一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置.pdf

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1、(10)申请公布号 CN 103816615 A (43)申请公布日 2014.05.28 CN 103816615 A (21)申请号 201310671417.6 (22)申请日 2013.12.10 A61N 1/39(2006.01) (71)申请人 电子科技大学 地址 611731 四川省成都市高新区 （西区） 西 源大道 2006 号 (72)发明人 赖大坤 (54) 发明名称 一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方 法和装置 (57) 摘要 本发明提供了一种用于心脏除颤器的放电剂 量精确控制方法和装置 ： 除颤器根据感测到的胸 阻抗大小自动设定除颤放电所需的最低电能量 ； 计算出。

2、双相锯齿脉冲放电波形的幅度参考区间 值、 正相和反相锯齿波总数 ； 按照预先设定的 H 桥 路开关控制策略， 将储能电容器中的电能以双相 锯齿波脉冲的形式在患者身上进行一次快速地 高压电除颤。本发明基于患者胸阻抗感测和个体 化定制的双相锯齿脉冲放电， 对处于室颤状态下 的心脏提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相 矩形波上的除颤放电电流 ； 通过控制正、 反相锯 齿波数， 实现对患者放电剂量的精确、 灵活控制， 有利于提高除颤放电个体针对性和一次除颤成功 率， 并通过降低高压幅度有效降低除颤过程中对 心肌形成的损伤。 (51)Int.Cl. 权利要求书 2 页 说明书 7 页 附图 4 页 (1。

3、9)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书2页 说明书7页 附图4页 (10)申请公布号 CN 103816615 A CN 103816615 A 1/2 页 2 1. 一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 其特征在于 ： 除颤器根据患 者的胸阻抗大小自动设定一次除颤放电所需的最低电能量 ； 进而计算出双相锯齿矩形脉冲 放电波形的放电电流幅度的参考区间值、 正相锯齿波总数和反相锯齿波总数 ； 按照该正、 反 相锯齿波数快速地控制输出级 H 桥路开关组合， 实施本次除颤设定的脉冲波形和实现放电 剂量的精确控制 ； 所述的除颤器放电输出波形， 采用双相锯齿矩形。

4、脉冲波形向患者释放高压电能， 该放 电脉冲包括正相和反相两个不同放电状态 ； 所述的除颤器放电输出波形， 采用双相锯齿矩形波形的高压除颤放电， 对处于纤维颤 动的心室肌提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相矩形波上的除颤放电电流 ; 所述的除颤器放电输出波形， 正相或者反相放电期间的锯齿细波由一个或多个锯齿小 波构成， 正相放电的锯齿波数与反相的波数相同或者不同 ； 所述的除颤器放电输出波形， 正相放电脉冲期间或反相放电期间的各个锯齿小波的峰 值幅度范围相同， 正相和反相脉冲之间的锯齿小波的幅度相同或者不同 ； 所述的除颤器放电输出波形， 根据患者胸阻抗大小自动计算和设定双相锯齿放电脉冲 的正、。

5、 反相电压或者电流幅度， 以及正、 反相各自锯齿小波总数 ； 所述的除颤器放电输出波形， 通过控制 H 型输出桥路的电路开关， 在患者身上依次释 放带有上述设定的正相和反相锯齿小波数的放电脉冲， 实现对除颤放电剂量的精确控制。 2. 如权利 1 所述的用于一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 其特征 在于 ： 具有产生双相锯齿脉冲放电波形的除颤器输出级 H 桥路， 通过控制开关互联构成正 相脉冲支路和反相脉冲支路 （或者高压侧支路和低压侧支路） ， 按照预定的时序形成正、 反 相高压放电电路， 经由除颤电极向患者输出双相脉冲的除颤电流 ； 所述的除颤器输出级 H 桥路， 包括包含至。

6、少一只储能电容器、 一只电感线圈、 一只电流 传感器和多只控制开关构成 ； 所述的除颤器输出级H桥路， 至少包括一只电感线圈， 该电感线圈与患者串联构成H桥 路横臂 ； 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括一只半导体二极管， 该二极管与桥路开关并联， 在开关断开的情况下具有续流作用 ； 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括由上述电感线圈与上述续流二极管构成的一个 正相 （或反相） 续流放电桥路 ； 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括一只电流传感器， 该电流传感器置于某一桥路 支路， 在放电过程中实时感测该支路的电流幅度。 3. 如权利 1 所述的用于一种用于心脏除颤器的放电剂量精。

7、确控制方法和装置， 其特征 在于 ： 具有感测患者胸阻抗大小的功能， 除颤器通过胸阻抗检测电路向患者发送一个 5 30KHz， 1mA 的无损伤中频电信号， 通过对检测到的信号依次进行差分放大、 包络检波和低通 滤波， 获得患者的胸阻抗信号。 4. 如权力要求 1 所述的用于一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 其 特征在于 ： 构成的 AED 除颤器包括微处理器、 心电检测电路、 胸阻抗测量电路、 除颤放电桥 路、 高压充电电路、 内部自放电电路、 储能电容器组、 电池组、 实时时钟、 存储器等， 此外还有 声音提示、 按键开关和 LED 显示等人机接口 ； 高压充电电路为颤器输。

8、出级提供高压电， 胸阻 权 利 要 求 书 CN 103816615 A 2 2/2 页 3 抗及心电采集电路模块、 人机交互接口， 分别与微处理器连接， 受微处理器控制 ； 除颤器放 电桥路与微处理器连接， 除颤器放电桥路由控制开关互联构成 H 桥路开关， 均受微处理器 控制。 权 利 要 求 书 CN 103816615 A 3 1/7 页 4 一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置 技术领域 0001 本发明属于医疗电子技术领域， 具体涉及一种心脏除颤的放电剂量控制方法， 尤 其涉及用于自动体外除颤器 （AED） 中的基于双相锯齿方波输出桥路的除颤放电剂量精确控 制方法。 背景技。

9、术 0002 心脏猝死 （SCD） 是在临床症状出现 1 小时内迅即发生的非预期型循环虚脱及至心 脏停搏， 是心血管疾病的主要死亡原因。 美国健康统计中心的流行病学研究结果显示， 所有 心血管病死亡中超过 50% 者为 SCD， 每年我国的 SCD 总数在 54.4 万例以上 ； 同时在过去的 几十年中， 随着人口老龄化进程 SCD 的发生有上升趋势。其中， 80% 的 SCD 归因于恶性室性 心律失常， 如心室颤动 （VF， 简称室颤） 。由于室颤等恶性室性心律失常发作常无预兆， 发作 时心室的电活动失去同步性， 心脏泵血功能丧失， 如不及时采取措施转复心律， 数分钟之内 将导致猝死。而这其。

10、中超过 90% 的室颤患者的发病地点是在医院外， 往往无法及时获得救 治。 所以， 在尽可能短的时间内终止室颤、 恢复正常心脏节律、 恢复血流动力学稳定， 是避免 和有效防止 SCD 发生的首要任务。 0003 目前， 临床上唯一一种可有效终止心肌纤颤的方法是电击除颤 （ED， 简称除颤） ， 即 对心脏进行高压强电击， 使心肌细胞重新极化， 回到各自的激动状态， 重新开始正常跳动。 自1947年美国医生Beck完成第一例电除颤抢救后， 心脏电除颤方法及放电策略不断改进， 各种电除颤器相继面世， 今天电除颤器已成为临床医院的必不可少仪器。 近年， 自动体外除 颤器 （AED） 的出现使得医院外。

11、实施早期除颤急救成为可能， 其主要包括心电图检测、 心脏节 律分析和放电决策咨询等子系统， 具有 “自动识别、 自动分析、 自动除颤” 的智能特性。AED 可实现全自动自动除颤放电， 或者建议何时执行电击除颤， 而由操作者执行按下 “电击” 按 钮实施电除颤， 让电击除颤操作变得简单易行， 非专业民众亦可就地取用及时地对 SCD 患 者实施除颤抢救， 缩短抢救时间， 提高 SCD 的抢救生存率。 0004 除颤器对患者心脏实施电击除颤的过程， 实际上是通过电极向人体施加一瞬间的 高压电刺激， 最终所释放的电能应是能够终止心肌纤颤的最低能量。实际应用中， 一次成 功除颤所需的放电剂量， 因人而异。

12、， 因症而异， 存在较大的个体差异。一般人体的胸阻抗在 20 150 欧姆左右， 成人的电击除颤的阈值电流为 10 25 安培， 放电时间 5 15ms， 能量 剂量为 50 300 焦耳， 婴儿及儿童所需阈值电流和放电能量则要比成人小。美国心脏协会 （AHA） 指南推荐的室颤放电剂量为 ： 首次除颤推荐的放电能量是 200J， 第二次 200 300J， 第三次 360J。除颤器中， 除颤电压 （伏特 V） = 除颤电流 （安培 A） 胸阻抗 （欧姆 ） , 电流 是除颤最根本的因素， 保持除颤电流不变， 人体胸阻抗决定了所需的除颤电压高低 ； 同时， 除颤能量 （焦耳 J） = 除颤电压 。

13、（伏特 V） 除颤电流 （安培 A） 放电时间 （毫秒 ms） ， 除颤电 压、 胸阻抗及放电时间越决定了实际释放到人体的除颤放电剂量大小。 除颤放电剂量过大， 或者电流过高不但会导致心肌损伤和皮肤灼伤， 而且会对缺血性心脏等器质性心脏损害更 大 ； 相应地， 如果除颤放电输出的剂量不足， 则无法成功实施除颤， 严重时会错过宝贵的救 说 明 书 CN 103816615 A 4 2/7 页 5 治时机。 因此， 为了减少除颤过量的副作用和提高除颤成功率， 国内外学者对除颤放电方法 及波形开展了大量的研究， 曾经和正在使用的一些放电波形包括 ： 单相阻尼正弦波、 单相指 数截尾波、 双相指数截尾。

14、波、 窄脉冲阵列双相指数截尾波等等。实验研究证实， 双相波除颤 时心肌所需的电势梯度平均值仅为单相波的 1/2， 所需除颤能量相应的也由单相直流除颤 时的 360 焦耳大幅度降低到 200 焦耳。由此可见， 同等施加同等除颤能量时， 双相波的成功 率远高于单相波。 迄今为止， 医学界对于除颤技术的电生理机制尚未有公认的结论， 市场上 的除颤器或 AED 多为指数衰减型的双相除颤波， 力求在保证较高的心肌细胞同步除颤成功 率的同时， 尽可能以最小的放电能量实现对心脏最少的损伤。 0005 目前， 现有的除颤器通常根据测量到的患者胸阻抗大小， 改变上述指数衰减型的 双相除颤波的放电起始电压幅度或者。

15、放电波形宽度， 达到放电能量自动调节和控制。中 国专利 200510120801.2A“除颤双相波的波形产生方法” 所述的除颤放电方法， 其波形参 数包括固定的脉冲周期和可调的放电起始电压。中国专利 200580047116.A“具有在形 成治疗双相波形中使用的离散感测脉冲的自动体外除颤器 （AED） ” ， 该感测脉冲用于在释 放除颤波形之前确定患者的胸阻抗等特定参数， 并基于此参数调整放电波形。中国专利 200710046179.4A“用窄脉冲实现低能量除颤的方法及装置” 是当除颤的放电波形为双相指 数截尾指数波时， 每次点击的脉宽在0.5ms4ms之间可调。 中国专利2009100611。

16、91.1 “智 能中频双相方波除颤方法”用 5KHz 的中频恒定电流检测胸阻抗， 并相应调节放电波形 参数， 对患者发出 5KHz 中频的双相除颤丛状脉冲方波。美国专利 US6,671,546 和专利 US6,493,580 公开的一种类似的更高频率的多脉冲双相波技术， 将第一相除颤脉冲和第二 相除颤脉冲的周期固定， 双相波形分割为多个窄脉冲波形构成。以上专利及虽然都采用了 双相除颤波， 但是正相和反相实质是只有一个波， 呈高压指数衰减下降形式。其主要不足 在于 ：（1） 能量控制偏差较大， 除颤器释放的能量根据胸阻抗调整， 较难实现个体化精确控 制， 特别是阻抗特别高或者特别低的患者 ；（2。

17、） 指数波的尖峰部分过道超过除颤阈值， 既浪 费能量又容易产生过强刺激对心肌产生损伤 ；（3） 指数波的尖峰部分， 要求更高起始电压 的电容储能器和更高耐压要求的除颤输出级， 增加了除颤器设备的设计复杂度和制造成 本。 发明内容 0006 本发明的目的在于针对上述现有技术的不足而提出一种用于心脏除颤器的放电 剂量精确控制方法和装置， 用于自动体外除颤器 （AED） ； 该方法根据不同的患者， 提供一种 基于双相锯齿方波输出桥路的个体化除颤放电脉冲， 除颤放电剂量的控制更加灵活和精 确 ； 同时， 除颤器能获得比储能电容器源电压更高的放电输出电压， 有效降低对放电桥路的 高压特性要求和节约器件成。

18、本。 0007 本发明的目的由以下技术方案来实现 ： 0008 一种用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 即除颤器根据感测到的患 者胸阻抗大小自动设定一次除颤放电所需的最低电能量 ； 进而计算出双相锯齿脉冲放电波 形的放电电流幅度的参考区间值、 正相锯齿波总数和反相锯齿波总数 ； 然后， 按照预先设定 的一系列桥路开关组合及控制策略， 将储能电容器中的电能经由除颤电极以双相锯齿波的 脉冲形式在患者身上进行一次快速地高压电击放电 ； 以此达到终止体内心室纤维颤动， 实 说 明 书 CN 103816615 A 5 3/7 页 6 现对患者及时抢救的目的 ； 上述基于患者胸阻抗感测和个体化。

19、的双相锯齿矩形脉冲放电， 对处于纤维颤动的心室肌提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相矩形波上的除颤放电 电流， 除颤器通过控制正、 反相锯齿波数， 可以实现对患者放电剂量的精确、 灵活控制， 有利 于提高除颤放电个体针对性和一次除颤成功率， 并通过降低高压幅度有效降低除颤过程中 对心肌形成的损伤。 0009 本发明给出的用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 所述的除颤器放 电输出波形， 其技术特征如下 ： 0010 （1） 所述的除颤放电输出波形， 采用双相锯齿矩形脉冲波形向患者释放高压电能， 该放电脉冲包括正向和反向两个不同放电状态 ； 0011 （2） 所述的除颤放电输出波形， 采。

20、用双相锯齿矩形波形的高压除颤放电， 对处于纤 维颤动的心室肌提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相矩形波上的除颤放电电流 ； 0012 （3） 所述的除颤放电输出波形， 正向或者反向放电期间的锯齿细波由一个或多个 锯齿小波构成， 正向放电的锯齿波数与反向的波数可以相同或者不同 ； 0013 （4） 所述的除颤放电输出波形， 正向放电脉冲期间或反向放电期间的各个锯齿小 波的峰值幅度范围相同， 正向和反向脉冲之间的锯齿小波的幅度可以相同或者不同 ； 0014 （5） 所述的除颤放电输出波形， 根据患者胸阻抗大小自动计算和设定双相锯齿放 电脉冲的正、 反相电压或者电流幅度， 以及正、 反相各自锯齿小波。

21、总数 ； 0015 （6） 所述的除颤放电输出波形， 通过控制 H 型输出桥路的电路开关， 在患者身上依 次释放带有上述设定的正相和反相锯齿小波数的放电脉冲， 实现对除颤放电剂量的精确控 制。 0016 本发明给出的用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 所述的具有产生 双相锯齿脉冲放电波形的除颤器输出级， 其技术特征在于 ： 0017 （1） 所述的除颤器输出级 H 桥路， 通过控制开关互联构成正相脉冲支路和反相脉 冲支路 （或者高压侧支路和低压侧支路） ， 按照预定的时序形成正、 反相高压放电电路， 经由 除颤电极向患者输出双相脉冲的除颤电流 ； 其特征在于 ： 0018 （2） 所。

22、述的除颤器输出级 H 桥路， 包括包含至少一只储能电容器、 一只电感线圈、 一只电流传感器和多只控制开关构成 ； 0019 （3） 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括一只电感线圈， 该电感线圈与患者串联 构成 H 桥路横臂 ； 0020 （4） 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括一只半导体二极管， 该二极管与桥路开 关并联， 在开关断开的情况下具有续流作用 ； 0021 （5） 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括由上述电感线圈与上述续流二极管构 成的一个正相 （或反相） 续流放电桥路 ； 0022 （6） 所述的除颤器输出级 H 桥路， 至少包括一只电流传感器， 该电流传感器。

23、置于某 一桥路支路， 在放电过程中实时感测该支路的电流幅度。 0023 本发明给出的用于心脏除颤器的放电剂量精确控制方法和装置， 其技术特征还 包括 ： 具有感测患者胸阻抗大小的功能， 除颤器通过胸阻抗检测电路向患者发送一个 5 30KHz， 1mA 的无损伤中频电信号， 通过对检测到的信号依次进行差分放大、 包络检波和低通 滤波， 获得患者的胸阻抗信号。 说 明 书 CN 103816615 A 6 4/7 页 7 0024 利用上述胸阻抗检测电路和双相锯齿脉冲放电桥路构成的除颤器输出级， 用于自 动体外除颤器 （AED） ， 可实现本发明的放电剂量患者个体化的精确控制， 具体步骤如下 ： 。

24、0025 首先， 除颤器通过胸阻抗检测电路向患者发送一个 5 30KHz， 1mA 的无损伤中频 电信号， 通过对检测到的信号依次进行差分放大、 包络检波和低通滤波， 获得患者的胸阻抗 信号 ； 0026 其次， 根据患者胸阻抗大小自动计算和设定双相锯齿放电脉冲的正、 反相电压或 者电流幅度， 以及正、 反相各自锯齿小波总数 ； 其中， 除颤电压 （伏特 V） = 除颤电流 （安培 A） 胸阻抗 （欧姆 ） , 电流是除颤最根本的因素， 保持除颤电流不变， 人体胸阻抗决定了 所需的除颤电压高低 ； 同时， 除颤能量 （焦耳 J） = 除颤电压 （伏特 V） 除颤电流 （安培 A） 放电时间 （。

25、毫秒 ms） ， 除颤电压、 胸阻抗及放电时间越决定了实际释放到人体的除颤放电剂 量大小 ； 0027 再次， 当出现可电击心律并建议除颤放电后， 完成储能电容器的充电准备， 并设定 放电电流参数， 包括上述计算得出的放电电流幅度的参考区间值、 正相锯齿波总数和反相 锯齿波总数 ； 0028 第四， 控制输出级 H 桥路开关状态， 由储能电容器通过正相桥路对患者进行放电， 同时流经电感线圈的电流幅度亦逐步升高， 并实时反馈到电流传感器上 ； 0029 第五， 当电流传感器上的放电电流升高到预设参考区间的上限时， 断开正相放电 桥路， 并通过正相桥路低压侧开关、 电感线圈和续流二极管等构成的正相。

26、续流桥路， 由感应 的电感线圈进行续流放电， 并实时反馈到电流传感器上 ； 0030 第六， 当电流传感器上的放电电流降低到预设参考区间的下限时， 断开正相续流 放电桥路， 同时增加一个锯齿波计数， 并与预设的正相锯齿波总数比较， 如不足， 则重复第 四步第六步 ； 0031 最后， 完成正相锯齿方波放电后， 控制桥路开关， 按如第四步第六步实施反相锯 齿方波放电。 0032 采用上述技术方案， 除颤放电的剂量不但可以针对患者提供更加个体化的输出， 而且通过控制正、 反相的锯齿波数进一步实现更为精确地控制 ； 同时， 上述双相锯齿除颤波 形不仅对患者心肌损伤较小， 而且电击同步除颤成功率亦有较。

27、大提高， 避免了现有双相指 数波的尖峰部分对高压放电电路较高起始电压的要求， 有利于降低除颤器高压放电输出级 的成本和增加电路的工作可靠性。 附图说明 0033 图 1 是本发明实施例的一种双相锯齿矩形的放电脉冲波形示意图。 0034 图 2 是图 1 的不同胸阻抗患者的双相锯齿矩形放电波形示意图。 0035 图 3 是本发明实施例的一种用于检测患者胸阻抗的模块框图。 0036 图 4 是本发明实施例的一种除颤器输出级 H 型放电桥路示意图。 0037 图 5 是图 4 的除颤放电剂量的精确控制流程图。 0038 图 6 是图 1 实施例的一种自动体外除颤器装置 （AED） 框图。 具体实施方。

28、式 说 明 书 CN 103816615 A 7 5/7 页 8 0039 以下结合附图所示的最佳实施例进一步阐述本发明 ： 0040 参照附图 1， 本发明优选实施例的除颤器放电输出波形为双相锯齿矩形脉冲波形， 对处于纤维颤动的心室肌提供了一个形态呈现锯齿细波叠加在双相矩形波上的除颤放电 电流 Ip， 正相和反向放电脉冲分别包括 M（t1 t3） 和 N（t4 t6） 个锯齿细波 ； z 各个锯 齿小波的峰值幅度范围相同， 正向和反向脉冲之间的锯齿小波的幅度相同， 正相电流参考 区间 Imax+ Imin+， 反相 Imax- Imin-。 0041 参照附图 2， 进一步阐述图 1 所示的。

29、本发明实施例的不同患者个体化放电剂量控 制， 即根据患者胸阻抗 Rp 大小自动计算和设定双相锯齿放电脉冲的正、 反相电压或者电流 幅度， 以及正、 反相各自锯齿小波总数 ； 其中， 除颤电压 （伏特 V） = 除颤电流 （安培 A） 胸 阻抗 （欧姆 ） , 电流是除颤最根本的因素， 保持除颤电流不变， 人体胸阻抗决定了所需的 除颤电压高低 ； 同时， 除颤能量 （焦耳 J） = 除颤电压 （伏特 V） 除颤电流 （安培 A） 放 电时间 （毫秒 ms） ， 除颤电压、 胸阻抗及放电时间越决定了实际释放到人体的除颤放电剂量 大小 ； 室颤的首次推荐除颤能量为 200 焦耳， 如果胸阻抗为 20。

30、0 欧姆， 选择的放电电压为 ： 正反向放电脉宽为 10 毫秒 ； 如果胸阻抗较大， 则需要选择 更大的除颤能量， 相应提高放电电压和加长正、 反放电脉宽的锯齿波数 M 和 N ； 如果感测到 非室颤心律， 则需要根据不同类型， 设定更小的能量等级。 0042 参照附图 3， 给出了本发明实施例的患者胸阻抗 Rp 检测电路构成， 包括压控电流 源 （21） 、 中频信号发生器 （22） 、 差分放大器 （23） 、 包络检波器 （26） 、 低通滤波器 （25） 和 A/D 转换器等 ； 除颤器通过中频信号发生器 （22） 向患者 （1） 发送一个 5 30KHz， 1mA 的无损伤 中频电信。

31、号， 通过对检测到的信号依次进行差分放大、 包络检波和低通滤波， 获得患者的胸 阻抗信号 ； 0043 参照附图 4， 本发明优选实施例的产生双相锯齿矩形脉冲波形的 H 桥放电电路 （16） ， 由至少一只储能电容器 （C）和四只控制开关 （S1 S4）构成 ； 其中， 四只控制开关 （S1 S4）形成 H 桥式放电电路 （至少包括正相放电桥路 S1-L-Rp-S3 和反相放电桥路 S2-Rp-L-S4） ， 经由除颤电极 （3） 向患者 （1） 输出双相脉冲的除颤电流 （20） ； 0044 所述的除颤器 H 桥放电电路 （16） ， 至少包括一只电感线圈 （L） ， 该电感线圈与患者 （R。

32、p） 串联构成 H 桥路横臂 ； 0045 所述的除颤器 H 桥放电电路 （16） ， 至少包括一只半导体二极管 （D1 D4） ， 该二极 管与桥路开关并联， 在开关断开的情况下具有续流作用 ； 0046 所述的除颤器 H 桥放电电路 （16） ， 至少包括由上述电感线圈 （L） 与上述续流二极 管 （L） 构成的一个正相 （或反相） 续流放电桥路 （L-Rp-S3-D4， 或 L-Rp-S4-D3） ； 0047 所述的除颤器 H 桥放电电路 （16） ， 至少包括一只电流传感器 （RS+,RS-） ， 该电流传 感器置于某一桥路支路， 在放电过程中实时感测该支路的电流幅度 （IP） ； 。

33、0048 参照附图 4 和 5， 利用上述 H 桥路除颤输出电路 （16） 实现的除颤放电剂量的精 确控制方法， 即根据上述感测到的患者胸阻抗大小， 自动地预先设定除颤放电波形参数 （正 相电流参考区间 Imax+ Imin+， 反相 Imax- Imin-、 正相锯齿波总数 M 和反相锯齿波总 数 N） ； 当检测到的可电击异常心电信息时， 立即向患者输出双相锯齿矩形波高压电击电流 （IP） 。其特征在于 H 桥路中的电流传感器 （RS+,RS-） 实时检测出电击除颤过程中放电电流的 幅度， 并与预设的电流幅度参考区间值进行比较， 进而通过导通储能电容器的正相放电桥 说 明 书 CN 103。

34、816615 A 8 6/7 页 9 路 （S1-L-Rp-S3, 或反相放电桥路 S2-Rp-L-S4） 升高电流幅度 （当幅度低于区间下限时） ， 或 者导通电感线圈与续流二极管构成的正相续流放电桥路 （L-Rp-S3-D4， 或 L-Rp-S4-D3 反相 续流放电桥路） 降低电流幅度 （当幅度高于区间下限时） ， 由此在患者身上获得一呈现双相 锯齿方波形的除颤放电电流 ； 其放电剂量精确控制的步骤如下 ： 0049 首先， 出现可电击心律并建议除颤放电后， 完成储能电容器的充电准备， 并设定 放电电流参数， 包括放电电流幅度的参考区间值 （正相电流参考区间 Imax+ Imin+， 反。

35、相 Imax- Imin-） 、 正相锯齿波总数 （M） 和反相锯齿波总数 （N） ； 0050 其次 （t0时刻） ， 控制桥路开关， 由储能电容器通过正相桥路 （S1-L-Rp-S3） 对患者 进行放电， 同时流经电感线圈的电流幅度亦逐步升高， 并实时反馈到电流传感器 （RS+） 上 ； 0051 再次 （t1时刻） ， 当电流传感器 （RS+） 上的放电电流 （IP） 升高到预设参考区间的上 限时 （Imax+） ， 断开正相放电桥路， 并通过正相桥路低压侧开关、 电感线圈和续流二极管等 构成的正相续流桥路， 由感应的电感线圈进行续流放电， 并实时反馈到电流传感器上 ； 0052 第四 。

36、（t2时刻） ， 当电流传感器上的放电电流降低到预设参考区间的下限时 （Imin-） ， 断开正相续流放电桥路 （L-Rp-S3-D4） ， 同时增加一个锯齿波计数 （m+1） ， 并与预 设的正相锯齿波总数 （M 比） 较， 如不足， 则重复第 2 4 步 ； 0053 第五， 完成正相锯齿脉冲放电后 （t3时刻） ， 控制桥路开关， 按类似第 2 4 步实施 反相锯齿脉冲放电 （t4 t6时刻） 。 0054 参照附图 6， 采用本发明的一种实施例自动体外除颤器装置 （AED） 框图， 基于微 处理器 （8） 的主控制模块为核心， 通过相应接口分别连接到胸阻抗测量电路 （6） 、 心电检测。

37、 电路 （7） 、 无线通信模块 （9） 、 高压充电电路 （17） 、 除颤放电桥路 （16） ， 以及用于人机交互的 LED 显示 （10） 、 声音提示 （11） 和按键开关 （12） 等 ； 上述功能模块和电路统一由锂电池 （19） 供电， 并全部置于一密闭的轻薄高强度便携式盒体 （2） 内， 通过两除颤电极片 （3） 连接至患 者体表 （1） 。其中， 一个多路切换开关 （5） 同时将电极片与阻抗测量、 心电采集和高压放电 等三个电路相连 ； 心电检测电路 （7） 包括除颤高压保护电路、 前置放大器、 50Hz 陷波器、 高 通和低通电路， 以及主放大器和 A/D 转换器 ； 高压充。

38、电电路 （17） 受微处理器 （8） 控制， 向储 能电容器 （18） 输送来自电池组 （19） 的电能实施充电， 而除颤放电桥路 （16） 和内部自放电 电路 （15） 则是在微处理器 （8） 的控制下分别向具有适宜心脏状况的人体实施除颤放电， 或 者由内部电阻器自放电。另外， 本实施例存储器 （13） 是指机内 ROM、 RAM 和 SD 卡， 按键开关 （12） 包括电源开关、 除颤按键和功能信息按键， LED 显示 （10） 和声音提示 （11） 分别用 LED 灯和声音方式向用户提示除颤器的工作状态， 并进行现场急救指导和提示。 0055 上述 AED 装置的主控模块 （8） 根据感。

39、测到的胸阻抗大小， 自动设定的放电波形参 数， 按照本发明的放电剂量精确控制方法， 调整和改变输出级的 H 桥路结构， 从而实施本专 利所述的向患者输出一定幅度范围内精确可控， 且呈锯齿方波波形的除颤放电电流， 最终 实现对室颤患者的快速有效电击除颤， 挽救患者的宝贵生命。 0056 上述 AED 装置可工作在省电模式的日常循环自检状态和急救模式的电击除颤工 作状态。电击除颤工作状态时， 其主控程序或者嵌入式操作系统统一控制和协调各模块工 作， 包括 ： 根据所测定患者胸阻抗信息， 按照本发明给出的放电模式设定方法自动生成个 性化的除颤放电模式及精确的放电波形参数， 一旦待救患者的心电信息通过。

40、连续地自动分 析， 其结果呈现可电击心律时， 主控程序将立即发出充电指令和按照上述实施例给出的双 说 明 书 CN 103816615 A 9 7/7 页 10 相锯齿方波高压放电方法， 进行高压电击除颤抢救 ； 另外在整个抢救过程中， 上述 AED 装置 将辅于声音和灯光提示， 分步指导施救者完成 “贴放电击、 人工呼吸、 CPR 胸外按压、 除颤放 电” 等一系列抢救操作， 上述装置亦会将整个除颤抢救事件的心电信息、 控制指令以及设备 参数等信息全部存放， 用于事后由存储器输出进行事件回放和分析。 0057 在上述实施例中， AED 电除颤装置的心电检测 （7） 及胸阻抗测量 （6） 等生。

41、理参数采 集模块、 无线通信模块 （9） 、 存储器 （13） 、 人机交互模块 （10， 11， 12） 、 内部自放电模块 （15） 、 高压充电模块 （17） 、 电极 （3） 、 电极导线 （4） 、 电池组 （19） 和实时时钟 （14） 等功能模块和 电路， 成人和儿童电极识别、 心电自动分析和心脏状况自动识别、 各模块通讯协议及主控程 序、 CPR 辅助抢救方法等内容不是本发明的内容， 故未给出详细阐述， 具体可参考相关技术 资料和现有的心脏除颤装置及系统来实现。 说 明 书 CN 103816615 A 10 1/4 页 11 图 1 说 明 书 附 图 CN 103816615 A 11 2/4 页 12 图 2 图 3 说 明 书 附 图 CN 103816615 A 12 3/4 页 13 图 4 说 明 书 附 图 CN 103816615 A 13 4/4 页 14 图 5 图 6 说 明 书 附 图 CN 103816615 A 14 。