CN101745180B - 除颤电路及方法 - Google Patents

Abstract

本发明公开了一种除颤电路和方法，用于双相波除颤装置，所述双相波除颤装置包括第一能量存储器件和第二能量存储器件，所述第一能量存储器件用于为一相波形的产生提供能量，所述第二能量存储器件用于为二相波形的产生提供能量，所述方法包括以下步骤：获取第二能量存储器件的初始放电电压；在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电。本发明实现了一相、二相的能量比、电荷比和电压比的灵活调节，以实现最优转复率效果。

Description

除颤电路及方法

【技术领域】

本发明涉及一种除颤电路及方法。

【背景技术】

根据有关统计资料，世界越来越多的人由于心脏病突发没有得到有效及时的治疗而丧失了生命，其中对人生命威胁最大的就是心室纤维性颤动，即心室丧失供血能力无法再为人体泵送所需要的血量一种状态。根据医学界的研究，针对心室纤颤最有效的治疗方法就是对患者进行除颤，即利用一个大电流脉冲刺激心室恢复正常泵血功能。

早期的除颤一般采用单相波除颤，如图1，即施加一个单向电流脉冲到患者心脏，以达到除颤的目的。单向波除颤一般有很高的电压和电流，电压往往达到4000V以上甚至5000V，电流也甚至达到几百安培。因此往往在除颤的同时会导致患者的心肌损伤，降低了治疗效果。

医学界的研究表明，利用双相波进行除颤治疗，能很大程度提高除颤有效性，降低心肌损伤程度。双相波可以在更低的能量和更低的电流下能获得比单相波更高的除颤转复率，故双相波更加安全有效。目前新的除颤仪基本都是双相波除颤仪。双相波除颤是在患者胸阻施加一个正向的较大的电流治疗脉冲后，紧跟着再施加一个反向的较小的电流脉冲。双相波除颤的电压和电流较单相波除颤小很多，最高电压一般不超过2500V。应用较广泛的一种双相波是双相指数截断(BTE)波形，如图2所示。

现有的双相波除颤设备通常采用一个能量存储模块(例如电容)和相应的波形发生电路实现双相波除颤。它首先利用能量存储模块的初始能量进行一相除颤放电；然后利用其剩余能量进行二相除颤放电。这种情况下，二相放电的初始放电电压一定低于一相放电后的截止电压，不易根据临床情况实现灵活的电压比、能量比、电荷比的控制。

【发明内容】

本发明要解决的主要技术问题是，提供一种除颤电路及方法，实现双相波除颤，可使一相、二相的能量比、电荷比和电压比的灵活调节，以实现最优转复率效果。

为解决上述技术问题，提供一种除颤方法，用于双相波除颤装置，所述双相波除颤装置包括第一能量存储器件和第二能量存储器件，所述第一能量存储器件用于为一相波形的产生提供能量，所述第二能量存储器件用于为二相波形的产生提供能量，所述方法包括以下步骤：

获取第二能量存储器件的初始放电电压；

在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电。

同时还提供一种除颤电路，包括：

能量存储模块，其包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件；其特征在于还包括：

用于获取第二能量存储器件的初始放电电压的第一模块；

用于在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电的第二模块。

同时还提供另一种除颤电路，包括控制模块、能量存储模块、波形发生电路和患者接口，所述波形发生电路连接在能量存储模块和患者接口之间，所述控制模块分别与能量存储模块和波形发生电路连接，所述能量存储模块用于为双相波形的产生提供能量，控制模块用于输出一定的时序，控制波形发生电路在开和关状态之间进行切换，以便使能量存储模块释放的能量通过患者接口施加在患者身上，所述能量存储模块包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件，所述控制模块用于获取第二能量存储器件的初始放电电压，且在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电。

同时还提供又一种除颤电路，包括控制模块、能量存储模块、波形发生电路和患者接口，所述波形发生电路连接在能量存储模块和患者接口之间，所述控制模块分别与能量存储模块和波形发生电路连接，所述能量存储模块包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件，第一能量存储器件和第二能量存储器件具有共同的正或负公共极，所述公共极耦合到波形发生电路，所述第一能量存储器件和第二能量存储器件的另一个极也分别耦合到波形发生电路。

【附图说明】

图1为单相波除颤波形；

图2为双相截断指数波波形；

图3为双相波除颤电路原理框图；

图4为本发明一种实施例的除颤控制流程图；

图5为本发明一种实施例的双相波除颤波形图；

图6为本发明一种实施例的除颤电路原理框图；

图7为本发明一种实施例的除颤电路图；

图8为本发明另一种实施例的除颤控制流程图；

图9为本发明另一种实施例的除颤电路图。

【具体实施方式】

本申请的特征及优点将通过实施例结合附图进行详细说明。

双相波具有一相和二相两个放电阶段，第二相电流的极性与第一相相反，幅度通常比第一相低，应用较广泛的双相波是双相指数截断(BTE)波形，如图2所示。

如图3所示，除颤电路包括控制模块、能量存储模块、波形发生电路和患者接口，能量存储模块为双相波形的产生提供能量，所述控制模块分别与能量存储模块和波形发生电路连接，控制模块输出一定的时序，控制波形发生电路在开和关状态之间进行切换，以便使能量存储模块释放的能量通过患者接口施加在患者身上。双相波形在本文中分别称为一相波形和二相波形，一相波形和二相波形流经患者的方向相反。能量存储模块包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件。

第一能量存储器件和第二能量存储器件可以分别是电容或电池。对电容通过充电电路进行充电，以便使电容储能，需要除颤时，使电容通过波形发生电路放电使电流流经患者。

患者接口包括用于接触患者的两电极端子，在改进的实施例中，患者接口还包括继电器，用于将波形发生电路的输出端分别与两电极端子接通或断开，以便将除颤波形施加到患者身上或停止将除颤波形施加到患者身上。

波形发生电路包括两路开关，一路用于将第一能量存储器件的放电电流流经患者，另一路用于将第二能量存储器件的放电电流反向流经患者。

除颤治疗通常是以能量作为剂量标示的，能量与电压、电流及时间都有关系。能量、电压、电流、时间、阻抗就构成了双相波波形相关的几个主要参数。

除颤的成功率与流过病人胸腔的平均电流密切相关，不同的病人具有不同的胸阻抗，从20欧姆～200欧姆，成人平均在70欧姆左右。在除颤电压相同的情况下，病人阻抗越高，其接受的电荷越小，除颤成功率就会降低。为了补偿病人阻抗对的变化对除颤成功率的影响，通常会对波形进行阻抗补偿，补偿方法有：根据阻抗改变电压、以及根据阻抗改变持续时间。

一种阻抗补偿方案如下：首先，唯一地根据选择能量的大小，确定一个充电电压。这个电压的幅度只与能量设定值有关，与阻抗无关。然后在放电过程中测量阻抗，并根据此阻抗确定脉冲持续时间，阻抗越高持续时间越长。例如：首先接收用户选择的能量，该步骤中对能量的选择可根据经验和实际情况来选择所需要的能量；然后根据用户选择的能量，确定一相电容和二相电容的充电电压；然后开始一相电容放电，根据放电初始测得的患者的阻抗确定一相电容放电持续时间。同理确定二相电容放电持续时间。由于存在诸多用于保证疗效的参数限制，如两相总脉冲持续时间最长不超过25mS等，所以这种补偿是有限的，在高阻抗下实际发送的能量会低于设定值。这种方式的优点是充电时电极片可以不连接在人体上。

另一种阻抗补偿的方法是：在对电容器充电前先输出一个小电流测量病人的阻抗，然后根据此阻抗确定脉冲的持续时间和充电电压。在相同的能量设置下，阻抗越高充电电压越高。通过联合使用在高阻抗下提高充电电压和增加脉冲持续时间两种补偿手段，从而确保高阻抗下释放的能量达到选择的能量大小。这种方案的缺点是必须将电极连接到人体才能进行充电。

与现有技术中二相电容的初始放电电压只能低于一相电容的放电结束电压不同，在改进的实施例中，针对具有两个能量储存器件的情况，控制模块对第二能量储存器件的初始放电电压进行确定，使第二能量储存器件的初始放电电压可高于、等于或低于第一能量储存器件的放电结束电压。首先控制模块获取到第二能量储存器件的初始放电电压，然后在第一能量储存器件放电结束后控制第二能量储存器件从其初始放电电压开始放电。

第二能量储存器件的初始放电电压的确定方法根据第一能量储存器件的情况来确定或根据用户的设定来确定。

下面以第二能量储存器件的初始放电电压的确定方法根据第一能量储存器件的情况确定为例进行说明。

第二能量储存器件的初始放电电压可以在第一能量储存器件放电过程中确定，即基于第一能量储存器件放电过程中的测得的一些参数确定；也可以在第一能量储存器件放电之前通过一些测得的参数确定。除颤电路包括：能量存储模块，其包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件；用于获取第二能量存储器件的初始放电电压的第一模块；用于在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电的第二模块。还包括计算模块和充电电路，计算模块用于根据用户选择的能量确定第一能量存储器件和第二能量存储器件各自的充电电压值；充电电路用于将第一能量存储器件和第二能量存储器件充电到各自的充电电压值。

在一种实施例中，所述第一模块在第一能量存储器件放电过程中获取第二能量存储器件的初始放电电压。其中一种方案是所述第一模块可以包括：第一检测单元，用于在第一能量存储器件放电过程中检测第一能量存储器件在该检测时刻的电压值、该检测时刻的剩余放电时间和患者的阻抗；第一计算单元，用于基于该检测时刻的第一能量存储器件的电压值、剩余放电时间和患者的阻抗来确定第二能量存储器件的初始放电电压。

通过这种方法计算第二能量存储器件的初始放电电压时，除颤电路还包括第三模块，其用于在第一能量存储器件放电过程中，且在获取第二能量存储器件的初始放电电压后将第二能量存储器件的电压调整到所述初始放电电压。所述第三模块在第一能量存储器件放电期间，控制第二能量存储器件通过内部泄放电路放电，从而将第二能量存储器件的电压调整到所述初始放电电压。

在另一实施例中，所述第一模块可以在第一能量存储器件放电之前获取第二能量存储器件的初始放电电压。

在一种实施例中，第一模块、第二模块、第三模块和计算模块可集成于控制模块中。

如图4所示为一种实现双相波除颤的控制流程，适用于上述双相波除颤电路，以第一能量储存器和第二能量储存器分别为一相电容和二相电容为例进行说明，所述流程包括以下步骤：

在步骤101，当检测到用户的充电指令后，接收或读取用户选择的能量，在步骤103，根据用户选择的能量，确定一相和二相电容的充电电压值。一种方法是可采用公式先确定一相电容的充电电压值，二相电容的充电电压值为一相电容的充电电压值的固定百分比，例如二相电容的充电电压值为一相电容的充电电压值的80％或70％。另一种方法是可采用对照表的形式，在确定对应关系时，可考虑双相波有效的电压范围及能量存储电容的降额要求。当用户选择的能量为某个值或某个范围时，通过对照表可查出与该能量对应的一相和二相电容的充电电压值。确定一相和二相电容的充电电压值后，在步骤105，启动并完成充电。

在步骤107，当接收到除颤的指令时，启动一相回路放电，在步骤109中，在一相放电开始时刻，测量电压和电流参数，计算出患者的阻抗值，然后执行步骤111。

在步骤111，根据患者阻抗确定一相和二相电容的放电持续时间。本领域技术人员也可采用已有的计算公式确定一相、二相电容的放电持续时间，例如：

T1＝0.0441*R+4.5802+0.00002*E

T2＝2.1258*log(R)-3.1572+0.00001*E

其中，T1、T2分别为一相和二相电容的放电持续时间，R为患者阻抗，E为用户选择的能量值。

在计算出一相和二相电容的放电持续时间后执行步骤113。

在步骤113，根据某时刻检测的第一能量存储器件的电压值、该时刻的第一能量存储器件的剩余放电时间和患者的阻抗，计算出二相电容的初始放电电压。例如基于步骤109阻抗测量时刻的一相电容的电压值(即一相电容的初始放电电压)、该时刻的剩余放电时间(即一相电容的放电持续时间)和阻抗，计算出二相电容的初始放电电压。例如：通过一相电容的初始放电电压、放电持续时间和患者阻抗利用电容放电公式可计算出一相电容的放电结束电压，根据患者的阻抗、能量比、电荷比和电压比的要求，通过设定的比例关系确定二相电容的初始放电电压。还可以通过定义的公式直接计算出二相电容的初始放电电压，计算公式例如：

U21＝(-0.01*R+1.4)*U11*exp(-T1/((R+3)*195))

其中，U21为二相电容的初始放电电压，U11为一相电容的初始放电电压，T1为一相电容的放电持续时间，R为患者阻抗。

从二相电容的初始放电电压的确定方法可知，本实施例中计算出的二相电容的初始放电电压可能高于、等于或低于一相电容的放电结束电压，可满足患者的阻抗、能量比、电荷比和电压比的要求。确定二相电容的初始放电电压后执行步骤115。

在步骤115，在一相放电过程中，将二相电容上的电压调整到二相电容的初始放电电压。调整方法可采取以下方法：一、通过硬件电路，如比较器电路，使二相电容跟随一相电容的放电电压而放电；二、在一相放电期间，使二相电容通过内部泄放回路放电，从而将电压调整到二相电容的初始放电电压。调整到二相电容的初始放电电压后执行步骤117。

在步骤117，在一相放电持续时间到后，结束一相放电，开始二相电容的放电，也可以在结束一相放电后延后一定时间(例如5ms或8ms)再开始二相电容的放电，然后执行步骤119。

在步骤119，在二相放电持续时间到后，结束二相放电。

以上根据确定的时序控制一相和二相放电，完成双相波脉冲的发送，双相波除颤波形图如图5所示。除颤时流经患者的除颤电流I和一相电容C1电压VC1以及二相电容C2电压VC2波形如图5。图5中T1是一相放电持续时间，T2是一相放电与二相放电的时间间隙；T3是二相放电持续时间；T4是剩余能量泄放时间。由图5可看出一相放电时二相电容电压的调节过程。

本实施例中，二相电容的初始放电电压始终是由一相电容的充电电压来决定，是从属于一相的。在充电过程中，二相电容电压被充电到一相电容充电电压的一个固定比例，例如0.75倍，在第一相放电过程中，二相电容电压通过内放电的方式被恒定地调整到一个电压值，可以为一特定值或与一相电容的放电结束电压有关的值，例如一相电容放电结束电压的1.2倍或0.9倍。这样做的目的是为了使得二相放电波形可以根据患者参数调节开始放电电压，克服现有单电容技术的局限，提高二相脉冲中和心肌细胞中残余电荷的能力，从而获得一种改进型的BTE放电波形。

以上为在第一能量存储器件放电过程中获取第二能量存储器件的初始放电电压的一种方案，还可以通过另一种方案实现在第一能量存储器件放电过程中获取第二能量存储器件的初始放电电压，即：在第一能量存储器件放电过程中实时监控第一能量存储器件的电压值，并按一定比例动态调整第二能量存储器件的电压，例如控制第二能量存储器件的电压为第一能量存储器件电压的1.1倍，即当第一能量存储器件放电结束时，第二能量存储器件的电压仍为第一能量存储器件放电结束电压的1.1倍，该电压即为第二能量存储器件的初始放电电压。

上述步骤中，二相电容的放电持续时间也可在二相电容放电开始之前计算。

如图6所示为实现上述方法的一种具体实施例，在本实施例中，第一能量存储器件和第二能量存储器件具有一共同的公共极，该公共极可以是两者的正极或负极，该公共极耦合到波形发生电路，第一能量存储器件和第二能量存储器件的另一个极分别耦合到波形发生电路。如果公共极是第一能量存储器件和第二能量存储器件的正极，则第一能量存储器件和第二能量存储器件的负极分别耦合到波形发生电路。如果公共极是第一能量存储器件和第二能量存储器件的负极，则第一能量存储器件和第二能量存储器件的正极分别耦合到波形发生电路。

在本实施例中，除颤电路的能量存储模块还包括第一电压采集电路、第二电压采集电路、第一能量泄放电路和第二能量泄放电路，所述第一电压采集电路用于采集第一能量存储器件的电压，其输出端耦合到控制模块，所述第二电压采集电路用于采集第二能量存储器件的电压，其输出端耦合到控制模块，第一能量泄放电路连接在第一能量存储器件的正极和地之间，第二能量泄放电路连接在第二能量存储器件的正极和地之间。控制模块通过驱动电路控制第一能量泄放电路和第二能量泄放电路导通，分别使第一能量存储器件和第二能量存储器件泄放能量。

在第一能量存储器件和第二能量存储器件的公共极和波形发生电路之间连接有电流检测电路，用于检测除颤放电电流，所述电流检测电路将检测的电流转换成电压输出到控制模块。还设有过流保护电路，过流保护电路判断检测的电流是否超出设定的预值，如果是则输出过流保护信号至波形发生电路，控制波形发生电路断开。

作为进一步改进，除颤电路还包括具有电感性和电阻性特征的保护电路，所述保护电路连接在电流检测电路和波形发生电路之间，所述保护电路还与过流保护电路连接，用于将检测的电流输出到过流保护电路。

本实施例采用两套能量储存器件进行双相波除颤，因此可以实现除颤放电时二相放电波形的起始放电电压高于、等于或小于一相放电波形的结束电压，可以实现一相放电和二相放电的能量比、电荷比和电压比的灵活设置，以实现最优转复率效果。

上述双相波除颤电路中两个能量存储器件具有一公共极，可方便在公共连接线上设电流检测电路，便于检测除颤放电电流，可及时监测放电电流是否过流，以便及时进行过流保护。同时由于保护电路也同时检测除颤放电电流，可以用来进行过流保护，因此电路具有两路独立的电流保护功能，可有效预防单一故障和放电异常时继续除颤放电的风险。电流检测可采用霍尔电流传感器或电流互感器等其他方式检测。

上述电路中，控制装置可选用控制器，例如微处理器或单片机。

请参考图7，图7所示为一种具体的除颤电路，包括控制模块1、充电电路3、能量存储模块4、波形发生电路2、继电器5和电极端子(治疗电缆)18、19。能量存储模块4包括第一能量存储器件和第二能量存储器件，第一能量存储器件和第二能量存储器件分别为一相电容C1和二相电容C2，其中电容C1用于存储双相波第一相的脉冲放电能量，称之为一相电容；电容C2用于存储双相波第二相的脉冲放电能量，称之为二相电容。两个储能电容C1、C2的负极被连接在一个地电位上。在另外的实施例中，也可将电容C1、C2的正极连接在一起成为共同极。能量存储模块4还包括第一能量泄放电路42a和第二能量泄放电路42b，第一能量泄放电路42a和第二能量泄放电路42b分别由控制模块1发出的驱动信号控制驱动电路41a和41b控制导通，从而分别对一相电容C1和二相电容C2进行能量泄放。

充电电路3是开关电源，它主要作用是对一相电容C1和二相电容C2进行充电。

在一种实施例中，波形发生电路2包含四个固态开关部件21、22、23、24以及对应的驱动电路25a、25b、25c、25d，并分别由控制模块1驱动信号12a、12b、12c、12d控制驱动。

波形发生电路2与能量存储装置C1、C2由三根引线连接，我们称之为第一引线13、第二引线14、第三引线15。波形发生电路通过胸骨引线16(Sternum Line)、心尖引线17(Apex Line)经过继电器5和治疗电缆18、19与患者6耦合。

波形发生电路2通过第一引线13与一相电容C1正极端耦合；通过第二引线14与二相电容C2正极端耦合；通过引线15与两个能量存储电容共同的负极端耦合。

开关部件21经第二引线14与二相电容C2正极端耦合，并通过胸骨引线16(Sternum Line)经过继电器5和治疗电缆18与患者6耦合；开关部件21由驱动电路25a被信号12a驱动。

开关部件22通过第一引线13与一相电容C1正极端耦合，并通过心尖引线17(Apex Line)经过继电器5和治疗电缆19与患者6耦合；开关部件22由驱动电路25b被信号12b驱动。

开关部件23通过输出引线17(Apex Line)和继电器5、治疗电缆19与患者6耦合；并经第三引线15(Back Line)耦合到二相电容C2负极端；开关部件23由驱动电路25c被信号12c驱动。

开关部件24通过输出引线16(Sternum Line)和继电器5、治疗电缆18与患者6耦合；并第三引线15(Back Line)耦合到一相电容C1负极端；开关部件24由驱动电路25d被信号12d驱动。

开关部件21和22可选用具有单向导通性的器件，导通时具有很小的导通阻抗，截止时具有非常大的截止阻抗。

开关部件21的单向导通性的作用可描述如下：在进行一相波形放电时由于开关部件22处于导通状态，同时一相电容C1电压大于二相电容C2电压，若此时开关部件24发生开路的单一故障条件，开关部件21的单向导通性则可以阻止电流从一相电容C1正极经引线13、开关部件22、引线17、继电器5、电缆19、患者6、电缆18、继电器5、引线16、开关部件21流入二相电容C2的正极，并在患者6体内产生不期望的电流。

开关部件23和24导通时具有很小的导通阻抗，截止时具有较大的阻抗，但其截止时的阻抗一般不大于50M欧姆。因此在充电完成后放电开始前，能够保持胸阻线16和心尖线17的对地电位一致，使继电器5闭合瞬间就不会由于胸阻线16和心尖线17电位不一致在患者体内流过一个不期望的电流。

开关部件22的单向导通性的作用可描述如下：在二相放电时部件21导通，同时由于二相电容C2电压可能大于此时一相电容C1电压，若此时部件23发生开路的单一故障条件，开关部件22的单向导通性则可以阻止电流从二相电容正极经引线14、部件21、引线16、继电器5、电缆18、患者6、电缆19、继电器5、引线17、部件22流入一相电容正极，并在患者6体内产生不期望的电流。

连接在电容C1、C2负极和开关部件24之间的电流检测电路8是除颤放电电流采样部件，它将除颤放电电流信号转换为电压信号给控制器1进行采样，同时还通过过流保护电路9产生过流保护信号91，实现过流保护功能。除颤放电过流后，过流保护电路9产生除颤过流OCP信号91。OCP信号可以通过硬件快速关断驱动电路25a、25b、25c、25d，并使开关部件21、22、23、24迅速变为截止状态。同时OCP信号91还可告知控制器1发生了除颤过流状态，以使控制器1进一步处理。

连接在电流检测电路8和开关部件24之间的保护电路7是具有电感性和电阻性特征的部件，同时还具有电流检测的作用。其电感特性可有效限制放电开始瞬间电流的上升速度；其电阻特性在除颤过程中可起到限流的作用，它可以限制最坏情况下的最大除颤放电电流。保护电路7同时还检测除颤放电电流，并通过过流保护OCP电路9实现过流保护功能，产生过流保护OCP信号91。因此它为除颤放电过流保护起到了双重保护作用，有效预防单一故障下除颤放电电流过大的风险。

第二能量泄放电路42b的控制回路开关可采用固态开关。它可以快速开通或快速关断，它与控制信号具有微秒级的控制延时。当控制信号具有有效电平(高或低)时，通过驱动电路41b可以使42b迅速导通，启动能量泄放；当控制信号具有无效效电平(低或高)时，它可以通过驱动电路41b可以使42b迅速截止，停止能量泄放。

第一能量泄放电路42a的控制回路开关可以采用固态开关，也可以采用其他形式的控制开关。驱动电路41a可以采用与41b相同的电路，也可以采用其他的控制电路。当控制信号为有效电平(高或低)时，通过驱动电路41a使第一能量泄放电路42a导通，启动能量泄放；当控制信号具有无效效电平(低或高)时，通过驱动电路41a可以使第一能量泄放电路42a截止，停止能量泄放。

电容电压采样电路43a、43b分别实现对储能电容C1和C2的电压采样，并把采样信号送给控制器1，并由控制器1实时检测和判断处理两个储能电容的充电电压。由于充电时两个储能电容的充电电压是维持在一个固定的比例，并且他们的电容电压采样电路是独立的；因此控制器1可根据两个电容电压采样信号关系判断充电电路和采样电路是否发生故障，有效预防单一故障下继续充电和除颤电击的风险。

本实施例经过三个步骤的操作可完成除颤治疗。

第一步：控制器1发出控制信号10给充电电路3，使之工作并开始给能量储能电容C1和C2充电，储能电容C1和C2的充电电压通过电容电压采样电路43a、43b被控制器1采样，当储能电容的充电电压达到目标电压值后，控制器1停止输出控制信号10以停止充电操作。充电目标电压数值由用户选择的能量值决定。

第二步：发送双相波除颤脉冲。当控制器1接收到除颤放电命令后，发出控制信号11闭合继电器5并等待延时以使继电器完全闭合，然后同步发出驱动信号12b、12d为高电平并经驱动电路25b、25d驱动开关部件22和24同时导通，此时一相脉冲电流从一相电容C1正极经第一引线13流经开关部件22、心尖引线17、继电器5、电缆引线19、患者6、电缆引线18、继电器5、胸骨引线16、开关部件24、保护电路7、电流采样部件8、第三引线15流回到一相电容C1的负极端。因此流过患者的电流方向是从治疗电缆引线19流入，从电缆引线18流出，本文中定义其为正相电流方向。在一相回路的放电开始时刻，控制器1同时测量一相电容电压和患者电流参数，计算出患者阻抗值，并根据阻抗确定第一相放电持续时间。当一相电流放电时间结束时，控制器1使驱动信号12b、12d同时为低电平并经驱动电路25b、25d驱动开关部件22和24同时截止，一相放电电流回路被截止，一相放电结束。

经过一个较小的时间(约0.5ms)延迟后，控制器1同时使驱动信号12a、12c为高电平并经驱动电路25a、25c驱动开关部件21和23同时导通，此时二相脉冲电流从二相电容C2正极经第二引线14流经开关部件21、胸阻引线16、继电器5、电缆引线18、患者6、电缆引线19、继电器5、心尖引线17、开关23、保护电路7、电流采样部件8、第三引线15流回到二相电容C2的负极端。因此流过患者的电流方向是从电缆引线18流入，从电缆引线19流出，本文中定义为负相电流方向。当二相电流放电时间结束时，控制器1使驱动信号12a、12c同时为低电平并经驱动电路25a、25c驱动开关部件21和23同时截止，二相放电电流回路被截止，二相放电结束。

控制器1控制信号11为低电平，使继电器5断开。双相波脉冲发送完毕。

第三步：剩余能量的泄放。除颤双相波治疗脉冲发送结束后，来自控制器1的驱动信号变为有效电平，通过驱动电路41a和41b使能量泄放电路42a和42b导通，启动能量泄放。

由于本实施例采用的是两个储能部件，在一相电容放电的同时还对二相电容的电压进行调节控制。其工作流程如下：

充电时，充电电路3对两个储能电容C1、C2进行充电，根据硬件设计特点，可将二相电容C2的电压设计为一相电容C1电压的一定比例。比例可以固定，也可以可变，例如设定为固定比例75％。充电时，一相电容C1的充电电压值由控制器1根据用户所选择的能量确定，二相电容C2的充电电压值根据一相电容C1的充电电压值确定。

一相放电开始时，控制器1通过测量一相电容C1电压和患者放电电流参数，计算患者阻抗值，并根据阻抗确定第一相放电持续时间。同时还根据阻抗和能量比、电荷比、电压比的要求确定二相电容C2的起始放电电压并以此调整C2的电压。由于二相电容的充电电压相对于一相电容C1的充电电压(也是一相放电起始电压)已设计为一个较高的固定比例，相对于一相电容的放电结束电压而言是一个更高的比例，因此二相电容的调节一般只有向下调节。但调节后的二相电容C2的电压仍然可以高于、等于或小于一相电容的放电结束电压。

在第一能量泄放电路放电过程中，对第二能量泄放电路电压的调节可以根据用户设定的一特定值进行调节，即将第二能量泄放电路的电压调节到该特定值。控制器控制控制第二能量泄放电路导通，使第二能量存储器件通过第二能量泄放电路放电并将其电压调整到该特定值时控制第二能量泄放电路断开，使第二能量存储器件停止放电，该特定值即为下次第二能量存储器件向患者放电的初始放电电压。

在第一能量泄放电路放电过程中，对第二能量泄放电路电压的调节还可以根据第一能量泄放电路的电压按比例进行调节。控制器控制控制第二能量泄放电路导通，使第二能量存储器件通过第二能量泄放电路放电，并将其电压按与第一能量泄放电路的电压成一定比例进行调整，当第一能量泄放电路放电结束时，第二能量存储器件的电压调节完毕，控制器控制第二能量泄放电路断开，使第二能量存储器件停止放电，第二能量存储器件此时的电压值即为下次第二能量存储器件向患者放电的初始放电电压。

在一相放电过程中控制器1对二相电容电压的调节过程通过泄放电路42b实现。由于能量泄放电路42b的控制回路开关采用的是固态开关，它与控制信号具有微秒级的控制延时，因此控制器1可以随时启动和停止能量泄放。控制器1使控制信号有效以启动能量泄放，当电容C2的电压调节到起始放电电压时，控制器1使控制信号无效以停止能量泄放。

上述电路中，固态开关可选用半导体开关，例如可以是全控型半导体开关器件，既可以被控制导通也可以被控制截止，具有很好的可控型，固态开关也可以是半控型半导体开关器件，例如三极管、MOS管、IGBT管等。

因上述电路中的固态开关是串联在能量释放回路中，比较优选的方案是采用可耐高压和大电流的开关管，例如耐压达8V以上的开关管。如果采用高耐压的开关管，则其所需要的驱动能力较大，而设备中的控制器输出的控制信号的驱动能力比较小，一般可驱动耐压为2～3V的开关管，所以为适应高耐压的开关管，本实施例中为每个固态开关增加了驱动电路。

驱动电路25a、25b、25c、25d可具有完全相同的电路结构，驱动电路可使开关部件21、22、23、24导通时缓慢导通，截止时快速截止。驱动电路还受过流保护OCP信号91的控制，当OCP信号有效时，无论驱动信号12a、12b、12c、12d电平状态如何，都可快速关断驱动电路输出，使相应的开关部件快速截止。驱动电路25a、25b、25c、25d的分别由独立的隔离供电电源供电。

如图8所示为另一种实现双相波除颤的控制流程，该实施例在第一能量存储器件放电之前即可获得第二能量存储器件的初始放电电压，所述流程包括以下步骤：

在步骤201，接收或读取用户选择的能量，在步骤203，根据用户选择的能量确定第一能量存储器件的充电电压值。

在步骤205，获取患者的阻抗，可先向患者发出一小电流，用于检测流过患者的电流和施加在患者身上的电压，从而计算患者的阻抗。如果除颤设备中记录有该患者的阻抗，也可从除颤设备的存储器中读取出该患者的阻抗。然后执行步骤207。

在步骤207，根据患者的阻抗计算第一能量存储器件的放电持续时间，然后执行步骤209。

在步骤209，基于第一能量存储器件的充电电压值、放电持续时间和患者的阻抗，确定出第二能量存储器件的充电电压，该电压同时也是第二能量存储器件的初始放电电压，通常第二能量存储器件的初始放电电压低于第一能量存储器件的充电电压。然后执行步骤211。

在步骤211，控制充电电路对第一能量存储器件和第二能量存储器件进行充电，同时检测第一能量存储器件和第二能量存储器件的电压，当第二能量存储器件的电压达到其初始放电电压时，停止对第二能量存储器件的充电。当第一能量存储器件的电压达到其充电电压时，停止对第一能量存储器件的充电。

本实施例中，步骤201、203和步骤205的顺序可调换。

实现上述除颤方法的一种电路如图9所示，该电路与图7所示电路的区别是增加了第五开关部件SW5，在充电开始时，第五开关部件SW5导通，因此充电电路同时对一相电容和二相电容进行充电，充电过程中，控制模块通过电容电压采样电路43b对二相电容C2的电压进行实时检测，当二相电容C2的电压达到计算的初始放电电压时，控制模块输出控制信号通过驱动电路驱动第五开关部件SW5断开，从而终止对二相电容C2充电，但充电电路会继续对一相电容充电直到其目标值。控制模块通过电容电压采样电路43a对一相电容C1的电压进行实时检测，当一相电容C1的电压达到计算的充电电压时，控制模块输出控制信号10控制充电电路3终止对一相电容C1充电。

上述实施例中，一相电容和二相电容可以是独立的电容，也可以是通过串联、并联或混联而成的电容组合，电容组合中也可以包括其它的器件，例如电阻性器件。

上述实施例中的除颤控制方法还可适用于其它具有两个能量存储器件的除颤电路，另外，上述实施例中的除颤电路也可以采用其它的控制方法实现除颤。

综上所述，本发明可实现一相和二相能量比、电荷比和电压比的灵活调节，以实现最优转复率效果。

以上内容是结合具体的优选实施方式对本发明所作的进一步详细说明，不能认定本发明的具体实施只局限于这些说明。对于本发明所属技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干简单推演或替换，都应当视为属于本发明的保护范围。

Claims (14)

1.一种除颤电路，包括：

能量存储模块，其包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件；其特征在于还包括：

用于获取第二能量存储器件的初始放电电压的第一模块；

用于在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电的第二模块，其中，所述第二能量存储器件的初始放电电压高于、等于或低于所述第一能量存储器件的放电结束电压。

2.如权利要求1所述的除颤电路，其特征在于：所述第一模块在第一能量存储器件放电过程中获取第二能量存储器件的初始放电电压。

3.如权利要求2所述的除颤电路，其特征在于还包括：

计算模块，用于根据用户选择的能量确定第一能量存储器件和第二能量存储器件各自的充电电压值；

充电电路，用于将第一能量存储器件和第二能量存储器件充电到各自的充电电压值。

4.如权利要求3所述的除颤电路，其特征在于所述第一模块包括：

第一检测单元，用于在第一能量存储器件放电过程中检测第一能量存储器件在该检测时刻的电压值、该检测时刻的剩余放电时间和患者的阻抗；

第一计算单元，用于基于该检测时刻的第一能量存储器件的电压值、剩余放电时间和患者的阻抗来确定第二能量存储器件的初始放电电压。

5.如权利要求4所述的除颤电路，其特征在于：还包括用于在第一能量存储器件放电过程中，且在获取第二能量存储器件的初始放电电压后将第二能量存储器件的电压调整到所述初始放电电压的第三模块。

6.一种除颤电路，包括控制模块、能量存储模块、波形发生电路和患者接口，所述波形发生电路连接在能量存储模块和患者接口之间，所述控制模块分别与能量存储模块和波形发生电路连接，控制模块用于输出一定的时序，控制波形发生电路在开和关状态之间进行切换，以便使能量存储模块释放的能量通过患者接口施加在患者身上，其特征在于：所述能量存储模块包括用于为一相波形的产生提供能量的第一能量存储器件和用于为二相波形的产生提供能量的第二能量存储器件，所述控制模块用于获取第二能量存储器件的初始放电电压，且在第一能量存储器件放电结束后，控制第二能量存储器件从所述初始放电电压开始对患者进行放电，其中，所述第二能量存储器件的初始放电电压高于、等于或低于所述第一能量存储器件的放电结束电压。

7.如权利要求6所述的除颤电路，其特征在于：所述控制模块还用于根据用户选择的能量确定第一能量存储器件和第二能量存储器件各自的充电电压值,并控制第一能量存储器件和第二能量存储器件充电到各自的充电电压值，所述控制模块用于在第一能量存储器件放电过程中获取第二能量存储器件的初始放电电压。

8.如权利要求7所述的除颤电路，其特征在于：所述能量存储模块还包括第一电压采集电路、第二电压采集电路、第一能量泄放电路和第二能量泄放电路，所述第一电压采集电路用于采集第一能量存储器件的电压，其输出端耦合到控制模块，所述第二电压采集电路用于采集第二能量存储器件的电压，其输出端耦合到控制模块，第一能量泄放电路连接在第一能量存储器件的正极和地之间，第二能量泄放电路连接在第二能量存储器件的正极和地之间。

9.如权利要求8所述的除颤电路，其特征在于：所述控制模块用于基于第一电压采集电路检测的第一能量存储器件的电压值、检测时刻的第一能量存储器件的剩余放电时间和患者的阻抗，确定出第二能量存储器件的初始放电电压。

10.如权利要求9所述的除颤电路，其特征在于：所述控制模块还用于在第一能量存储器件放电过程中，且在获取第二能量存储器件的初始放电电压后控制第二能量泄放电路导通，使所述第二能量存储器件放电并将电压调整到所述初始放电电压。

11.如权利要求8所述的除颤电路，其特征在于：所述控制模块用于响应第一电压采集电路输出的第一能量存储器件的电压，控制第二能量泄放电路导通，使所述第二能量存储器件放电并将电压调整到第一能量存储器件电压的一定倍数。

12.如权利要求6所述的除颤电路，其特征在于：还包括第五开关部件，所述第五开关部件连接在充电电路与所述第二能量存储器件的正极之间，所述第五开关部件的控制端还耦合到控制模块，所述控制模块响应第二电压采集电路的输出，在所述第二能量存储器件的电压达到所述初始放电电压时，控制所述第五开关部件断开。

13.如权利要求6至12中任一项所述的除颤电路，其特征在于：第一能量存储器件和第二能量存储器件具有共同的正或负公共极，所述公共极通过第一线路耦合到波形发生电路，所述第一能量存储器件和第二能量存储器件的另一个极分别通过第二线路和第三线路耦合到波形发生电路。

14.如权利要求6至12中任一项所述的除颤电路，其特征在于：所述第一能量存储器件为电容或电池，所述第二能量存储器件为电容或电池。

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