告知控制器I發生了除顫過流狀態，以使控制器I進一步處理。
連接在電流檢測電路8和開關部件24之間的保護電路7是具有電感性和電阻性特征的部件，同時還具有電流檢測的作用。其電感特性可有效限制放電開始瞬間電流的上升速度；其電阻特性在除顫過程中可起到限流的作用，它可以限制最壞情況下的最大除顫放電電流。保護電路7同時還檢測除顫放電電流，并通過過流保護OCP電路9實現過流保護功能，產生過流保護OCP信號91。因此它為除顫放電過流保護起到了雙重保護作用，有效預防單一故障下除顫放電電流過大的風險。
第二能量泄放電路42b的控制回路開關可采用固態開關。它可以快速開通或快速關斷，它與控制信號具有微秒級的控制延時。當控制信號具有有效電平(高或低)時，通過驅動電路41b可以使42b迅速導通，啟動能量泄放；當控制信號具有無效效電平(低或高)時，它可以通過驅動電路41b可以使42b迅速截止，停止能量泄放。
第一能量泄放電路42a的控制回路開關可以采用固態開關，也可以采用其他形式的控制開關。驅動電路41a可以采用與41b相同的電路，也可以采用其他的控制電路。當控制信號為有效電平(高或低)時，通過驅動電路41a使第一能量泄放電路42a導通，啟動能量泄放；當控制信號具有無效效電平(低或高)時，通過驅動電路41a可以使第一能量泄放電路42a截止,停止能量泄放。
電容電壓采樣電路43a、43b分別實現對儲能電容Cl和C2的電壓采樣，并把采樣信號送給控制器1，并由控制器I實時檢測和判斷處理兩個儲能電容的充電電壓。由于充電時兩個儲能電容的充電電壓是維持在一個固定的比例，并且他們的電容電壓采樣電路是獨立的；因此控制器I可根據兩個電容電壓采樣信號關系判斷充電電路和采樣電路是否發生故障，有效預防單一故障下繼續充電和除顫電擊的風險。
本實施例經過三個步驟的操作可完成除顫治療。
第一步:控制器I發出控制信號10給充電電路3，使之工作并開始給能量儲能電容Cl和C2充電，儲能電容Cl和C2的充電電壓通過電容電壓采樣電路43a、43b被控制器I采樣，當儲能電容的充電電壓達到目標電壓值后，控制器I停止輸出控制信號10以停止充電操作。充電目標電壓數值由用戶選擇的能量值決定。
第二步:發送雙相波除顫脈沖。當控制器I接收到除顫放電命令后，發出控制信號11閉合繼電器5并等待延時以使繼電器完全閉合，然后同步發出驅動信號12b、12d為高電平并經驅動電路25b、25d驅動開關部件22和24同時導通,此時一相脈沖電流從一相電容Cl正極經第一引線13流經開關部件22、心尖引線17、繼電器5、電纜引線19、患者6、電纜引線18、繼電器5、胸骨引線16、開關部件24、保護電路7、電流采樣部件8、第三引線15流回到一相電容Cl的負極端。因此流過患者的電流方向是從治療電纜引線19流入，從電纜引線18流出，本文中定義其為正相電流方向。在一相回路的放電開始時刻，控制器I同時測量一相電容電壓和患者電流參數，計算出患者阻抗值，并根據阻抗確定第一相放電持續時間。當一相電流放電時間結束時，控制器I使驅動信號12b、12d同時為低電平并經驅動電路25b、25d驅動開關部件22和24同時截止，一相放電電流回路被截止，一相放電結束。
經過一個較小的時間(約0.5ms)延遲后，控制器I同時使驅動信號12a、12c為高電平并經驅動電路25a、25c驅動開關部件21和23同時導通，此時二相脈沖電流從二相電容C2正極經第二引線14流經開關部件21、胸阻引線16、繼電器5、電纜引線18、患者6、電纜引線19、繼電器5、心尖引線17、開關23、保護電路7、電流采樣部件8、第三引線15流回到二相電容C2的負極端。因此流過患者的電流方向是從電纜引線18流入，從電纜引線19流出，本文中定義為負相電流方向。當二相電流放電時間結束時，控制器I使驅動信號12a、12c同時為低電平并經驅動電路25a、25c驅動開關部件21和23同時截止，二相放電電流回路被截止，二相放電結束。
控制器I控制信號11為低電平，使繼電器5斷開。雙相波脈沖發送完畢。
第三步:剩余能量的泄放。除顫雙相波治療脈沖發送結束后，來自控制器I的驅動信號變為有效電平，通過驅動電路41a和41b使能量泄放電路42a和42b導通，啟動能量泄放。
由于本 實施例采用的是兩個儲能部件，在一相電容放電的同時還對二相電容的電壓進行調節控制。其工作流程如下:
充電時，充電電路3對兩個儲能電容Cl、C2進行充電，根據硬件設計特點，可將二相電容C2的電壓設計為一相電容Cl電壓的一定比例。比例可以固定，也可以可變，例如設定為固定比例75%。充電時，一相電容Cl的充電電壓值由控制器I根據用戶所選擇的能量確定，二相電容C2的充電電壓值根據一相電容Cl的充電電壓值確定。
一相放電開始時，控制器I通過測量一相電容Cl電壓和患者放電電流參數，計算患者阻抗值，并根據阻抗確定第一相放電持續時間。同時還根據阻抗和能量比、電荷比、電壓比的要求確定二相電容C2的起始放電電壓并以此調整C2的電壓。由于二相電容的充電電壓相對于一相電容Cl的充電電壓(也是一相放電起始電壓)已設計為一個較高的固定比例，相對于一相電容的放電結束電壓而言是一個更高的比例，因此二相電容的調節一般只有向下調節。但調節后的二相電容C2的電壓仍然可以高于、等于或小于一相電容的放電結束電壓。
在第一能量泄放電路放電過程中，對第二能量泄放電路電壓的調節可以根據用戶設定的一特定值進行調節，即將第二能量泄放電路的電壓調節到該特定值。控制器控制控制第二能量泄放電路導通，使第二能量存儲器件通過第二能量泄放電路放電并將其電壓調整到該特定值時控制第二能量泄放電路斷開，使第二能量存儲器件停止放電，該特定值即為下次第二能量存儲器件向患者放電的初始放電電壓。
在第一能量泄放電路放電過程中，對第二能量泄放電路電壓的調節還可以根據第一能量泄放電路的電壓按比例進行調節。控制器控制控制第二能量泄放電路導通，使第二能量存儲器件通過第二能量泄放電路放電，并將其電壓按與第一能量泄放電路的電壓成一定比例進行調整，當第一能量泄放電路放電結束時，第二能量存儲器件的電壓調節完畢，控制器控制第二能量泄放電路斷開，使第二能量存儲器件停止放電，第二能量存儲器件此時的電壓值即為下次第二能量存儲器件向患者放電的初始放電電壓。
在一相放電過程中控制器I對二相電容電壓的調節過程通過泄放電路42b實現。由于能量泄放電路42b的控制回路開關采用的是固態開關，它與控制信號具有微秒級的控制延時，因此控制器I可以隨時啟動和停止能量泄放。控制器I使控制信號有效以啟動能量泄放，當電容C2的電壓調節到起始放電電壓時，控制器I使控制信號無效以停止能量泄放。
上述電路中，固態開關可選用半導體開關，例如可以是全控型半導體開關器件，既可以被控制導通也可以被控制截止，具有很好的可控型，固態開關也可以是半控型半導體開關器件，例如三極管、MOS管、IGBT管等。
因上述電路中的固態開關是串聯在能量釋放回路中，比較優選的方案是采用可耐高壓和大電流的開關管，例如耐壓達8V以上的開關管。如果采用高耐壓的開關管，則其所需要的驅動能力較大，而設備中的控制器輸出的控制信號的驅動能力比較小，一般可驅動耐壓為2 3V的開關管，所以為適應高耐壓的開關管，本實施例中為每個固態開關增加了驅動電路。
驅動電路25a、25b、25c 、25d可具有完全相同的電路結構，驅動電路可使開關部件21、22、23、24導通時緩慢導通，截止時快速截止。驅動電路還受過流保護OCP信號91的控制，當OCP信號有效時，無論驅動信號12a、12b、12c、12d電平狀態如何，都可快速關斷驅動電路輸出，使相應的開關部件快速截止。驅動電路25a、25b、25c、25d的分別由獨立的隔離供電電源供電。
如圖8所示為另一種實現雙相波除顫的控制流程，該實施例在第一能量存儲器件放電之前即可獲得第二能量存儲器件的初始放電電壓，所述流程包括以下步驟:
在步驟201，接收或讀取用戶選擇的能量，在步驟203，根據用戶選擇的能量確定第一能量存儲器件的充電電壓值。
在步驟205，獲取患者的阻抗，可先向患者發出一小電流，用于檢測流過患者的電流和施加在患者身上的電壓，從而計算患者的阻抗。如果除顫設備中記錄有該患者的阻抗，也可從除顫設備的存儲器中讀取出該患者的阻抗。然后執行步驟207。
在步驟207，根據患者的阻抗計算第一能量存儲器件的放電持續時間，然后執行步驟 209。
在步驟209，基于第一能量存儲器件的充電電壓值、放電持續時間和患者的阻抗，確定出第二能量存儲器件的充電電壓，該電壓同時也是第二能量存儲器件的初始放電電壓，通常第二能量存儲器件的初始放電電壓低于第一能量存儲器件的充電電壓。然后執行步驟211。
在步驟211，控制充電電路對第一能量存儲器件和第二能量存儲器件進行充電，同時檢測第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的電壓，當第二能量存儲器件的電壓達到其初始放電電壓時，停止 對第二能量存儲器件的充電。當第一能量存儲器件的電壓達到其充電電壓時，停止對第一能量存儲器件的充電。
本實施例中，步驟201、203和步驟205的順序可調換。
實現上述除顫方法的一種電路如圖9所示，該電路與圖7所示電路的區別是增加了第五開關部件SW5，在充電開始時，第五開關部件SW5導通，因此充電電路同時對一相電容和二相電容進行充電,充電過程中，控制模塊通過電容電壓采樣電路43b對二相電容C2的電壓進行實時檢測，當二相電容C2的電壓達到計算的初始放電電壓時，控制模塊輸出控制信號通過驅動電路驅動第五開關部件SW5斷開，從而終止對二相電容C2充電，但充電電路會繼續對一相電容充電直到其目標值。控制模塊通過電容電壓米樣電路43a對一相電容Cl的電壓進行實時檢測，當一相電容Cl的電壓達到計算的充電電壓時，控制模塊輸出控制信號10控制充電電路3終止對一相電容Cl充電。
上述實施例中，一相電容和二相電容可以是獨立的電容,也可以是通過串聯、并聯或混聯而成的電容組合，電容組合中也可以包括其它的器件，例如電阻性器件。
上述實施例中的除顫控制方法還可適用于其它具有兩個能量存儲器件的除顫電路，另外，上述實施例中的除顫電路也可以采用其它的控制方法實現除顫。
綜上所述，本申請可實現一相和二相能量比、電荷比和電壓比的靈活調節，以實現最優轉復率效果。
以上內容是結合具體的優選實施方式對本申請所作的進一步詳細說明，不能認定本申請的具體實施只局限于這些說明。對于本申請所屬技術領域的普通技術人員來說，在不脫離本申請構思的前提下，還可以做出若干簡單推演或替換，都應當視為屬于本申請的保護范圍。
權利要求
1.一種除顫電路，包括控制模塊、能量存儲模塊、波形發生電路和患者接口，所述波形發生電路連接在能量存儲模塊和患者接口之間，所述控制模塊分別與能量存儲模塊和波形發生電路連接，其特征在于:所述能量存儲模塊包括用于為一相波形的產生提供能量的第一能量存儲器件和用于為二相波形的產生提供能量的第二能量存儲器件，第一能量存儲器件和第二能量存儲器件具有共同的正或負公共極，所述公共極耦合到波形發生電路，所述第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的另一個極也分別耦合到波形發生電路。
2.如權利要求1所述的除顫電路，其特征在于:所述第一能量存儲器件為電容或電池，所述第二能量存儲器件為電容或電池。
3.如權利要求2所述的除顫電路，其特征在于:還包括連接在所述第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的公共極與波形發生電路之間的電流檢測電路，所述電流檢測電路還與控制模塊相連。
4.如權利要求3所述的除顫電路，其特征在于:還包括過流保護電路，所述過流保護電路分別與電流檢測電路和波形發生電路連接，用于響應電流檢測電路輸出的電流信號，在電流信號超出設定范圍后輸出保護信號至波形發生電路，控制波形發生電路切換到斷開狀態。
5.如權利要求4所述的除顫電路，其特征在于:還包括具有電感性和電阻性特征的保護電路，所述保護電路連接在電流檢測電路和波形發生電路之間，所述保護電路還與過流保護電路連接，用于將檢測的電流輸出到過流保護電路。
6.如權利要求1至5中任一項所述的除顫電路，其特征在于:所述波形發生電路包括第一開關部件、第二開關部件、第三開關部件和第四開關部件，所述第一開關部件連接在所述第二能量存儲器件的正極和患者接口的第一電極端子之間，所述第三開關部件連接在患者接口的第二電極端子和所述公共極之間，所述第二開關部件連接在所述第一能量存儲器件的正極和患者接口的第 二電極端子之間，所述第四開關部件連接在患者接口的第一電極端子和所述公共極之間。
全文摘要
本申請公開了一種除顫電路，包括控制模塊、能量存儲模塊、波形發生電路和患者接口，所述波形發生電路連接在能量存儲模塊和患者接口之間，所述控制模塊分別與能量存儲模塊和波形發生電路連接，所述能量存儲模塊包括用于為一相波形的產生提供能量的第一能量存儲器件和用于為二相波形的產生提供能量的第二能量存儲器件，第一能量存儲器件和第二能量存儲器件具有共同的正或負公共極，所述公共極耦合到波形發生電路，所述第一能量存儲器件和第二能量存儲器件的另一個極也分別耦合到波形發生電路。本申請實現了一相、二相的能量比、電荷比和電壓比的靈活調節，以實現最優轉復率效果。
文檔編號A61N1/39GK103170061SQ20131006599
公開日2013年6月26日 申請日期2008年12月5日 優先權日2008年12月5日
發明者邵安岑, 安敏, 周賽新 申請人:深圳邁瑞生物醫療電子股份有限公司