高能效除颤限流器制造技术

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。

【技术实现步骤摘要】
【国外来华专利技术】本专利技术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。自动体外除颤器(“AED”)向心脏提供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击序列和能量水平。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VΦ1e。正相位12的持续时间为TΦ1。波形10的负相位14具有VΦ2s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TΦ2。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TΦ1，并且第一相位的持续时间TΦ1与第二相位的持续时间TΦ2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VΦ1e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。如图2所示，这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VΦ1e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TΦ2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。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。因此，希望防止提供这些过量的电流水平。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Rcl。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Rcl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，从而消耗掉旨在用于不需要限流阻抗Rcl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。根据本专利技术的原理，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。在附图中：-->图1示出双相除颤波形；图2示出提供给低阻抗患者的双相波形；图3示出具有与患者阻抗串联的限流阻抗的除颤器；图4示出根据本专利技术的原理构造的除颤限流器；图5A-5C示出用于解释图4的限流器工作的波形；图6为根据本专利技术的原理构造的限流器的第二实例；图7是图6的限流器电路的详图；图8A和8B示出本专利技术的除颤器的典型波形。参考图4，示出了根据本专利技术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。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不本文档来自技高网...

【技术保护点】
一种用于除颤器产生的除颤脉冲的限流器，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。

【技术特征摘要】
【国外来华专利技术】US 2006-2-1 60/764,4251、一种用于除颤器产生的除颤脉冲的限流器，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。
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，其中所述控制电流用于在达到预定
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。
9、根据权利要求1所述的限流器...

【专利技术属性】
技术研发人员：D鲍尔斯，
申请(专利权)人：皇家飞利浦电子股份有限公司，
类型：发明
国别省市：NL[荷兰]