專利名稱：一種用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型h橋電路的制作方法
技術(shù)領(lǐng)域：
—種用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路技術(shù)領(lǐng)域[0001]本實(shí)用新型屬于醫(yī)療電子技術(shù)領(lǐng)域，具體涉及一種心臟除顫的高壓放電電路，尤其涉及用于自動體外除顫器(AED)中的實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路。
背景技術(shù)：
[0002]心臟猝死(S⑶)是在臨床癥狀出現(xiàn)I小時內(nèi)迅即發(fā)生的非預(yù)期型循環(huán)虛脫及至心臟停搏，是心血管疾病的主要死亡原因。美國健康統(tǒng)計中心的流行病學(xué)研究結(jié)果顯示，所有心血管病死亡中超過50%者為S⑶，每年我國的S⑶總數(shù)在54.4萬例以上；同時在過去的幾十年中，隨著人口老齡化進(jìn)程S⑶的發(fā)生有上升趨勢。其中，80%的S⑶歸因于惡性室性心律失常，如心室顫動(VF，簡稱室顫)。由于室顫等惡性室性心律失常發(fā)作常無預(yù)兆，發(fā)作時心室的電活動失去同步性,心臟泵血功 能喪失,如不及時采取措施轉(zhuǎn)復(fù)心律,數(shù)分鐘之內(nèi)將導(dǎo)致猝死。而這其中超過90%的室顫患者的發(fā)病地點(diǎn)是在醫(yī)院外，往往無法及時獲得救治。所以，在盡可能短的時間內(nèi)終止室顫、恢復(fù)正常心臟節(jié)律、恢復(fù)血流動力學(xué)穩(wěn)定，是避免和有效防止S⑶發(fā)生的首要任務(wù)。目前，臨床上唯一一種可有效終止心肌纖顫的方法是電擊除顫(ED，簡稱除顫)，即對心臟進(jìn)行高壓強(qiáng)電擊，使心肌細(xì)胞重新極化，回到各自的激動狀態(tài)，重新開始正常跳動。自動體外除顫器(AED)的出現(xiàn)使醫(yī)院外早期除顫成為可能，而且其“自動識別、自動分析、自動除顫”的智能特性讓電擊除顫操作變得簡單易行，非專業(yè)民眾亦可就地取用及時地對S⑶患者實(shí)施除顫搶救，縮短搶救時間，提高S⑶的搶救生存率。[0003]除顫器所釋放的電流應(yīng)是能夠終止室顫的最低能量，一般成人的電擊除顫的閾值電流為10 25安培，能量為50 300焦耳。能量過大或電流過高不但會導(dǎo)致心肌損傷和皮膚灼傷，而且會對缺血性心臟等器質(zhì)性心臟損害更大。除顫器輸出的電能最終是通過一定放電波形釋放到患者身上。因此，為了減少心肌損傷和除顫過量的副作用，國內(nèi)外學(xué)者對除顫放電方法及波形開展了大量的研究，曾經(jīng)和正在使用的一些放電波形包括:單相阻尼正弦波、單相指數(shù)截尾波、雙相指數(shù)截尾波、窄脈沖陣列雙相指數(shù)截尾波等等。實(shí)驗(yàn)研究證實(shí)，雙相波除顫時心肌所需的電勢梯度平均值僅為單相波的1/2，所需除顫能量相應(yīng)的也由單相直流除顫時的360焦耳大幅度降低到200焦耳。由此可見，同等施加同等除顫能量時，雙相波的成功率遠(yuǎn)高于單相波。目前，醫(yī)學(xué)界對于除顫技術(shù)的電生理機(jī)制尚未有公認(rèn)的結(jié)論，市場上的除顫器或AED多為指數(shù)衰減型的雙相除顫波，力求在保證較高的心肌細(xì)胞同步除顫成功率的同時，盡可能以最小的放電能量實(shí)現(xiàn)對心臟最少的損傷。[0004]一般人體的胸阻抗在20 150歐姆左右，存在較大的個體差異，現(xiàn)有的除顫器通常根據(jù)測量到的胸阻抗大小，改變雙相除顫波的放電起始電壓幅度或者放電波形寬度，達(dá)到放電能量自適應(yīng)調(diào)節(jié)和控制。中國專利200510120801.2A “除顫雙相波的波形產(chǎn)生方法”所述的除顫放電方法，其波形參數(shù)包括固定的脈沖周期和可調(diào)的放電起始電壓。中國專利200580047116.A “具有在形成治療雙相波形中使用的離散感測脈沖的自動體外除顫器(AED)”，該感測脈沖用于在釋放除顫波形之前確定患者的胸阻抗等特定參數(shù)，并基于此參數(shù)調(diào)整放電波形。中國專利200710046179.4A“用窄脈沖實(shí)現(xiàn)低能量除顫的方法及裝置”是當(dāng)除顫的放電波形為雙相指數(shù)截尾指數(shù)波時，每次點(diǎn)擊的脈寬在0.5ms 4ms之間可調(diào)。中國專利200910061191.1“智能中頻雙向方波除顫方法”用5KHz的中頻恒定電流檢測胸阻抗，并相應(yīng)調(diào)節(jié)放電波形參數(shù)，對患者發(fā)出5KHz中頻的雙相除顫叢狀脈沖方波。美國專利US6, 671，546和專利US6，493，580公開的一種類似的更高頻率的多脈沖雙相波技術(shù)，將第一相除顫脈沖和第二相除顫脈沖的周期固定，雙相波形分割為多個窄脈沖波形構(gòu)成。以上專利及雖然都采用了雙相除顫波，但是正相和反相實(shí)質(zhì)是只有一個波，呈高壓指數(shù)衰減下降形式。其主要不足在于:(1)指數(shù)波的尖峰部分過道超過除顫閾值，既浪費(fèi)能量又容易產(chǎn)生過強(qiáng)刺激對心肌產(chǎn)生損傷；(2)能量控制偏差較大，除顫器釋放的能量根據(jù)胸阻抗調(diào)整，較難實(shí)現(xiàn)個體化精確控制，特別是阻抗特別高或者特別低的患者；(3)指數(shù)波的尖峰部分，要求更高起始電壓的電容儲能器和更高耐壓要求的除顫輸出級，增加了除顫器設(shè)備的設(shè)計復(fù)雜度和制造成本。
發(fā)明內(nèi)容本實(shí)用新型的目的在于針對上述現(xiàn)有技術(shù)的不足而提出一種能產(chǎn)生雙相鋸齒放電波形的擴(kuò)展型H橋電路，用于心臟除顫器設(shè)備；該電路可針對不同的患者，提供更加個體化精確控制的除顫電能，同時獲得比儲能電容器源電壓更高的放電輸出電壓，降低對放電橋路的高壓特性要求和節(jié)約器件成本。本實(shí)用新型提供的產(chǎn)生雙相鋸齒放電波形的擴(kuò)展型H橋電路，作為除顫器輸出級，具體構(gòu)成如下:由至少一只儲能電容器、一只電感線圈、一只電流傳感器和多只控制開關(guān)構(gòu)成，其中，控制開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個豎臂橋路和兩個橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)，控制開關(guān)按照預(yù)定的時序形成高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相脈沖的除顫電流；其中:所述的除顫器輸出級中，通過控制擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括儲能電容器與電·感線圈的電感儲能橋路回路；
·[0008]所述的除顫器輸出級中，通過控制擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括儲能電容器與患者相連的患者放電橋路回路；所述的除顫器輸出級中，通過控制擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括電感線圈、儲能電容器和患者相連的患者放電橋路回路；所述的除顫器輸出級中，所述電流傳感器置于患者放電橋路回路或者電感儲能橋路回路中，在放電過程中實(shí)時感測該回路電流的幅度。利用上述擴(kuò)展型H橋路構(gòu)成的除顫器輸出級，可用于自動體外除顫器(AED)中產(chǎn)生雙相鋸齒放電波形，即通過包含一個帶電感線圈的擴(kuò)展型H橋路除顫器輸出級，以預(yù)先設(shè)定的一系列橋路開關(guān)組合及控制策略，可將儲能電各器中的電能和電感線圈中感應(yīng)電能以合并地(或者單獨(dú)地)方式，經(jīng)由除顫電極以鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的脈沖形式在患者身上進(jìn)行一次快速地高壓電擊放電，以此達(dá)到終止體內(nèi)心室纖維顫動、降低高壓除顫對心肌的損傷，實(shí)現(xiàn)對患者及時搶救的目的；其中，除顫放電電壓可高于儲能電容器的輸出源電壓，除顫電能的輸出控制根據(jù)患者個體化差異獲得更加精確控制。具體步驟如下:第一步，出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲能電容器的充電準(zhǔn)備，并設(shè)定放電電流參數(shù)，包括放電電流幅度的參考區(qū)間值、正相鋸齒波總數(shù)和反相鋸齒波總數(shù)；[0013]第二步，控制H橋電路開關(guān)的組合方式，構(gòu)成所述的正相電感橋路儲能，由儲能電容器向電感線圈進(jìn)行放電儲能，由此流經(jīng)電感線圈的電流幅度亦逐步升高，并實(shí)時反饋到同一橋路的電流傳感器上；[0014]第三步，當(dāng)該電流傳感器上的電流升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時，控制H橋電路開關(guān)組合方式(斷開正相電感儲能橋路，并連通正相患者放電橋路)，由感應(yīng)的電感線圈的電能和儲能電容器合并同時對患者進(jìn)行除顫放電，并實(shí)時反饋到該橋路的電流傳感器上；[0015]第四步，當(dāng)該電流傳感器上的放電電流降低到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的下限時，控制H橋電路開關(guān)的組合方式(斷開正相患者放電橋路，并連通正相電感儲能橋路)，同時增加一個鋸齒波計數(shù)，并與預(yù)設(shè)的正相鋸齒波總數(shù)比較，如不足，則重復(fù)第二步 第四步；[0016]第五步，完成正相鋸齒脈沖放電后，控制H橋電路開關(guān)的組合方式，按類似第二步 第四第步，實(shí)施反相鋸齒脈沖放電。[0017]本實(shí)用新型中，所述擴(kuò)展型H橋電路，通過控制橋路開關(guān)的組合方式，亦可工作在降壓模式。[0018]本實(shí)用新型中，所述擴(kuò)展型H橋電路，其對H橋路開關(guān)組合方式的控制是由微型控制器(MCU)實(shí)現(xiàn)。[0019]本實(shí)用新型中，所述擴(kuò)展型H橋電路，其電流傳感器由歐姆電阻實(shí)現(xiàn)，測量得到的電流值輸入到所述的微型控制器，與參考值比較后，再由微型控制器輸出并控制橋路開關(guān)的組合方式。[0020]本實(shí)用新型中，所述擴(kuò)展型H橋電路中，橋路開關(guān)包括一個或多個IGBT或SCR開關(guān)。[0021]采用上述技術(shù)方案構(gòu)成的心臟除顫器，根據(jù)檢測到的可電擊異常心電信息及患者的胸阻抗，自動地預(yù)先設(shè)定除顫放電波形參數(shù)，并立即向患者輸出雙相鋸齒矩形波高壓電擊電流。其特征在于擴(kuò)展型H橋路中的電流傳感器實(shí)時檢測出電擊除顫過程中放電電流的幅度，并與預(yù)設(shè)的電流幅度參考區(qū)間值進(jìn)行比較，進(jìn)而通過導(dǎo)通正相(或反相)電感儲能橋路升高電流幅度(當(dāng)幅度低于區(qū)間下限時)，或者導(dǎo)通正相(或反相)患者放電橋路降低電流幅度(當(dāng)幅度高于區(qū)間下限時)，由此在患者身上獲得一呈現(xiàn)雙相鋸齒波形的除顫放電電流，其除顫放電電壓可高于儲能電容器的輸出源電壓，避免了現(xiàn)有雙相指數(shù)波的尖峰部分對高壓放電電路較高起始電壓的要求，有利于降低除顫器高壓放電輸出級的成本和增加電路的工作可靠性；同時，除顫 波形不僅對患者心肌損傷較小，而且電擊同步除顫成功率亦有較大提高，針對不同胸阻抗的患者差異，能提供更加個體化精確的電擊能量控制。


[0022]圖1是本實(shí)用新型實(shí)施例的一種心臟除顫放電擴(kuò)展型H橋路示意圖。[0023]圖2是圖1的除顫放電控制流程圖。[0024]圖3是圖1的除顫放電電流波形示意圖。[0025]圖4是圖1實(shí)施例的一種自動體外除顫器裝置(AED)框圖。[0026]圖5是圖1實(shí)施例的另一種自動體外除顫器裝置(AED)框圖。
具體實(shí)施方式
[0027]
以下結(jié)合附圖所示的最佳實(shí)施例進(jìn)一步闡述本實(shí)用新型:參照附圖1，一種心臟除顫器中一種產(chǎn)生雙相鋸齒放電波形的擴(kuò)展型H橋電路，包含至少一個電感線圈(L)和至少一只儲能電容器(C)，以及多只控制開關(guān)(SfS6)構(gòu)成，其中，控制開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個豎臂橋路(S1-S3，S5-S6, S2-S4)和兩個橫臂橋路(Rp-患者，Rl -L)的擴(kuò)展型H橋電路，控制開關(guān)按照預(yù)定的時序形成高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極
(3)向患者輸出雙相脈沖的除顫電流(Ip);由此實(shí)現(xiàn)將儲能電容器(C)中的電能和電感線圈(L)中感應(yīng)電能分別或者合并經(jīng)由除顫電極以雙相鋸齒波的脈沖形式在患者身上進(jìn)行一次快速地高壓電擊放電，以此達(dá)到終止體內(nèi)心室纖維顫動，實(shí)現(xiàn)對患者及時搶救的目的。本實(shí)施例采用的本實(shí)用新型雙相鋸齒方波除顫放電方法，可提供比儲能電容器源電壓更高的放電輸出電壓，有利于降低對放電橋路的高壓特性要求和節(jié)約器件成本；同時，產(chǎn)生的鋸齒細(xì)波疊加在雙相矩形波上的除顫放電電流，可為患者提供個體化精確控制的除顫電能，有利于提高心臟電擊除顫的成功率和有效降低高壓除顫時的心肌損傷。本實(shí)用新型給出的除顫放電方法用到的除顫器輸出級的具體構(gòu)成及特征如下:所述的除顫器輸出級(2)，通過控制擴(kuò)展型H橋路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括儲能電容器(C)與電感線圈(L)的正相電感儲能橋路回路(S1-L-S6)或者反相電感儲能橋路回路(S5-L-S3)；所述的除顫器輸出級(2)，通過控制擴(kuò)展型H橋路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括電感線圈(L)和儲能電容器(C)與患者相連的正相患者放電橋路回路(S1-L-患者-S4)或者反相患者放電橋路回路(S2-患者-L-S3)；所述的除顫器輸出級(2)，通過控制擴(kuò)展型H橋路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括儲能電容器(C)與患者相連的正相患者放電橋路回路(S3-L-患者-S4)或者反相患者放電橋路回路(S1- S2-患者-L )；所述的除顫器輸出級(2)，至少包括一只電流傳感器(Rp或RJ，該電流傳感器置于患者放電橋路回路(或者電感儲能橋路回路)，在放電過程中實(shí)時感測該支路電流(Ip或込)的幅度。參照附圖2和圖3，基于一種擴(kuò)展型H橋路除顫輸出級(2)實(shí)現(xiàn)的除顫放電方法，即根據(jù)檢測到的可電擊異常心電信息及患者的胸阻抗，自動地預(yù)先設(shè)定除顫放電波形參數(shù)(正相電流參考區(qū)間Imax+ Imin+，反相Imax- Imin-、正相鋸齒波總數(shù)M和反相鋸齒波總數(shù)N)，并立即向患者輸出雙相鋸齒矩形波高壓電擊電流(Ip)。其特征在于擴(kuò)展型H橋路
(2)中的電流傳感器(Rp或&)實(shí)時檢測出電擊除顫過程中放電電流(Ip或IJ的幅度，并與預(yù)設(shè)的電流幅度參考區(qū)間值進(jìn)行比較，進(jìn)而通過導(dǎo)通正相電感儲能橋路(S1-L-&-S6，或反相電感儲能橋路S5-L-&-S3)升高電流幅度(當(dāng)幅度低于區(qū)間下限時)，或者導(dǎo)通正相患者放電橋路(S1-L-患者-RP_S4,或反相S2-患者-RP-L_S3)降低電流幅度(當(dāng)幅度聞于區(qū)間下限時)，由此在患者身上獲得一呈現(xiàn)雙相鋸齒波形的除顫放電電流(4)，其電壓可高于儲能電容的電壓；其步驟如下:第I步，出現(xiàn)可電擊心律并建議除顫放電后，完成儲能電容器的充電準(zhǔn)備，并設(shè)定放電電流參數(shù)，包括放電電流幅度的參考區(qū)間值(正相電流參考區(qū)間Imax+ Imin+，反相Imax- Imin-)、正相鋸齒波總數(shù)(M)和反相鋸齒波總數(shù)(N)；第2步( ,時刻)，控制橋路開關(guān)的組合方式，構(gòu)成如權(quán)利要求1所述的正相電感儲能橋路(S 1-L-&-S6)，由儲能電容器(C)向電感線圈(L)進(jìn)行放電，由此流經(jīng)電感線圈的電流幅度(Ip)亦逐步升高，并實(shí)時反饋到同一橋路的電流傳感器上( )；[0036]第3步U7時刻)，當(dāng)該電流傳感器( )上的電流升高到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的上限時(Imax+),控制橋路開關(guān)組合方式(斷開電感儲能橋路Sl-L-患者-RP_S4,并連通正相患者放電橋路Sl-L-患者-RP_S4)，由感應(yīng)的電感線圈和儲能電容器同時對患者進(jìn)行除顫放電，并實(shí)時反饋到該橋路的電流傳感器上；[0037]第4步(匕時刻)，當(dāng)該電流傳感器上的放電電流降低到預(yù)設(shè)參考區(qū)間的下限時，控制橋路開關(guān)的組合方式(斷開正相患者放電橋路，并連通電感儲能橋路)，同時增加一個鋸齒波計數(shù)，并與預(yù)設(shè)的正相鋸齒波總數(shù)比較，如不足，則重復(fù)第2 4步；[0038]第5步，完成正相鋸齒脈沖放電后(G時刻)，控制橋路開關(guān)的組合方式，按類似第2 4步實(shí)施反相鋸齒脈沖放電(G t6時刻)。[0039]參照附圖4，采用本實(shí)用新型的一種實(shí)施例自動體外除顫器裝置(AED)框圖，其系統(tǒng)構(gòu)成為:基于微處理器的主控制模塊(8)為核心，通過相應(yīng)接口分別連接到心電及胸阻抗等生理參數(shù)采集模塊(5)、人機(jī)交互模塊(6)、無線通信模塊(7)、高壓充電模塊(10)、除顫放電H橋路模塊(11)等功能模塊；上述功能模塊統(tǒng)一由鋰電池(9)供電，并全部置于一密閉的輕薄高強(qiáng)度便攜式盒體內(nèi)，通過兩除顫電極片(3)連接至患者體表(I)。上述AED裝置可工作在省電模式的日常循環(huán)自檢狀態(tài)和急救模式的電擊除顫工作狀態(tài)。電擊除顫工作狀態(tài)時，其主控程序或者嵌入式操作系統(tǒng)統(tǒng)一控制和協(xié)調(diào)各模塊工作，包括:根據(jù)所測定患者胸阻抗信息預(yù)先設(shè)定個性化的精確放電波形參數(shù)，一旦待救患者的心電信息通過連續(xù)地自動分析，其結(jié)果呈現(xiàn)可電擊心律時，主控程序?qū)⒘⒓窗l(fā)出充電指令和按照本實(shí)用新型給出的雙相鋸齒方波高壓放電方法，進(jìn)行高壓電擊除顫搶救；另外在整個搶救過程中，上述AED裝置將輔于聲音和燈光提示，分步指導(dǎo)施救者完成“貼放電擊、人工呼吸、CPR胸外按壓、除顫放電”等一系列搶救操作，上述裝置亦會將整個除顫搶救事件的心電信息、控制指令以及設(shè)備參數(shù)等信息全部存放，用于事后由無線通訊模塊輸出進(jìn)行事件回放和分析。其中，所述的除顫放電H橋路輸出級各主要硬件部分的選型及工作方式如下:[0040]所述的輸出級H橋路(11)高 壓側(cè)開關(guān)(SI，S2，S5)選擇IGBT，低壓側(cè)開關(guān)(S3，S4，S6)選擇可控硅型SCR開關(guān)，或者只少一只為IGBT，H橋路所有開關(guān)(Sf S6)均有主控模塊(8)按照本實(shí)用新型的高壓放電方法控制；[0041]參照附圖5，采用本實(shí)用新型的另一種實(shí)施例自動體外除顫器裝置(AED)框圖，其所給出的H橋路是在上述實(shí)施例H橋路的基礎(chǔ)上做了進(jìn)一步改進(jìn)，包括:[0042]所述的除顫器輸出級(12)，在儲能電容器(C)兩端增加一只并聯(lián)的續(xù)流二極管(D )，構(gòu)成除顫器的自放電基本回路(C-S7-D )；[0043]所述的除顫器輸出級(12)，正、反相放電時的電感儲能橋路均為S7-&-L-S6 ；[0044]所述的除顫器輸出級(12)，一種升壓放電橋路包括正相患者放電橋路S7-&-L-患者-S1_RP_S4和反相患者放電橋路S1-Rlj-L-患者-S2-RP_S3,由此可實(shí)現(xiàn)儲能電容器的電能與電感線圈感應(yīng)的電能合并對患者進(jìn)行除顫放電，其輸出放電電壓可高于儲能電容器的電壓，從而實(shí)現(xiàn)升壓放電功能，其中的除顫放電電流由&檢測獲得。[0045]所述的除顫器輸出級(12)，一種降壓方式的放電橋路包括正相患者放電橋路D-L-Sl-患者-Rp-S4和反相患者 放電橋路D-L-S2-患者-Rp-S3,由此可實(shí)現(xiàn)電感線圈感應(yīng)的電能單獨(dú)地對患者進(jìn)行除顫放電，其輸出放電電壓低于儲能電容器的電壓，其中的除顫放電電流由Rp檢測獲得。上述AED裝置的主控模塊(8)基于設(shè)定的放電波形參數(shù)，按照本實(shí)用新型的高壓放電方法及控制策略，調(diào)整和改變輸出級的H橋路結(jié)構(gòu)，從而實(shí)施本專利所述的向患者輸出一定幅度范圍內(nèi)呈鋸齒方波波形的除顫放電電流，最終實(shí)現(xiàn)對室顫患者的快速有效電擊除顫，挽救患者的寶貴生命。在上述實(shí)施例中，AED電除顫裝置的心電及胸阻抗等生理參數(shù)采集模塊(5)、人機(jī)交互模塊(6 )、無線通信模塊(7 )、高壓充電模塊(10 )、電極(3 )、電池模塊(9 )等功能模塊和驅(qū)動電路、心電自動分析和識別、各模塊通訊協(xié)議及主控程序、CPR輔助搶救方法等內(nèi)容不是本實(shí)用新型的內(nèi)容，故未給出詳細(xì)闡述，具體可參考相關(guān)技術(shù)資料和現(xiàn)有的心臟除顫裝置及系統(tǒng)來 實(shí)現(xiàn)。
權(quán)利要求1.一種用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路，作為除顫器輸出級，其特征在于:由至少一只儲能電容器、至少一只電感線圈、至少一只電流傳感器和多只控制開關(guān)構(gòu)成，其中，控制開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個豎臂橋路和兩個橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)，控制開關(guān)按照預(yù)定的時序形成高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相脈沖的除顫電流；其中: 所述的除顫器輸出級中，通過控制擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括儲能電容器與電感線圈的電感儲能橋路回路； 所述的除顫器輸出級中，通過控制擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括儲能電容器與患者相連的患者放電橋路回路； 所述的除顫器輸出級中，通過控制擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)的組合方式，可構(gòu)成至少一個包括電感線圈、儲能電容器和患者相連的患者放電橋路回路； 所述的除顫器輸出級中，所述電流傳感器置于患者放電橋路回路或者電感儲能橋路回路中，在放電過程中實(shí)時感測該回路電流的幅度。
2.如權(quán)利要求1所述的用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路，其特征在于:其對H橋路開關(guān)組合方式的控制由微型控制器實(shí)現(xiàn)。
3.如權(quán)利要求3所述的用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路，其特征在于:電流傳感器由歐姆電阻實(shí)現(xiàn)，測量得到的電流值輸入到所述的微型控制器，與參考值比較后，再由微型控制器輸出并控制橋路開關(guān)的組合方式。
4.如權(quán)利要求1所述的用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路，其特征在于:所述的H橋路開關(guān) 包括一個或多個IGBT或SCR開關(guān)。
專利摘要本實(shí)用新型屬于醫(yī)療電子技術(shù)領(lǐng)域，具體為一種用于心臟除顫器中實(shí)現(xiàn)高壓放電的擴(kuò)展型H橋電路。該電路由至少一只儲能電容器、一只電感線圈、一只電流傳感器和多只控制開關(guān)構(gòu)成，其中，多只控制開關(guān)互聯(lián)構(gòu)成帶有三個豎臂橋路和兩個橫臂橋路的擴(kuò)展型H橋電路開關(guān)，控制開關(guān)按照預(yù)定的時序形成高壓放電電路，經(jīng)由除顫電極向患者輸出雙相鋸齒波的脈沖形式的雙相脈沖除顫電流，達(dá)到終止體內(nèi)心室纖維顫動，實(shí)施對患者及時搶救。本實(shí)用可降低對放電橋路的高壓特性要求和節(jié)約器件成本；同時可為患者提供個體化精確控制的除顫電能，有利于提高心臟電擊除顫的成功率，降低高壓除顫時的心肌損傷。
文檔編號A61N1/39GK203139392SQ20122070843
公開日2013年8月21日 申請日期2012年12月20日 優(yōu)先權(quán)日2012年12月20日
發(fā)明者賴大坤, 王旭 申請人:久心醫(yī)療科技(蘇州)有限公司