高能效除颤限流器.pdf

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1、(10)授权公告号 CN 101378804 B (45)授权公告日 2013.09.25 CN 101378804 B *CN101378804B* (21)申请号 200780004203.6 (22)申请日 2007.01.29 60/764,425 2006.02.01 US A61N 1/39(2006.01) (73)专利权人 皇家飞利浦电子股份有限公司 地址 荷兰艾恩德霍芬 (72)发明人 D鲍尔斯 (74)专利代理机构 永新专利商标代理有限公司 72002 代理人 邬少俊 王英 US 5433732 A,1995.07.18,说明书第4栏第 38 行至第 5 栏第 38 行、 。

2、附图 2， 3， 5， 7. US 2005/0101999 A1,2005.05.12,说明书第 0011-0012,0032 段、 附图 3. CN 1249695 A,2000.04.05, 全文 . (54) 发明名称 高能效除颤限流器 (57) 摘要 用于除颤脉冲的限流器由除颤脉冲供电并在 电流过量情况存在时将电流供应路径切换为打开 和闭合。由限流器的感应电阻器感测电流过量情 况。 由电感器提供受控的电流， 该电感器在电流过 量情况下提供在预定电流水平附近的范围内变化 的电流。 该限流器几乎不消耗除颤脉冲的能量， 从 而将除颤器产生的绝大部分能量提供给了患者。 (30)优先权数据 (。

3、85)PCT申请进入国家阶段日 2008.07.31 (86)PCT申请的申请数据 PCT/IB2007/050295 2007.01.29 (87)PCT申请的公布数据 WO2007/088507 EN 2007.08.09 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 伍新中 权利要求书 1 页 说明书 4 页 附图 5 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书1页 说明书4页 附图5页 (10)授权公告号 CN 101378804 B CN 101378804 B *CN101378804B* 1/1 页 2 1. 一种用于除颤器产生的除颤脉冲的限流器，。

4、 所述除颤器具有设计为耦合到患者电极 的第一和第二除颤脉冲输出， 所述限流器包括 ： 耦合到所述第一除颤脉冲输出和患者电极的开关电路、 感应电阻器和电感器 ； 耦合到第一电极输出的电源电压源， 其为所述开关电路提供工作电势 ； 以及 控制电路， 其响应所述感应电阻器两端的电势， 从而在电流过量的情况下切换所述开 关电路， 其中所述控制电路在电流过量的情况下切换所述开关电路以防止向输出电极提供过 量电流， 并且 其中所述电感器用于在将所述开关电路切换成不导通状态时提供电流。 2. 根据权利要求 1 所述的限流器， 其中所述开关电路包括在电流过量的情况下切换为 打开和闭合的固态开关。 3. 根据权。

5、利要求 2 所述的限流器， 其中所述固态开关包括 IGBT 器件。 4. 根据权利要求 1 所述的限流器， 其中所述开关电路、 所述感应电阻器和所述电感器 串联耦合在所述第一除颤脉冲输出和患者电极之间。 5. 根据权利要求 4 所述的限流器， 其中所述第一除颤脉冲输出为提供双相脉冲的第一 相位期间的正向输出， 且所述患者电极包括心尖患者电极。 6. 根据权利要求 1 所述的限流器， 其中所述控制电路用于在达到预定电流极限之后 切换所述开关电路， 并进一步用于在所述预定电流极限附近切换所述限流器产生的输出电 流。 7. 根据权利要求 6 所述的限流器， 还包括滤波电容器， 用于平滑限流期间产生的。

6、输出 脉冲电平。 8. 根据权利要求 1 所述的限流器， 其中所述电源电压源由除颤脉冲供电， 以提供用于 所述开关电路的工作电势。 9. 根据权利要求 1 所述的限流器， 还包括旁路二极管， 其用于在双相除颤脉冲的负向 相位期间对所述限流器进行旁路。 10. 根据权利要求 9 所述的限流器， 其中所述限流器仅在所述双相除颤脉冲的正向相 位期间工作。 权 利 要 求 书 CN 101378804 B 2 1/4 页 3 高能效除颤限流器 0001 本发明涉及用于使心跳停止的患者苏醒过来的除颤器， 尤其涉及防止向患者提供 过量除颤电流的电路。 0002 自动体外除颤器 (“AED” ) 向心脏提供。

7、高电压脉冲以便使正在经历心律失常例如 心室纤颤 (“VF” ) 或室性心动过速 (“VT” ) 的患者恢复正常的节律和收缩功能。存在若干 种的除颤器， 包括手动除颤器、 植入式除颤器和自动体外除颤器。AED 与手动除颤器的不同 之处在于 AED 是预先编程来自动分析心电图 (“ECG” ) 节律， 以确定是否有必要进行除颤， 并提供施予措施， 例如在对患者施予 CPR 时周期性跟进或继以具有适当能量水平的电击序 列。因此 AED 适于由没有经过系统医疗培训的营救人员使用。手动除颤器由有经验的 EMT 使用， 他们能够理解患者的 ECG 波形， 确定电击是否适当， 然后设置除颤器以提供适当的电 。

8、击序列和能量水平。 0003 当前使用的最有效的除颤电击波形之一为双相波形。 例如， 在(Gliner等人的)美 国专利 5,735,879 和 6,047,212 中描述了产生双相波形的除颤器。在这些专利中描述的除 颤器中， 输送电路产生适合于患者阻抗的双相波形， 该阻抗为两个除颤器电极之间的患者 胸部呈现的电阻。 如这些专利所述， 为了提供对治疗有效的电击波形， 应当控制双相波形的 若干特性。这些特性中的很多是患者阻抗的函数。例如参考图 1， 示出了双相波形 10。控 制该波形以表现出所需的初始电压 Vi， 其在波形的正相位 12 期间下降到电压电平 V1e。正 相位 12 的持续时间为 。

9、T1。波形 10 的负相位 14 具有 V2s的起始负电压， 其下降到最终的 电压电平 Vf。脉冲的负相位的持续时间为 T2。希望将这些波形参数中的一些维持在预定 极限之内。例如， 正相位 12 应当具有不太短的持续时间 T1， 并且第一相位的持续时间 T1 与第二相位的持续时间 T2之比应当在预定的范围内。如果脉冲的相位过短， 将短于心脏 的细胞响应时间， 即时值时间。起始电压电平 Vi到第一相位结束时的电平 V1e的下降不应 过大， 从而在第二相位期间仍保留可观的传递能量用于输送。在初始的起始电压电平 Vi和 最终的脉冲电压电平 Vf之间也应当有受控的关系。 0004 如图 2 所示， 这。

10、些参数受到患者阻抗的影响。如果将该脉冲波形施加给低阻抗患 者， 将会比预期更迅速地提供能量。例如， 对于低阻抗患者， 可以在第一相位 12 期间主要提 供电击能量， 造成如图 2 所示的在第一相位期间波形的急剧下降。在第一相位 12 结束时电 压电平V1e非常低， 使得在第二相位14期间只能提供非常小的能量。 因此， 如图所示， 第二 相位的持续时间 T2非常短。因此， 电压电平和持续时间的比例超过了对治疗有效的脉冲 的可接受极限。 0005 由患者的低阻抗导致的另一个问题是高水平的电流。 因为能量迅速地流过低阻抗 患者的胸部， 所以初始的电流 Ii非常高。过量的电流水平可能对患者造成伤害。因。

11、此， 希 望防止提供这些过量的电流水平。 0006 对这个问题的简单解决方案是使用与低阻抗患者的患者阻抗Rpat串联的限流阻抗 Rc1。于是， 除颤器 1 将提供电流受到该串联阻抗限制的波形。然而， 这种解决方案存在一 些缺点。一个缺点是该阻抗可能会消耗显著的能量。例如， 如果限流阻抗 Rc1为 20 欧姆而 患者阻抗 Rpat仅为 10 欧姆， 则仅有所提供能量的三分之一提供给了患者的心脏。EMT 可以 说 明 书 CN 101378804 B 3 2/4 页 4 设置除颤器以提供具有特定能量水平的脉冲， 但实际上仅有一部分能量提供给了患者。此 外， 该限流阻抗会影响向所有患者提供脉冲， 从。

12、而消耗掉旨在用于不需要限流阻抗 Rc1时的 高阻抗患者的能量。因此希望能够以如下方式解决过量电流的问题 ： 不消耗用于患者的能 量， 并且不影响向未表现出过量电流问题的患者提供能量。 0007 根据本发明的原理， 提供了一种用于除颤波形的限流器， 其无需消耗大量用于患 者的能量而限制用于低阻抗患者的电流。该限流器包括开关电路， 该开关电路在提供双相 脉冲期间由过量电流条件激活， 并且通过切换能量供应来限制峰值电流。 对于高阻抗患者， 该限流器不被激活， 并且在不受限流器电路任何影响的情况下提供波形。 0008 在附图中 ： 0009 图 1 示出双相除颤波形 ； 0010 图 2 示出提供给低。

13、阻抗患者的双相波形 ； 0011 图 3 示出具有与患者阻抗串联的限流阻抗的除颤器 ； 0012 图 4 示出根据本发明的原理构造的除颤限流器 ； 0013 图 5A-5C 示出用于解释图 4 的限流器工作的波形 ； 0014 图 6 为根据本发明的原理构造的限流器的第二实例 ； 0015 图 7 是图 6 的限流器电路的详图 ； 0016 图 8A 和 8B 示出本发明的除颤器的典型波形。 0017 参考图 4， 示出了根据本发明的原理构造的除颤器的限流器 20。在该实例中， 旨在 使限流器 20 可容易地适应任何现有的除颤器， 而不需要与除颤器或任何其他装置的特殊 连接。因此， 该实例中的。

14、限流器完全包含于由除颤器电压 Vdefib表示的除颤器的电极连接之 外， 而没有任何用于电源或控制信号的特殊连接。该实例中的限流器 20 连接到现有的除颤 器电极线， 并且该电路完全由除颤器脉冲供电。在该实例中， 限流器电路与电极线之一， 即 “心尖 (apex)” 线串联耦合， 该电极线在双相电击波形的第一相位期间变为正值。该电路还 耦合到 “胸骨” 线， 该电极线在双相电击的第二相位期间变为负值。 0018 心尖电极线耦合到开关 Sw， 该心尖电极线在双相电击波形的第一相位 12 期间相 对于胸骨电极线变为正值。开关 Sw 由控制信号 Ctrl1控制， 该控制信号在第一相位开始时 闭合开关。

15、 Sw 以向由患者阻抗 Rpat表示的患者提供能量。通过感应电阻器 Rsen和电感线圈 L 提供双相脉冲的第一相位。 感应电阻器Rsen感测正在提供给患者的电流， 并在电流变得过大 时， 感应电阻器两端的压降导致开关 Sw 打开， 从而中断电流。在该时间期间， 由电感器 L 的 磁场存储的能量继续为患者提供能量， 同时由滤波电容器 Cf存储的能量加以辅助。由 “飞 轮 (free wheeling)” 或返驰 (flyback) 二极管 FB 防止感应电阻器 Rsen和电感器 L 之间的 节点变为负值， 该二极管通过由控制信号 Ctrl2在第一相位期间闭合返驰开关 Sfb， 而在双 相波形的第。

16、一相位期间连接到胸骨线。返驰开关的闭合还完成了包括电感器 L 和患者阻抗 Rpat的闭合回路。根据感应电阻器 Rsen所感测到的， 当电流下降到可接受的水平时， 开关 Sw 再次闭合， 并且再次通过感应电阻器 Rsen和电感器 L 从除颤器 Vdefib向患者 Rpat提供除颤器 能量。在标称电流极限 Inom附近持续进行开关 Sw 的这种开关循环， 从而有效地将峰值除颤 器电流限制在该水平。通过滤波电容器 Cf 平滑所提供的波形中的纹波。当已经由除颤器 提供了足够的能量， 以致所产生的电压下降到产生过量电流的水平之下时， 开关 Sw 保持闭 合， 因为感应电阻器 Rsen不再感测到过量的电流。

17、。根据除颤器的控制， 双相波形的第一相位 说 明 书 CN 101378804 B 4 3/4 页 5 时间经过后， 第二、 负相位正常地继续进行。 在第二相位期间， 限流器电路不工作， 因为心尖 线中的串联元件被在负相位期间正偏置的旁路二极管 BP 所旁路， 并且返驰二极管 FB 通过 由控制信号 Ctrl2打开开关 Sfb而与胸骨线断开连接。 0019 图 5A 到 5C 示出了展示该操作的波形。图 5A 的波形 30 示出了打开和闭合开关 Sw 的控制信号 Ctrl1。在双相脉冲波形的第一相位 12 开始 t0时， 如图 5A 中的正向信号 30 所 示的该控制信号闭合开关Sw。 在该时。

18、间期间， 如图5B的电流波形32所示， 由除颤器和限流 器电路 20 提供的电流迅速升高。开关 Sw 将保持闭合， 直到例如感测到超过标称电流水平 Inom的过量电流水平时为止， 开关Sw打开， 在该实例中是在时刻t1打开。 随着开关Sw打开， 来自除颤器的电流停止， 并且电流下降， 如时刻 t1和 t2之间的下降的电流水平所示。在时 刻 t2， 电流下降到水平 Inom以下， 并且如控制信号 30 所做的， 控制信号 Ctrl1再次闭合开关 Sw。开关 Sw 和电流的转换以这种方式继续下去， 直到由除颤器提供的电流持久地下降到水 平 Inom以下为止， 此时开关 Sw 保持闭合， 并且继续提。

19、供双相波形， 而无需限流器工作。在限 制电流的期间中， 由滤波电容器平滑所提供的波形， 如图 5C 的波形 34 所示。 0020 图 6 以方框图的形式示出了本发明的限流器电路的另一实例。在图 7 中以电路部 件详细示出了该实例。除颤器 1 具有两个被标识为 “心尖” 和 “胸骨” 的常规电极线。在该 实例中心尖引线在双相脉冲的第一相位期间变为正值， 并在至本地电源 40 的输入处连接 到限流器电路。由双相除颤脉冲的正向第一相位的电压为本地电源 40 供电。在该时间期 间， 本地电源 40 为限流器的部件提供激励电势。控制电路 42 由本地电源 40 供电并接收来 自感测电路 44 的另一输。

20、入， 这两个输入产生了用于打开或闭合开关 Sw 的控制信号。感测 电路 44 耦合在感应电阻器 Rsen的两端， 以感测提供给电感器 L 和由患者阻抗 Rpat表示的患 者的电流。当经过感应电阻器 Rsen的电流超过由感测电路设定的阈值时， 其输出信号使控 制电路42打开开关Sw， 停止流向电感器L的电流。 该输出信号还闭合用于返驰二极管的开 关 Sfb， 从而在感应场继续向患者提供电流时， 二极管 FB 将会完成包括电感器 L 和患者阻抗 Rpat的电路。通过这种方式持续进行开关 Sw 的切换， 直到所提供的电流下降到感测电路用 于平衡双相脉冲的正向部分的阈值之下为止。在负相位期间， 旁路二。

21、极管 BP 对限流器进行 旁路， 并且开关 Sfb将返驰二极管 FB 与胸骨线断开。 0021 在图 7 的部件级图中， 可以看出， 本地电源 40 包括设置其规定的输出电压电平的 齐纳二极管。将本地电源的输出电压标识为导体处的本地参考电势， 被表示为 Vref。将本地 参考电势导体耦合到感应电阻器 Rsen的一侧。通过电阻器 R1和 R2向开关 Sw 的栅极施加本 地电源的输出电压， 在该实例中所述开关 Sw 为 IGBT 固态开关。来自本地电源 40 的电压使 IGBT 变为导通， 通过感应电阻器 Rsen和电感器 L 将来自除颤器 1 的能量耦合到患者。将感 应电阻器 Rsen两端的所得。

22、压降施加在用于返驰二极管 FB 的控制电路 44( 其包括 IGBT 46) 的两端， 使IGBT变为导通， 将返驰二极管耦合到感应电阻器Rsen和电感器L之间的节点。 还 将本地电源电压耦合到放电管 (siddactor)42， 其被示为施加到 SCR 的电压阈值 Vth。该放 电管保持不导通， 直到例如来自本地电源的电压电平和感应电阻器 Rsen两端的电压超过放 电管 42 的电压阈值 Vth时为止。当发生这种情况时， SCR 变为导通， 并将本地电源的输出钳 位到感应电阻器Rsen和电感器L之间的节点。 这样将本地电源的输出钳位到感应电阻器Rsen 和电感器 L 之间的节点使电源电流离开。

23、 IGBT Sw 的栅极， IGBT Sw 打开， 切断向患者提供双 相脉冲电流。此时， 电感器 L 将通过其磁场中存储的能量继续维持向患者提供电流。因此， 说 明 书 CN 101378804 B 5 4/4 页 6 在提供给患者的波形中不会有突然的下降。此时通过滤波电容器 Cf存储的能量进一步辅 助能量供应。只要维持 SCR 的 “保持” 电流就持续由放电管进行这种钳位， 由电阻器 R1的值 来设定该 “保持” 电流。通过闭合 IGBT46， 使返驰二极管保持连接， IGBT 46 在控制电路 44 的电阻器和电容器的时间常数内保持闭合。当感应电阻器 Rsen两端的电压下降， 从而不再 超。

24、过放电管 42 的阈值且不再满足 SCR 的保持电流时， 放电管钳位将打开， 可以通过电源 40 再次闭合 IGBT 开关 Sw， 并且该循环继续下去。 0022 通过这种方式持续进行 IGBT 开关的这种切换， 直到所施加的除颤脉冲的电压电 平下降到不足以切换 SCR 钳位并使 IGBT 不导通的电平为止。然后双相脉冲的正相位以正 常方式结束， 并且在双相脉冲的负相位期间限流器电路被旁路二极管 BP 所旁路。电源 40 不再偏置在双相脉冲的负向相位期间闭合的IGBR开关Sw， 并且在感应电阻器Rsen两端不再 形成电压以使返驰电路的 IGBT46 保持闭合。因此， 在双相脉冲的负向相位期间限。

25、流器不工 作。在该实例中看出， 由除颤脉冲施加到限流器的所有电流只能流经电感器 L 且流向患者。 调节器将在 Inom附近的小范围电流水平内切换， 使得限流器电路消耗的所施加的除颤脉冲 能量非常小。 0023 参考图 8A 和 8B 可以理解本发明的除颤脉冲限流器的效果。不是如图 8A( 比较图 2) 中的虚线 100 所示， 正向脉冲抵达过量电流水平 Iex并迅速下降， 而是双相脉冲的正向相 位112将会上升直到达到电流水平Inom为止， 此时脉冲输出电流将限制在Inom水平附近。 持 续进行限流直到时刻 t1e， 在该时刻由于脉冲的输出电流下降到 Inom水平以下， 因此限流结 束。然后，。

26、 如脉冲的部分 116 所示， 脉冲 112 将以正常衰减的方式下降， 直到第一相位脉冲 在时刻 t1结束。在第一相位脉冲的该终止水平上， 在双相脉冲的第二相位 114 期间将继 续提供大量的能量。 0024 图 8B 示出了施加到高阻抗患者的双相脉冲将无法到达限流器开始限制输出电流 的临界阈值 Inom。因此图 8B 的双相脉冲 12、 14 将以正常方式提供， 而无需限流器电路的任 何开关效应。 0025 可以将本发明的限流器用于 AED 或手动操作的除颤器。 说 明 书 CN 101378804 B 6 1/5 页 7 图 1 图 2 图 3 说 明 书 附 图 CN 101378804 B 7 2/5 页 8 说 明 书 附 图 CN 101378804 B 8 3/5 页 9 说 明 书 附 图 CN 101378804 B 9 4/5 页 10 说 明 书 附 图 CN 101378804 B 10 5/5 页 11 图 8A 图 8B 说 明 书 附 图 CN 101378804 B 11 。