專利名稱：一種基于仿生神經(jīng)電刺激的雙向除顫波形技術(shù)的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種自動體外除顫器(“AED”)的電擊除顫波形，具體是一種基于仿生 神經(jīng)電刺激的雙向除顫波形技術(shù)。屬于醫(yī)療儀器技術(shù)領(lǐng)域。
背景技術(shù)：
對于心律失常的病人，最有效的救治方法是及時進(jìn)行電擊除顫。自動體外除顫器 (“AED”)就是對心律失常的病人進(jìn)行電擊除顫的設(shè)備，電擊除顫過程就是把能量依據(jù)除顫 波形釋放到心臟的過程，除顫波形對有效電擊除顫起著關(guān)鍵的作用。AED的除顫波形按電流方向分有兩種單相波和雙相波，不同的波形對能量的需 求有所不同。單相波主要為單向電流，雙相波是指依次有二個電流脈沖，第二個與第一個的 方向相反。早期的AED采用的是單向波，后來實驗證明雙向波優(yōu)于單向波，最近市場上的AED 普遍采用的是雙向波。各個廠家雖然都是采用雙向波，但具體的波形有所不同，各有優(yōu)劣。 受益于近來的電子技術(shù)水平的迅猛發(fā)展及醫(yī)療實踐的增多，各個廠家不斷的發(fā)明出更新的 更有效的除顫波形。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的是提供一種更新的更有效的除顫波形。本發(fā)明的原理是當(dāng)人體肌肉組織處于生理機能紊亂時，超過正常水平的電刺激 可以起到強烈的休克并作用(類似快速的單次劇痛刺激作用)，當(dāng)刺激不存在時，肌肉組織 就會同步地去極化，從而恢復(fù)到正常狀態(tài)。同時由于人體皮膚的呈現(xiàn)復(fù)合容性阻抗?fàn)顟B(tài)，因此在神經(jīng)電傳輸時存在傳導(dǎo)滯后 現(xiàn)象；人體組織的阻抗也是動態(tài)變化的，并隨著通電持續(xù)時間的延長，其復(fù)合阻抗也趨于變 小，這在神經(jīng)電傳遞過程中，表現(xiàn)為初始阻抗變大。這種現(xiàn)象對于快速的除顫波形，會減弱 其開始的除顫效果。另一方面，人體的神經(jīng)電傳導(dǎo)波形，表現(xiàn)為持續(xù)的尖峰脈沖串。每個尖峰脈沖，都 是由快速的極化和慢速去極化兩部分組成?；谶@樣的原理產(chǎn)生的匹配刺激波形，對于人 體組織和神經(jīng)系統(tǒng)，是自然的，沒有多余的能量注入，所以形成的副作用較小。綜合上面三點，本發(fā)明的有益效果是形成了一種創(chuàng)新的除顫波形，其特征是具有 正反雙向電流輸出波形；在每一向波形的開始階段都有高于除顫脈沖的快速極化刺激脈 沖，該脈沖基于仿生的神經(jīng)刺激原理；大電流和注入能量的除顫脈沖，在放電過程中，具有 動態(tài)阻抗平衡調(diào)整能力，以使輸出電流保持在一定范圍內(nèi)；正向和反向除顫脈沖之間有約 1毫秒的無輸出間隔；整個電流波形呈現(xiàn)可控制的衰減趨勢。其除顫波形施加在人體上，可 以起到增強整體除顫效果減少心肌損害的作用。


圖1是現(xiàn)有的AED上用的比較多的雙向除顫波形。圖2是本發(fā)明實現(xiàn)的雙向除顫波形，一種基于仿生神經(jīng)電刺激的雙向除顫波形。圖3是本發(fā)明中AED整體充電和放電示意框圖。圖4是本發(fā)明中放電阻抗控制和波形產(chǎn)生功能框圖。
具體實施例方式如方框圖3所示，模塊6先對人體進(jìn)行心電檢測，如發(fā)現(xiàn)病人有心律失常需要電 擊，則開始下一步；模塊11將電池12中的電量通過脈沖波和變壓器，變?yōu)?000多伏高電壓 給高壓電容模塊2充電；當(dāng)電容上的電壓充到根據(jù)實際監(jiān)測到的人體復(fù)合阻抗計算出的需 要的電壓時，充電停止，進(jìn)入放電環(huán)節(jié)。可以實現(xiàn)雙向波形放電功能的電路由兩個交替工作的半橋組成JGBT模塊31和32 同時導(dǎo)通，此時高壓電容中的放電電流通過5A電極流入人體從5B電極流出人體；而當(dāng)41和 42兩個IGBT控制模塊導(dǎo)通時，放電電流則由5B電極流入人體從5A電極流出人體。這樣就 實現(xiàn)了電流雙向流經(jīng)人體的基本功能。在整個放電過程中，放電回路中的模塊6和人體7串 聯(lián)在一起。模塊6實現(xiàn)心電檢測、符合阻抗測量、阻抗動態(tài)調(diào)控等功能，詳細(xì)分解見圖4.除顫波形的實現(xiàn)在31和32模塊或者41和42模塊導(dǎo)通過程中實現(xiàn)。但放電電壓 加在人體上時，起初IGBT都是導(dǎo)通的，從而63A飛3D模塊中的大功率電阻器被旁路，這時設(shè) 備以最大的電流流過人體，從而產(chǎn)生最大的刺激，起到同步神經(jīng)并活化人體阻抗的功能。該動作持續(xù)0. 5毫秒后，63A飛3D中的IGBT全部關(guān)閉，從而在人體與設(shè)備的放電回 路中，增加180歐姆電阻，這時人體處于去極化狀態(tài)，由于人體的儲能作用，流經(jīng)人體的電 流會稍微持續(xù)一段時間，但電容輸出電流迅速下降；當(dāng)人體電流下降到和電容輸出電流相 等時，人體的儲能效應(yīng)消失。這時放電電流和電壓成線性關(guān)系，電流決定于放電回路最大阻 抗和人體阻抗的總和，因而電流是較小的。在時間坐標(biāo)軸的2區(qū)間，控制63A飛3D某幾個模 塊的IGBT按照一定的組合規(guī)律組合開通以減低回路的阻抗，這樣可以保證在電容電壓下 降的情況下，整個通路的電阻階梯同步變小，從而維持一個近似的恒流，達(dá)到最大化的恒流 除顫減少心肌損害的目的。
權(quán)利要求
一種基于仿生神經(jīng)電刺激的雙向除顫波形，其特征是(圖2)a)具有正反雙向電流輸出波形；b)在每一向波形的開始階段都有高于除顫脈沖的快速極化刺激脈沖；該脈沖基于仿生的神經(jīng)刺激原理；c)大電流和注入能量的除顫脈沖，在放電過程中，具有動態(tài)阻抗平衡調(diào)整能力，以使輸出電流保持在一定范圍內(nèi)；d)正向和反向除顫脈沖之間有約1毫秒的無輸出間隔；e)整個電流波形呈現(xiàn)可控制的衰減趨勢。
2.該權(quán)利要求書1所述波形的除顫電路實現(xiàn)，其特征是(如圖3、圖4)a)由圖3中4個IGBT模塊及其保護(hù)電路組成的H電橋，成對交替導(dǎo)通，實現(xiàn)1.a雙向 波的切換輸出；b)基于IGBT模塊的可關(guān)斷特性，通過全部斷開圖3所述的H橋的4個IGBT模塊開關(guān)， 實現(xiàn)l.d所述的零輸出間隔；c)由圖4中的4個IGBT模塊及其保護(hù)電路組成的開關(guān)，以及和它們各自并聯(lián)的不同阻 值的電阻，組成動態(tài)阻抗匹配控制網(wǎng)絡(luò)；d)基于IGBT模塊的可關(guān)斷特性，通過控制圖4中4個IGBT模塊開關(guān)全部導(dǎo)通，在2.a 所述的單向電流導(dǎo)通期間，實現(xiàn)1. b所述的最大電流輸出刺激脈沖；e)基于IGBT模塊的可關(guān)斷特性，通過控制圖4中4個IGBT模塊開關(guān)采用不同的組合 導(dǎo)通，在2. a所述的單向電流導(dǎo)通期間，實現(xiàn)1. c所述的電流輸出功能；f)為了保持相對最大的電流輸出能力，加上存儲電能的下降，在圖4中4個IGBT模塊 開關(guān)的控制作用下，實現(xiàn)1. e所述的具有衰減趨勢的電流輸出波形。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種自動體外除顫器(“AED”)的電擊除顫波形，具體是一種基于仿生神經(jīng)電刺激的雙向除顫波形技術(shù)。屬于醫(yī)療儀器技術(shù)領(lǐng)域。本發(fā)明的有益效果是形成了一種創(chuàng)新的除顫波形，其特征是具有正反雙向電流輸出波形；在每一向波形的開始階段都行高于除顫脈沖的快速極化刺激脈沖，該脈沖基于仿生的神經(jīng)刺激原理；大電流和注入能量的除顫脈沖，在放電過程中，具有動態(tài)阻抗半衡調(diào)整能力，以使輸出電流保持在一定范圍內(nèi)；正向和反向除顫脈沖之間有約1毫秒的無輸出間隔；整個電流波形呈現(xiàn)可控制的衰減趨勢；其除顫波形施加在人體上，可以起到增強整體除顫效果減少心肌損害的作用。
文檔編號A61N1/39GK101829405SQ201010168909
公開日2010年9月15日 申請日期2010年5月12日 優(yōu)先權(quán)日2010年5月12日
發(fā)明者高建英 申請人:北京瑞新康達(dá)醫(yī)療科技有限公司