專利名稱：具有能夠調(diào)整的第二相傾斜的雙相除顫器波形的制作方法
具有能夠調(diào)整的第二相傾斜的雙相除顫器波形本發(fā)明涉及用于使遭受心搏停止的患者復(fù)蘇的除顫器，具體而言，涉及產(chǎn)生雙相電擊波形的除顫器。在美國(guó)，心源性猝死是死亡的主要原因。心源性猝死的一個(gè)普遍的原因在于心室纖顫，在發(fā)生心室纖顫時(shí)，心臟的肌肉纖維收縮失調(diào)。心肌動(dòng)作不協(xié)調(diào)導(dǎo)致了心臟有效泵血的能力的喪失，從而阻礙了血液向身體的正常流動(dòng)。心室纖顫的唯一有效治療方法是向患者的心臟施加電擊的電除顫方法。強(qiáng)的除顫電擊使心臟的所有電活動(dòng)停止。爾后，身體的自主神經(jīng)系統(tǒng)自動(dòng)恢復(fù)心臟的協(xié)調(diào)電搏動(dòng)的作用。要想有效，必須在心室纖顫開(kāi)始后的幾分鐘內(nèi)向患者輸送除顫電擊。研究表明，在心室纖顫開(kāi)始后一分鐘內(nèi)輸送的除顫電擊實(shí)現(xiàn)了高達(dá)100%的存活率。如果在施予電擊之前過(guò)去了 6分鐘，那么存活率將下降至大約30%。超過(guò)了 12分鐘，存活率接近零。一種輸送快速除顫電擊的方法是利用可植入除顫器。通過(guò)手術(shù)將可植入除顫器植入到將來(lái)具有高度的可能性需要電療法的患者體內(nèi)。植入的除顫器通常監(jiān)測(cè)患者的心臟活動(dòng)，并在需要時(shí)直接向患者心臟自動(dòng)提供電療脈沖。因而，當(dāng)所植入的除顫器連續(xù)地監(jiān)測(cè)心臟的活動(dòng)時(shí)，所述除顫器能夠使患者按照相當(dāng)正常的方式行使機(jī)能。然而，可植入除顫器價(jià)格昂貴，而且在存在心源性猝死危險(xiǎn)的整個(gè)群體當(dāng)中只有一小部分使用了可植入除顫器。外部除顫器通過(guò)應(yīng)用到患者軀干上的電極向患者發(fā)送電脈沖。外部除顫器應(yīng)用于急救室、手術(shù)室、急救醫(yī)療車(chē)或其他存在不可預(yù)期的馬上要為患者提供電療法的需求的場(chǎng)所。外部除顫器的優(yōu)點(diǎn)在于，可以根據(jù)需要用在患者身上，之后移開(kāi)用于另一患者。與可植入除顫器相比的缺點(diǎn)在于外部除顫器必須能夠?qū)θ魏问褂闷涞幕颊邔?shí)施有效的治療。由于可植入除顫器是用于特定患者的，因而通過(guò)對(duì)其性能進(jìn)行調(diào)整而為特定患者提供量身定制的特定電療法。可以針對(duì)特定患者的生理機(jī)能有效地滴定測(cè)定(titrate)諸如電脈沖幅度和所輸送的總能量的工作參數(shù)，以優(yōu)化除顫器的功效。例如，可以在植入所述裝置之前設(shè)置初始電壓、第一相持續(xù)時(shí)間和總脈沖持續(xù)時(shí)間，從而輸送預(yù)期的能量或?qū)崿F(xiàn)預(yù)期的開(kāi)始和結(jié)束電壓差異(differential)(例如，恒定傾斜)。即使當(dāng)植入的除顫器具有改變其工作參數(shù)，以補(bǔ)償除顫器引線和/或患者心臟的阻抗的能力時(shí)(如下文引用的i^ain的專利中所討論的)，對(duì)于患者體內(nèi)的單次植入而言，潛在阻抗變化的范圍也是相對(duì)較小的。可以在植入時(shí)測(cè)量諸如患者阻抗的參數(shù)，并針對(duì)特定患者的特征設(shè)置除顫波形。作為比較，必須將外部除顫器設(shè)計(jì)成能夠應(yīng)對(duì)可能使用所述除顫器的患者所呈現(xiàn)的整個(gè)范圍的患者特征。由于外部除顫器電極不直接接觸患者的心臟，而且外部除顫器必須能夠用于具有各種生理差異的各種患者，因而外部除顫器必須根據(jù)對(duì)大多數(shù)患者有效的脈沖幅度和持續(xù)時(shí)間參數(shù)工作，而不管該患者的生理情況如何。例如，外部除顫器電極和患者心臟之間的組織所表現(xiàn)出的阻抗會(huì)因患者而異，因而對(duì)于給定的初始脈沖幅度和持續(xù)時(shí)間而言，實(shí)際輸送給患者心臟的電擊的強(qiáng)度和波形形狀也是變化的。對(duì)于低阻抗患者的治療有效的脈沖幅度和持續(xù)時(shí)間未必能夠?yàn)楦咦杩够颊咛峁┯行У?、能量高效的治療。因此，除顫器通常在治療期間對(duì)患者的胸部阻抗進(jìn)行測(cè)量，并動(dòng)態(tài)調(diào)整脈沖波形，如美國(guó)專利 No. 5803927 (Cameron 等)和 No. 5749904 (Gliner 等)中所述。
除顫器波形，S卩，所輸送的電流或電壓脈沖的時(shí)間曲線圖是根據(jù)脈沖相的形狀、極性、持續(xù)時(shí)間和數(shù)量描述特征的。大多數(shù)新型的除顫器，不管是內(nèi)部的還是外部的，都采用截取的指數(shù)雙相波形。可以在Baker、Jr.等的美國(guó)專利No. 4821723、Coriolis等的美國(guó)專利 No. 5083562、Winstrom 的美國(guó)專利 No. 4800883、Bach、Jr.的美國(guó)專利 No. 4850357, Mehra等的美國(guó)專利No. 4953551和!^ain等的美國(guó)專利No. 5230336中找到雙相可植入除顫器的例子。針對(duì)這一患者差異問(wèn)題的一項(xiàng)現(xiàn)有技術(shù)方案是提供具有多項(xiàng)可以供用戶選擇的能量設(shè)置的外部除顫器。使用這樣的除顫器的一種通用的協(xié)議是嘗試以適合為具有平均阻抗的患者除顫的初始能量設(shè)置除顫，之后在初始設(shè)置無(wú)法使患者復(fù)蘇的情況下在接下來(lái)的除顫嘗試中提高能量設(shè)置。重復(fù)的除顫嘗試需要額外的能量，而且增加了患者的風(fēng)險(xiǎn)。如上所述，另一項(xiàng)方案是在治療過(guò)程中測(cè)量患者的阻抗，或者與患者阻抗相關(guān)的參數(shù)， 并基于先前的測(cè)量結(jié)果改變接下來(lái)的除顫電擊的形狀。例如，在!^in的專利中描述的植入除顫器響應(yīng)于所檢測(cè)到的心律不齊向患者心臟提供具有預(yù)定形狀的除顫電擊。Fain的裝置在輸送該電擊期間測(cè)量系統(tǒng)阻抗，并采用測(cè)量的阻抗改變接下來(lái)輸送的電擊的形狀。 在 R. E. Kerber 等所寫(xiě)的文章"Energy, current, and success in defibrillation and cardioversion :clinical studies using an automated impedance-based method of energy adjustment，，，Circulation vol. 77，第 1038-46 頁(yè)(May 1988)中描述了這種技術(shù)的變體。在該文章中，作者描述了在施予除顫電擊之前向患者施予測(cè)試脈沖。在輸送電擊之前采用所述測(cè)試脈沖測(cè)量患者阻抗。之后，除顫器響應(yīng)于所測(cè)的患者阻抗調(diào)整電擊輸送的能量的量。Kerber等的所輸送的波形的形狀為阻尼正弦曲線?；颊咦杩故侵匾模夷軌蛟谥委煏r(shí)由除顫器測(cè)量患者阻抗，而另一項(xiàng)重要的患者特征是患者的心肌細(xì)胞膜對(duì)電療的反應(yīng)。眾所周知電擊將停止纖顫電活動(dòng)，但是對(duì)其的準(zhǔn)確生理學(xué)解釋仍然是推測(cè)的東西。一種假想是，初始高能量電擊通過(guò)沿電擊極性方向的強(qiáng)電流終止了心肌細(xì)胞的電活動(dòng)。由于電擊波形的第二相的反極性，人們猜測(cè)雙相波形有好處，包括更好的除顫和更少的有害副作用。人們認(rèn)為第二相當(dāng)中電流的反轉(zhuǎn)減少了初始電擊的殘余效應(yīng)，通過(guò)消除心肌細(xì)胞內(nèi)的殘留電荷而使組織穩(wěn)定。據(jù)猜測(cè)，如果完全消除了初始除顫電擊的影響使其不會(huì)妨礙正常電活動(dòng)的恢復(fù)，那么心肌細(xì)胞將更易于產(chǎn)生規(guī)則電搏動(dòng)的自主恢復(fù)。這種猜測(cè)使得我們希望了解患者對(duì)電擊的確切的心肌細(xì)胞響應(yīng)。盡管在臨床研究中已經(jīng)對(duì)心肌細(xì)胞響應(yīng)進(jìn)行測(cè)量，但是到目前為止尚不可能在治療期間對(duì)這一細(xì)胞響應(yīng)進(jìn)行測(cè)量。因而，大多數(shù)除顫器采取了由這些研究的測(cè)量值導(dǎo)出的細(xì)胞響應(yīng)的平均值。這種假定平均值的使用留給了我們太多希求改進(jìn)的空間。通常，我們對(duì)細(xì)胞響應(yīng)圍繞平均值的散布知之甚少，而且難以預(yù)測(cè)或檢測(cè)具體的患者細(xì)胞響應(yīng)特征。因此，希望設(shè)計(jì)一種用于外部除顫器的脈沖波形，其對(duì)于具有各種范圍的不同患者阻抗和不同的心肌細(xì)胞響應(yīng)的患者都是安全有效的。根據(jù)本發(fā)明的原理，提供了一種外部除顫器，其產(chǎn)生具有各種能夠調(diào)整的參數(shù)的雙相除顫脈沖。在這些參數(shù)中有所要輸送的能量、初始電壓和電流、相持續(xù)時(shí)間、脈沖持續(xù)時(shí)間和包括可變的相2傾斜的脈沖傾斜。通過(guò)在第二相期間使一些脈沖電流以調(diào)整雙相波形的第二相的傾斜的可控方式繞過(guò)(bypass)患者來(lái)提供第二相的能夠調(diào)整的傾斜?？梢酝ㄟ^(guò)單個(gè)容性除顫器實(shí)施本發(fā)明。
在附圖中

圖1以方框圖形式圖示了根據(jù)本發(fā)明原理構(gòu)造的外部除顫器；圖加和2b圖示了具有高傾斜特征和低傾斜特征的雙相波形；圖3圖示了截取的雙相波形；圖4a4c每者對(duì)照不同的心肌細(xì)胞響應(yīng)特征圖示了雙相除顫波形；圖5示意性圖示了根據(jù)本發(fā)明原理的輸送具有能夠調(diào)整的第二相傾斜的雙相除顫波形的除顫器；圖6對(duì)照不同心肌細(xì)胞響應(yīng)特征圖示了圖5的除顫器產(chǎn)生的雙相除顫波形。首先參考圖1，其以方框圖形式示出了根據(jù)本發(fā)明原理構(gòu)造的患者監(jiān)測(cè)器/除顫器。圖1所示的儀器能夠執(zhí)行對(duì)發(fā)生心室纖顫的患者的除顫。其還能夠執(zhí)行ECG監(jiān)測(cè)，包括做出自動(dòng)除顫決策所需的心臟監(jiān)測(cè)。所圖示的監(jiān)測(cè)器還能夠?qū)嵤㏒pA氧感測(cè)、無(wú)創(chuàng)血壓監(jiān)測(cè)以及呼氣末(X)2監(jiān)測(cè)。也可能在這樣的多功能儀器中發(fā)現(xiàn)其他功能，例如，有創(chuàng)血壓監(jiān)測(cè)和患者體溫監(jiān)測(cè)。所述監(jiān)測(cè)器具有多個(gè)患者前端，所述前端是用于附著至患者的傳感器和電極的輸入和輸出電路。這種電路包括用于ECG電極、光學(xué)氧傳感器、壓力感測(cè)和二氧化碳感測(cè)及其他用途的常規(guī)感測(cè)和放大電路。通過(guò)前端A/D轉(zhuǎn)換器12使患者傳感器接收到的并由前端電路10處理的信息數(shù)字化。通過(guò)在儀器的各種模塊之間聯(lián)絡(luò)數(shù)據(jù)的通信總線 60將所述數(shù)字化信息耦合至該儀器的處理電路。所述儀器包括用于除顫器工作的高壓電路16。所述高壓電路產(chǎn)生除顫所需的高壓脈沖，通過(guò)開(kāi)關(guān)邏輯14在適當(dāng)?shù)臅r(shí)間將該脈沖連接至耦合至患者的除顫器電極。這一電路提供了破壞心室纖顫以及使心臟回復(fù)正常節(jié)律所需的高壓電擊?？梢杂杀O(jiān)測(cè)器中的處理器 40自動(dòng)計(jì)算所傳輸?shù)挠糜诔澋碾姄綦娖胶筒ㄐ?，或者也可以由有?jīng)驗(yàn)的醫(yī)療技術(shù)人員或醫(yī)生人工設(shè)置。由功率操縱電路20分配用于儀器內(nèi)的各模塊的功率。功率操縱電路20將分配來(lái)自電池22、AC電源M或DC電源沈的功率。當(dāng)由AC和DC電源對(duì)監(jiān)測(cè)器供電時(shí)，還將這些外部電源耦合至對(duì)電池充電的電路。可以通過(guò)通信電路30將所述儀器獲得的信息發(fā)送給其他儀器或位置。其可能包括網(wǎng)絡(luò)連接、RS232連接或無(wú)線連接(例如藍(lán)牙、WiFi或紅外等)。利用小鍵盤(pán)和控制32操作和調(diào)整所述儀器。在構(gòu)造的實(shí)施例中，所述小鍵盤(pán)是一種能夠克服環(huán)境條件而提供完整性的膜式小鍵盤(pán)。還可以提供諸如開(kāi)啟/關(guān)閉開(kāi)關(guān)、針對(duì)除顫的功率電平和電擊輸送控制、打印機(jī)以及其他功能的控制。使監(jiān)測(cè)器在中央處理單元(CPU)40的控制下工作。CPU運(yùn)行存儲(chǔ)在只讀存儲(chǔ)器 (ROM)38內(nèi)的軟件。還為特征設(shè)置的控制以及諸如波形信息的新的或特殊能力提供閃存 ROM。為諸如心室纖顫的患者事件期間生成的信息的存儲(chǔ)提供可移除存儲(chǔ)器36。除顫前后的諸如心臟波形的患者信息也存儲(chǔ)在所述可移除存儲(chǔ)器36上，所述可移除存儲(chǔ)器36可以被移除，并教給下一個(gè)護(hù)理提供者，以供查看、記錄保持和后續(xù)診斷。所述可移除存儲(chǔ)器36 還會(huì)記錄來(lái)自護(hù)理提供者對(duì)傳聲器48講的話的語(yǔ)音信息。采用蜂鳴器34驅(qū)動(dòng)固態(tài)聲源，以產(chǎn)生短的“啁啾”聲。這些聲音指示該儀器的固有自檢檢測(cè)到了低電池電量，或者對(duì)患者而言的關(guān)鍵部件或電路群發(fā)生了故障。在該儀器的正面還具有專用顯示器，其顯示大的、閃爍的紅色X，以指示低電池電量，或者顯示大的固
6定的紅色X，以指出電路故障。通過(guò)軟件產(chǎn)生音調(diào)46，之后采用其驅(qū)動(dòng)揚(yáng)聲器42。在某些監(jiān)測(cè)功能中采用這一功能，例如，響應(yīng)于每一心臟周期的短音調(diào)。在患者的至關(guān)重要的測(cè)量結(jié)果超出了所選定的報(bào)警極限時(shí)，采用音調(diào)的組合發(fā)出可聽(tīng)到的提示和警報(bào)。也可以按照規(guī)定的速率產(chǎn)生音調(diào)，從而在輸送CPR按壓時(shí)對(duì)護(hù)理提供者進(jìn)行引導(dǎo)。揚(yáng)聲器42能夠再現(xiàn)預(yù)先記錄的語(yǔ)音指令以及所存儲(chǔ)的由語(yǔ)音輸出電路44再現(xiàn)的其他信息。圖加圖示了具有由根據(jù)本發(fā)明構(gòu)造的除顫器產(chǎn)生的類(lèi)型的雙相波形70。所述雙相波形具有一種極性的第一相72和相反極性的第二相74?？梢酝ㄟ^(guò)具有一個(gè)或兩個(gè)電容器的除顫器輸送雙相波形。在兩個(gè)電容的除顫器的情況下，可以在第一相72開(kāi)始時(shí)對(duì)一個(gè)電容器充電使之達(dá)到最大電壓Vtl，在第二相開(kāi)始時(shí)對(duì)另一個(gè)電容器充電使之達(dá)到最大電壓 V20可以將兩個(gè)電容器取向?yàn)橄鄬?duì)于高壓輸送電路的不同極性，從而產(chǎn)生相反的相位脈沖。 在第一相期間，第一電容器耦合至高壓輸送電路，并通過(guò)除顫器電極釋放其電流。在希望結(jié)束第一相時(shí)，將第一電容器從所述輸送電路切換出，并將第二電容器切換到所述電路內(nèi)。由于以和第一電容器的極性相反的極性將第二電容器切換進(jìn)來(lái)，因而第二電容器的放電將在第二相中產(chǎn)生與第一相的相反的脈沖極性。在采用兩個(gè)電容器時(shí)，可以對(duì)每一電容器充電使之達(dá)到獨(dú)立于另一個(gè)電容器的預(yù)期電壓電平。在實(shí)際裝置中，很少實(shí)施兩個(gè)電容器的布置。這樣的布置具有尺寸大成本高的缺點(diǎn)。因而，外部除顫器一般采用單個(gè)電容器來(lái)降低成本和尺寸。在采用單個(gè)電容器輸送雙相波形時(shí)，采用H橋切換波形。在所述波形的第一相期間，H橋?qū)㈦娙萜鞯膬蓚€(gè)端子連接至電極。在第一相結(jié)束時(shí)，斷開(kāi)該連接，并切換所述電容器的端子，使之按照相反極性連接至所述電極。由于這時(shí)經(jīng)常對(duì)高強(qiáng)度電流進(jìn)行切換，因而在兩個(gè)相之間往往存在暫停，如圖加中的時(shí)間間隔G所示。由于正在使用的只有一個(gè)電容器，因而在切換電容器的連接時(shí)，第一相結(jié)束時(shí)電容器上的電壓是第二相開(kāi)始時(shí)的起始電壓。在圖加中，其將意味著V2 = -V10圖加圖示了對(duì)功效而言非常重要的其他波形參數(shù)。一個(gè)是相對(duì)相持續(xù)時(shí)間，即第一相的持續(xù)時(shí)間E與第二相的持續(xù)時(shí)間F的關(guān)系。經(jīng)常使用的目標(biāo)持續(xù)時(shí)間關(guān)系是60%對(duì) 40 %。也就是說(shuō)，希望在總的波形持續(xù)時(shí)間當(dāng)中，第一相的出現(xiàn)占時(shí)間的60 %，第二相的出現(xiàn)占時(shí)間的40%?？偛ㄐ纬掷m(xù)時(shí)間(E+G+F)也很重要。希望波形持續(xù)時(shí)間長(zhǎng)到足以為患者除顫，但是還希望該波形持續(xù)時(shí)間短一些，以避免對(duì)患者造成電損傷。換言之，希望僅在實(shí)施除顫所需的時(shí)間內(nèi)對(duì)患者電擊；應(yīng)當(dāng)避免不能提高除顫有效性的延長(zhǎng)能量傳輸。一般采用總持續(xù)時(shí)間處于5毫秒到20毫秒的范圍內(nèi)的雙相波形。另一項(xiàng)重要的波形參數(shù)是所謂的波形“傾斜”。所述傾斜是能量輸送的指示標(biāo)志， 其被表述為波形的起始電壓和終止電壓的百分比。用于計(jì)算波形傾斜的方程為
傾斜=1-〔%>其中V。是圖加中的波形的初始電壓(波形幅度A)，V3是圖加中的終止電壓(波形幅度D)。也可以單獨(dú)計(jì)算波形的每一相的傾斜。圖加圖示了所謂的低傾斜波形。在向具有高胸部阻抗的患者輸送脈沖波形時(shí)往往遇到低傾斜波形。就根據(jù)歐姆定律相關(guān)聯(lián)的電壓、電流和患者阻抗而言，既定起始脈沖電壓Vtl下高患者阻抗將導(dǎo)致相對(duì)低的電流流量，電壓在脈沖持續(xù)時(shí)間內(nèi)產(chǎn)生的下降也將相對(duì)較低。圖加圖示了相對(duì)小的電壓降，即在波形70的第一相72上，從Vtl降至V1，在第二相 74上從V2降至V30圖2b圖示了低阻抗患者通常會(huì)遇到的高傾斜波形。就低患者阻抗而言，既定電壓下的電流更高，并且波形輸送期間的電壓降大于圖加的低傾斜波形的電壓降。所述波形的第一相72從相同的起始電壓Vtl下降至比圖加的低傾斜波形的情況更低V1 (波形幅度B)。 類(lèi)似地，在第二相74期間，存在從V2 (波形幅度C)到終止電壓V3的更大的下降。對(duì)所述傾斜特征的推論是，高傾斜波形下降至既定終止電壓所需的時(shí)間比低傾斜波形下降至相同終止電壓所用的時(shí)間短。這意味著低傾斜波形可能持續(xù)可觀的、可能過(guò)多的時(shí)間量才能達(dá)到相同的終止電壓。由于一般認(rèn)為除顫是在電流輸送最強(qiáng)的第一相的最開(kāi)始的幾毫秒內(nèi)發(fā)生的，可能僅僅是在平均電流最高的最初的7毫秒內(nèi)發(fā)生的，因而這意味著延長(zhǎng)的低傾斜波形的相當(dāng)一部分時(shí)間幾乎沒(méi)有治療效能，因而是不必要的。一種針對(duì)這種狀況的現(xiàn)有技術(shù)解決方案是截取波形70的第二相74，如圖3所示。第一相72起始于其初始電壓電平Vtl，并延續(xù)某一預(yù)編程的或者根據(jù)阻抗定制的持續(xù)時(shí)間E，或者延續(xù)到達(dá)到預(yù)定電壓V1為止。第二相74開(kāi)始于如前所述的初始電壓V2，但是卻提前終止了，或者在經(jīng)過(guò)了時(shí)間F'后就被截?cái)嗔??？梢詥为?dú)針對(duì)第二相設(shè)置第二相持續(xù)時(shí)間F'，或者可以考慮保持最大的總波形持續(xù)時(shí)間(E+F')設(shè)定第二相持續(xù)時(shí)間F'。例如，當(dāng)F'等于E，相對(duì)相持續(xù)時(shí)間為50 50時(shí)可以截?cái)嗖ㄐ蔚牡诙?4。第二相截取的問(wèn)題在于，其終止所輸送的脈沖時(shí)，在波形的終端仍然存在可觀的電壓施加在心肌層上。在圖3中，最終的電壓V3大于如果允許第二相進(jìn)一步縮短將會(huì)出現(xiàn)的終止電壓。這一可觀的終止電壓可能對(duì)治療的有效性存在不利的影響。理想地，希望除顫波形的終止電壓為零，從而在脈沖輸送之后不會(huì)在心肌細(xì)胞上留下殘留電荷，所述殘留電荷可能對(duì)心臟電搏動(dòng)的身體自主重啟帶來(lái)有害的作用。一個(gè)注釋者曾經(jīng)將去除這種殘留電荷稱為“打嗝”。參考美國(guó)專利No. 5991658 (Brewer等)。以盡可能小的電壓終止除顫波形的另一個(gè)好處在于，由此能夠使針對(duì)第二相的最佳劑量的計(jì)算對(duì)特定患者應(yīng)用所獨(dú)具的細(xì)胞響應(yīng)特征的不確定性的敏感度降至最低。在接近零的電壓上終止除顫波形的第三個(gè)好處是避免了“激勵(lì)阻斷”現(xiàn)象，即，通過(guò)由大的電壓變化引起的電流產(chǎn)生的對(duì)電擊后心律不齊的刺激。實(shí)現(xiàn)這一目標(biāo)的一種方式是使雙相脈沖的各相徹底衰減至零伏，如美國(guó)專利 No. 6539255 (Brewer等)所示?？梢詮膱D如到如理解為什么希望這樣做，圖如到4c圖示了雙相波形80，在該波形上繪出了心肌細(xì)胞響應(yīng)特征90。如前所述，心肌細(xì)胞響應(yīng)可能會(huì)因患者不同而發(fā)生變化，甚至不是同一天都會(huì)發(fā)生變化，對(duì)于救護(hù)時(shí)的既定患者而言，心肌細(xì)胞響應(yīng)一般是未知的。圖如示出了在理想狀況下心肌細(xì)胞響應(yīng)將怎樣變化。可以通過(guò)細(xì)胞膜時(shí)間常數(shù)ε工表征心肌細(xì)胞響應(yīng)特征的變化，其中，所述時(shí)間常數(shù)的標(biāo)稱值為3. 5毫秒。就圖如而言，這一時(shí)間常數(shù)使得心肌細(xì)胞響應(yīng)特征90在雙相波形80的第一相82期間上升直至其在第一相結(jié)束時(shí)達(dá)到峰值。在脈沖波形切換至第二相84時(shí)，如所述響應(yīng)特征的后面部分94所示，心肌細(xì)胞響應(yīng)特征下降。在這種情況下，響應(yīng)特征將在第二相84結(jié)束時(shí)剛好降至其最初的起始水平。其表示當(dāng)脈沖80結(jié)束時(shí)在心肌層的細(xì)胞膜上不存在殘留電荷。
圖4b圖示了一種情況，其中，心肌細(xì)胞響應(yīng)特征90具有較小的時(shí)間常數(shù)ε τ，其使得所述響應(yīng)特征在雙相脈沖80的第一相82終止之前就達(dá)到了其峰值。其后，所述響應(yīng)特征隨著波形傾斜的下降而下降，這種反應(yīng)被認(rèn)為幾乎對(duì)除顫不起作用。在雙相脈沖的第二相 84期間，所述響應(yīng)特征繼續(xù)其更為急劇的變化，即下降至其起始水平之下，并追隨第二相的傾斜的降低直至所述脈沖的第二相84終止為止?？梢钥闯?，在其終止時(shí)，響應(yīng)特征低于其起始水平，這表明在心肌細(xì)胞膜上仍然存在一些殘留電荷。這種狀況是一種可能發(fā)生在低阻抗患者身上的情況。圖如圖示了一種高阻抗患者狀況，其中，心肌細(xì)胞響應(yīng)特征90上升得非常緩慢， 如雙相波形80的第一相82中的92所示。在第一相82結(jié)束時(shí)，所述響應(yīng)特征仍然上升。在施加所述脈沖的第二相84時(shí)，所述響應(yīng)特征開(kāi)始逐漸降低，在第二相結(jié)束時(shí)其未完全達(dá)到其最初的起始水平。其再次表示在心肌層的細(xì)胞膜上存在殘留電荷。根據(jù)本發(fā)明原理，圖5示出了一種處理這些狀況的除顫器電路100。在這一電路中，將用于雙相脈沖輸送的能量存儲(chǔ)在單個(gè)電容器102上。在準(zhǔn)備脈沖輸送時(shí)，將功率操縱電路20的電池或電源耦合至高壓電路16。開(kāi)關(guān)Sel和、閉合，高壓電路16對(duì)電容器102 充電使之達(dá)到諸如2000伏的高壓電平％。在將電容器102滿充到預(yù)期電平后，開(kāi)關(guān)Sel和 Sc2斷開(kāi)。之后切換包括開(kāi)關(guān)S1A2J3*、的H橋電路，從而通過(guò)電極104和106向患者P 輸送雙相脈沖。在雙相脈沖的第一相期間，開(kāi)關(guān)S1和&閉合，將電容器耦合至患者電極，這時(shí)電流沿一個(gè)方向流經(jīng)患者，例如，從胸部電極104到胸部電極106。一個(gè)小的電阻器110， 例如，10的電阻器對(duì)峰值電流加以限制，以避免對(duì)低阻抗患者造成損傷。在第一相的末尾， 開(kāi)關(guān)S1和&斷開(kāi)，從而終止了雙相脈沖的第一相，開(kāi)關(guān)&和、閉合，從而向患者P輸送所述脈沖的第二相。這些開(kāi)關(guān)的閉合使得電流從電容器102沿與第一相中相反的方向流動(dòng)， 在這一例子中是從胸部電極106到胸部電極104。也可以采用一個(gè)小的電阻器112，例如， 也是10的電阻器與第二相電流路徑串聯(lián)。根據(jù)本發(fā)明原理，在第二相脈沖的一定持續(xù)時(shí)間內(nèi)，開(kāi)關(guān)S1還是閉合的。在優(yōu)選實(shí)施例中，通過(guò)開(kāi)關(guān)的脈寬調(diào)制控制使開(kāi)關(guān)S1在第二相期間在閉合和斷開(kāi)之間切換。當(dāng)開(kāi)關(guān)S1在第二相中閉合時(shí)，開(kāi)關(guān)S1的閉合使得電容器102的一些電流通過(guò)由開(kāi)關(guān)S1和、形成的路徑繞過(guò)患者P。因此，電容器102的電壓將下降得比在第二相期間不采用開(kāi)關(guān)S1時(shí)表現(xiàn)出的下降速度更加迅速。所產(chǎn)生的對(duì)雙相波形的影響如圖6所示，可以看出該影響是雙相脈沖的第二相86的迅速下降(更高的傾斜)。通過(guò)控制開(kāi)關(guān)S1的閉合，可以使雙相脈沖的第二相86在雙相波形終止時(shí)接近參考電勢(shì)，而且其用的時(shí)間比在第二相中不采用開(kāi)關(guān)S1的情況所用的時(shí)間短。通過(guò)這一操作使雙相脈沖結(jié)束時(shí)的終止電壓V3接近零?？梢栽陔姄糨斔椭安捎眯⌒盘?hào)傳輸實(shí)施對(duì)患者阻抗的測(cè)量，如Kerber等的文獻(xiàn)中所述，或者可以通過(guò)在實(shí)際輸送高壓脈沖期間測(cè)量所輸送的電流或電壓來(lái)實(shí)施對(duì)患者阻抗的測(cè)量，如前述i^ain等、Cameron等和Gliner等的美國(guó)專利中所述，可以采用對(duì)患者阻抗的測(cè)量控制所輸送的電擊波形的參數(shù)，例如，能量、電容器充電電壓和波形持續(xù)時(shí)間， 如這些專利和美國(guó)專利No. 5352239 (Pless)中所示。雙相脈沖的第二相的這種可控的下降或傾斜的作用在于可以使脈沖波形在接近其參考電勢(shì)處終止。在圖6中通過(guò)繪制于雙相脈沖波形上的三個(gè)心肌細(xì)胞響應(yīng)特征對(duì)此給出了說(shuō)明。在雙相脈沖的發(fā)生與如心肌細(xì)胞響應(yīng)特征120所示的細(xì)胞響應(yīng)緊密匹配的情況下，所述響應(yīng)特征一直上升到接近雙相脈沖的第一相82的終止拐角處，之后如響應(yīng)特征的部分123所示在第二相86中下降，直到所述特征在接近最終的電壓電平V3處終止為止。對(duì)于低阻抗患者而言，如響應(yīng)特征130所示，所述響應(yīng)特征在第一相82期間還是如曲線131 所示快速上升，在雙相脈沖的第二相86期間還是下降，進(jìn)而在接近最終的電壓電平V3處終止。對(duì)于高阻抗患者而言，響應(yīng)特征140的初始部分141在第一相82期間上升，之后下降直至接近最終的電壓電平V3處?？梢詫D6的所有心肌細(xì)胞響應(yīng)特征的末端點(diǎn)之間的差異看作是非常微小的，其與圖4a4c的情況不同，這表明在所有的情況下細(xì)胞膜上都幾乎不存在殘留電荷。不管患者阻抗如何，波形電壓終止時(shí)都接近零。盡管沒(méi)有任何先驗(yàn)的心肌細(xì)胞響應(yīng)特征信息，但是所述除顫器仍然完成了這一目標(biāo)。 在優(yōu)選實(shí)施例中，如前所述，通過(guò)在雙相脈沖的第二相的輸送期間使開(kāi)關(guān)S1在斷開(kāi)和閉合狀態(tài)之間切換使所述雙相脈沖的第二相的傾斜以可控方式增大或者對(duì)其進(jìn)行調(diào)整。可以在監(jiān)測(cè)電容器102的電壓的同時(shí)執(zhí)行這一脈寬調(diào)制控制。可以采用其他開(kāi)關(guān)控制技術(shù)，例如，在具有預(yù)定持續(xù)時(shí)間的單個(gè)間隔內(nèi)使開(kāi)關(guān)S1閉合。在優(yōu)選實(shí)施例中，將200微法的電容器用作電容器102?？梢圆捎脝坞娙萜鞒澠骰蛘叨嚯娙萜鞒澠鲗?shí)現(xiàn)本發(fā)明，在所述多電容器除顫器中，在所輸送的波形的兩個(gè)相期間采用不同的電容器或電容器組合。 在優(yōu)選實(shí)施例中，對(duì)第二相傾斜加以控制，從而保持大約95%的總體波形傾斜。在第二相期間增大傾斜還有以降低的波形持續(xù)時(shí)間范圍實(shí)現(xiàn)有效治療的有利效果，一個(gè)優(yōu)選實(shí)施例是對(duì)于整個(gè)患者阻抗群體而言均在6. 5毫秒到12毫秒的時(shí)間范圍內(nèi)產(chǎn)生雙相脈沖波形，這是相對(duì)于最長(zhǎng)為20毫秒的常規(guī)脈沖持續(xù)時(shí)間的顯著縮短。
權(quán)利要求
1.一種輸送雙相除顫脈沖的外部除顫器，包括高壓電路；電容器，其耦合至所述高壓電路，通過(guò)所述高壓電路對(duì)所述電容器充電以輸送除顫脈沖；一對(duì)患者電極；以及多個(gè)開(kāi)關(guān)，其耦合于所述電容器和所述患者電極之間，并用于將雙相除顫脈沖波形的第一相和第二相耦合至所述患者電極，其中，能夠以可控的方式調(diào)整所述波形的第二相的傾斜。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，其中，所述多個(gè)開(kāi)關(guān)包括H橋，所述H橋的一個(gè)開(kāi)關(guān)閉合的構(gòu)造用于輸送雙相波形的一個(gè)相，另一個(gè)開(kāi)關(guān)閉合的構(gòu)造用于輸送所述雙相波形的相反的相。
3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，其中，所述電容器包括用于輸送所述雙相波形的兩個(gè)相的單電容。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，其中，所述電容器還包括用于輸送雙相波形的所述第一相的第一電容器和用于輸送所述雙相波形的所述第二相的第二電容器。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，還包括可控電流路徑，該可控電流路徑使得電流在所述雙相波形的所述第二相期間以可控的方式繞過(guò)所述患者電極。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的外部除顫器，其中，所述多個(gè)開(kāi)關(guān)包括H橋，并且其中，所述可控電流路徑包括所述H橋的開(kāi)關(guān)。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的外部除顫器，其中，所述H橋還包括第一和第二開(kāi)關(guān)，所述第一和第二開(kāi)關(guān)閉合以實(shí)現(xiàn)所述雙相波形的所述第一相期間的脈沖輸送，所述H橋還包括第三和第四開(kāi)關(guān)，所述第三和第四開(kāi)關(guān)閉合以實(shí)現(xiàn)所述雙相波形的所述第二相期間的脈沖輸送，其中，所述可控電流路徑包括所述第一和第二開(kāi)關(guān)之一。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的外部除顫器，還包括當(dāng)所述第一和第二開(kāi)關(guān)閉合時(shí)與所述第一和第二開(kāi)關(guān)串聯(lián)耦合的第一電阻器以及當(dāng)所述第三和第四開(kāi)關(guān)閉合時(shí)與所述第三和第四開(kāi)關(guān)串聯(lián)耦合的第二電阻器。
9.根據(jù)權(quán)利要求5所述的外部除顫器，其中，在所述雙相波形的所述第二相期間通過(guò)脈寬調(diào)制控制信號(hào)控制所述可控電流路徑。
10.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，其中，所述雙相除顫脈沖波形呈現(xiàn)第一相，在所述第一相期間，脈沖電壓從參考電勢(shì)增大至電壓峰值Vtl，并在所述波形的所述第一相期間從Vtl下降；以及第二相，其開(kāi)始于初始電壓\，并在所述波形的所述第二相期間從V2下降至處于所述參考電勢(shì)或與之接近的電平。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的外部除顫器，其中，電壓Vtl和V2相對(duì)于所述參考電勢(shì)具有相反方向。
12.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，還包括適于測(cè)量患者阻抗的電路，其中，根據(jù)患者阻抗的測(cè)量設(shè)置所述雙相除顫脈沖波形的參數(shù)。
13.根據(jù)權(quán)利要求1所述的外部除顫器，其中，通過(guò)控制所述波形的第二相的傾斜使所述雙相波形的總體傾斜保持在大約95%。
14.根據(jù)權(quán)利要求13所述的外部除顫器，其中，通過(guò)增大所述波形的第二相的傾斜使所述雙相波形的總體傾斜保持在大約95%。
15.一種用于輸送雙相波形的方法，包括 將電容器充電使之達(dá)到高壓電平；將所述電容器按照第一構(gòu)造耦合至患者電極，以輸送雙相波形的第一相； 將所述電容器按照第二構(gòu)造耦合至患者電極，以輸送所述雙相波形的第二相；以及控制在所述雙相波形的第二相中不與患者電極串聯(lián)的電流路徑，以控制所述雙相波形的第二相的傾斜。
全文摘要
一種除顫器產(chǎn)生雙相除顫脈沖波形，所述波形的第二相具有能夠調(diào)整的傾斜?？梢酝ㄟ^(guò)有選擇地切換在脈沖的第二相的輸送期間繞過(guò)患者的電流路徑而以可控的方式調(diào)整所述雙相波形的第二相的傾斜?？梢酝ㄟ^(guò)具有單電容的除顫器輸送本發(fā)明的雙相波形。
文檔編號(hào)A61N1/39GK102458573SQ201080026767
公開(kāi)日2012年5月16日 申請(qǐng)日期2010年6月2日 優(yōu)先權(quán)日2009年6月19日
發(fā)明者D·亨特, J·拉塞爾 申請(qǐng)人:皇家飛利浦電子股份有限公司