CN102596312B

CN102596312B - 用于除颤器的过压保护

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Publication number: CN102596312B
Application number: CN201080051416.6A
Authority: CN
Inventors: B·A·瓦勒尔; D·K·亨特; A·勒巴希
Original assignee: Koninklijke Philips Electronics NV
Current assignee: Koninklijke Philips NV
Priority date: 2009-11-16
Filing date: 2010-11-10
Publication date: 2015-09-23
Anticipated expiration: 2030-11-10
Also published as: CN102596312A; JP2013510631A; US20130131526A1; RU2567462C2; BR112012011196A2; JP6112864B2; WO2011058506A1; BR112012011196A8; EP2501436A1; RU2012125023A; US9901275B2; EP2501436B1

Abstract

一种除颤电路包括气体放电管和光源，所述光源布置成对气体放电管进行预激励，以便提供所述气体放电管的可预测击穿条件。气体放电管可以被用作除颤电路或除颤电路特定部分的过压保护装置。还描述了一种用于医学装置的过压保护装置。一种过压保护装置包括气体放电管和光源，所述光源被布置成对气体放电管进行预激励，以便提供所述气体放电管的可预测击穿条件。

Description

用于除颤器的过压保护

技术领域

本发明的领域涉及除颤电路，并且尤其涉及除颤电路之内的过压保护。本发明的领域还涉及用于医学装置的过压保护装置。

背景技术

除颤器向心脏递送高压脉冲以便恢复正经受心律失常的患者体内正常的节律和收缩功能，所述心律失常诸如是心室纤颤（“VF”）或不伴随可感知脉动的室性心动过速（“VT”）。有若干种类别的除颤器，包括人工除颤器、可植入除颤器和自动体外除颤器（AED）。AED与人工除颤器的区别在于，AED经预编程以自动分析心电图（ECG）节律，从而确定除颤是否必要并提供应对措施，诸如电击序列和心肺复苏（CPR）周期。为此目的，AED，可能还有其他类型的除颤器，包括ECG监测电路。一些类型的除颤器使用ECG监测电路提以供“按需起搏”功能，其中，ECG监测电路持续比较患者的心跳与期望的结果，并在心脏不能维持其所需的性能时提供额外的刺激。

ECG信号是相对弱的电信号。ECG监测电路需要足够灵敏以检测和分析ECG信号。除颤器还包括高压电路，用于生成要施予给患者的高压脉冲。经由一组除颤引线将所述高压脉冲传导至附接于患者的一组除颤盘（pad）。根据除颤器的设计，高压电路和ECG监测电路共享同样的盘和引线，或者ECG监测电路经由专用监测引线和监测盘连接到患者。

当利用高压电路向患者施予高压脉冲时，高压脉冲也被发送至ECG监测电路。如果ECG监测电路与高压电路共享除颤盘和/或除颤引线，ECG监测电路接收基本完整的高压脉冲。即使ECG监测电路使用分离的监测盘和监测引线，由于通过患者身体的电耦合，高压脉冲的相当大部分也可能到达ECG监测电路。因此，通常需要保护除颤器中的ECG监测电路。

保护除颤器中的ECG监测电路是一项有挑战性的设计问题。监测电路具有非常高的阻抗，并且检测不正确的患者连接需要检测工作电流的小的变化，通常为数纳安的级别。同时，在除颤器的寿命期间监测电路将很多次暴露于短暂的高压瞬态。在其他应用中工作良好的很多过压保护装置需要向这种电路施加多得多的稳态功率。气体放电管（GDT）或火花隙装置是显著的例外：它们组合了中等钳位电压的属性、在其未充电状态下的极高阻抗以及快速的操作。出于这些原因，GDT是用于现代除颤器的ECG监测电路中的首选保护装置。

本文所公开的教导的发明人发现，气体放电管（GDT）可能会在其击穿电压以及它们在高阻抗模式到短路模式之间改变所需的时间方面呈现出不可预测的行为。GDT需要一定水平的稳态气体电离活动。在这种电离的情况下，GDT可能会在高压脉冲期间保持在其线性工作模式中。GDT甚至可能在一部分高压脉冲期间保持在关闭状态。在处于其线性工作模式中时，GDT仅传导相对小的电流。这意味着，由GDT保护的装置将暴露于高压脉冲相当长的时间，或者将经由要保护的装置，例如ECG监测电路，来释放显著大量的电流。GDT还可能在第一激励时花费相比而言长的时间（数毫秒）来改变状态，这存在损坏GDT保护的电路的风险。

促进快速电弧放电的传统方法是向GDT中电离气体增加少量的放射性材料。由于环境和健康的原因，这种方法不再是可取的。文献US2009/0210022公开了一种根据权利要求1的前序所述的心脏除颤电路以及根据权利要求10的前序所述的过压保护装置。

发明内容

本发明公开了一种根据权利要求1所述的心脏除颤电路、一种根据权利要求10所述的过压保护装置以及一种根据权利要求14所述的方法。

希望能够提供一种除颤电路，在所述除颤电路中利用GDT实现可靠的过压保护，但未利用放射性材料对气体进行预电离。由一种根据权利要求1所述的除颤电路解决了这种需求和/或可能的其他需求，所述除颤电路包括气体放电管和光源，光源被布置成对气体放电管进行预激励，以便提供气体放电管的可预测击穿条件。光源可以通过使气体电离或者利用气体放电管的阳极和/或阴极上的光电效应（其间接使气体电离）来对气体放电管进行预激励。可以事先计算或估计从光源输出的光的量，从而也能够估计电离气体的量。于是不可能基于由光源提供的照射条件来确定气体放电管的击穿条件的范围。

用于对气体放电管进行预激励的光源使得击穿条件基本与环境影响（诸如环境光或温度）无关。不论气体放电管是否暴露于环境光，该光源都确保了在任何情况下气体放电管都将发生电弧放电的最低击穿条件。

还希望以有效率的方式使用光源产生的光输出以对气体放电管进行预激励。由位于气体放电管附近的光源解决了这种需求和/或可能的其他需求。也可以对光源进行取向，使得光源方向特性中的最大光密度方向指向气体放电管。

还希望在可能发生高压脉冲时，气体放电管容易在任何时候快速发生电弧放电，即从高阻抗状态变为短路状态。由除颤电路工作期间基本持续工作的光源解决了这种需求和/或可能的其他需求。

还希望能够针对过电压可靠地保护除颤电路或除颤电路的部分。由布置成充当过压保护装置的气体放电管解决了这种需求和/或可能的其他需求。

还希望光源具有能量效率、耐用和/或产生最少的废热。由发光二极管（LED）形式的光源解决了这些需求和/或可能的其他需求中的至少一个。

进一步希望保护除颤电路的电压敏感部件。由还包括心电图监测电路的除颤电路解决了这种需求和/或可能的其他需求。气体放电管连接到所述心电图监测电路以充当所述心电图监测电路的过压保护装置。由于其必须要符合的规格，尤其是其检测较弱电压和电流的能力，除颤电路中的心电图监测电路通常对电压是敏感的。

心电图监测电路可以包括多条监测引线，除颤电路可以包括承载基准电势的足以吸收过多电荷的导电体，并且气体放电管可以连接于所述监测引线之一和承载基准电势的导电体之间。只要监测引线和承载基准电势的导电体之间的电压超过气体放电管的击穿电压时，气体放电管就发生电弧放电，于是基本在监测引线和导电体之间造成短路。监测引线中存在的过多的电荷经由气体放电管被传导到承载基准电势的导电体。监测引线和基准电势之间的过电压消失或降低到无害的值。

除颤电路还可以包括连接在额外的监测引线之一和承载基准电势的导电体之间的多个额外的气体放电管。于是，由个体气体放电管保护额外的监测引线或所有监测引线。在多个监测引线中的两个之间可能发生高压脉冲，使得两个气体放电管都可能发生电弧放电，以便经由承载基准电势的导电体以接近短路的方式将两条监测引线彼此连接。

除颤电路还可以包括用于所述气体放电管的防光或不透明外壳，以及为所述气体放电管提供可预测预激励条件的光源。防光外壳可以是除颤电路自身的外壳，例如AED的外壳。

在本文所公开的教导的备选方面中，可能希望在医学装置中提供可靠的并且呈现出基本恒定的击穿条件的过压保护模块。由一种用于医学装置的过压保护装置解决了这种需求和/或可能的其他需求，所述过压保护装置包括气体放电管和光源，光源被布置成对气体放电管进行预激励，以便提供气体放电管的可预测击穿条件。

所述光源可以位于所述气体放电管附近。

所述光源可以在所述过压保护装置的待命状态（工作状态）期间基本持续发光。

光源可以是发光二极管（LED）。

在本文所公开的教导的又一备选方面中，可能希望在医学装置中提供可靠的并且呈现出基本恒定的击穿条件的过压保护方法。由在医学装置中使用气体放电管的方法解决了这些需求和/或可能的其他需求，该方法包括：

-点亮位于所述气体放电管附近的光源，由此对所述气体放电管进行预激励，以提供所述气体放电管的可预测击穿条件；

-使所述气体放电管响应于施加到所述气体放电管的过电压而电弧放电，所述过电压超过所述可预测击穿条件。

本发明的这些和其他方面将从下文描述的实施例变得显而易见并参考其加以例示。

附图说明

图1示出了根据本文所公开的教导的除颤电路的第一实施例的示意框图。

图2示出了根据本文所公开的教导的除颤电路的另一实施例的示意框图。

图3示出了图示说明本文所公开的教导的效果的曲线图。

具体实施方式

现在将基于附图来描述本发明。应当理解，本文所描述的本发明的实施例和各方面仅仅是范例，不以任何方式限制权利要求的保护范围。本发明受到权利要求及其等价要件的界定。还应当理解，可以将一方面的特征与不同方面的特征相组合。

图1以示意性方式示出了根据本文所公开的教导的除颤电路的框图。除颤电路包括被布置成向需要除颤的患者递送高压脉冲的高压电路102。高压电路102利用两条除颤引线105、107连接到除颤盘106、108。除颤盘106、108可以是在除颤流程开始之前附接于患者的粘合盘。

除颤电路还包括心电图（ECG）监测电路104。ECG监测电路104利用两条监测引线115、117间接连接到除颤盘106、108，监测引线115、117分别连接到除颤引线105和107。在除颤器的这种配置中，仅需要两个电极盘，因为除颤盘106、108还用于ECG监测。仅有两个除颤盘106、108便于快速放置除颤盘106、108，尤其是在卧床的人使用除颤器的情况下。

只要在高压电路102向除颤盘106、108施加高压脉冲时，ECG监测电路104就因为高压电路102和ECG监测电路104之间的直接电连接而接收高压脉冲（或其显著部分）。尽管可以将ECG监测电路104设计成承受高压电路102的正常高压脉冲，但ECG监测电路104可能会接收过压脉冲。例如，除颤盘106、108之一可能未正确附接于患者，使得没有电流或仅有小电流流经除颤盘和患者皮肤之间的界面。因此，高压脉冲往往会经由除患者之外的另一传导路径释放。这另一传导路径可以包括ECG监测电路104。ECG监测电路104包括用于连接监测引线115、117和ECG监测电路104的端子。为了避免经由ECG监测电路104释放高压脉冲的电荷，ECG监测电路的端子也分别连接到过压保护装置。第一过压保护装置包括气体放电管125，在气体放电管125的第一端子将其连接到ECG监测引线115。气体放电管125还在气体放电管125的另一端子连接到地电势130。发光二极管（LED）135位于气体放电管125附近。电阻器136与发光二极管135以及5伏电势（5V）串联连接。发光二极管135还连接到基准电势130。串联电阻器136将流经发光二极管135的电流限制到适于发光二极管135长期工作的值，并产生LED 135的充分大的光输出。

沿气体放电管125的方向引导由发光二极管135产生的光输出。由于来自LED 135的光对气体放电管125中所含的气体造成电离效应，气体放电管125变成预先激励。变为相关的另一种效应是光电效应，通过这种效应可以从气体放电管125的阳极或阴极中释放出电子。

ECG监测引线117还连接到气体放电管127，气体放电管127继而连接到基准电势130。发光二极管137（LED）位于气体放电管127附近。串联电阻器138限制流经发光二极管137的电流。串联电阻器138还连接到5伏电势5V，这可以与先前结合发光二极管135和串联电阻器136所描述的相同。除了5V之外，可以使用另一种适于操作发光二极管的电势，诸如3V。

还可以将发光二极管135、137连接到某种控制电路，以便根据需要开关发光二极管135、137。还可以使用可变电阻器补充串联电阻器136或138，或替代电阻器136或138。可以使用可变电阻器以改变流经发光二极管135或137的电流，从而调节发光二极管的光输出。因此，可以在一定范围之内调节气体放电管125或127的击穿条件。

图2以示意方式示出了根据本文所公开的教导的另一实施例的除颤电路的框图。

与图1相比，高压部分基本未变。高压部分包括高压电路102、除颤引线105、107和除颤盘106、108。

图2中所示的除颤电路的ECG监测部分与高压部分分开。ECG监测盘包括三个ECG监测盘214、216、218（可能仅有两个ECG监测盘或超过三个ECG监测盘）。第一ECG监测盘214连接到ECG监测引线213，以连接到ECG监测电路204。第二ECG监测盘216连接到第二ECG监测引线215，以连接到ECG监测电路204，第三ECG监测盘218连接到第三ECG监测引线217，以连接到ECG监测电路204。

在除颤电路工作期间，在除颤盘106、108和ECG监测盘214、216、218之间发生耦合210。为避免对ECG监测电路204造成损害，利用连接到参考电势130的个体气体放电管223、225、227对ECG监测引线213、215、217进行过压保护。

如图1中那样，通过发光二极管233、235、237实现对气体放电管223、225、227的预激励。为了清楚起见，图2中未示出用于各发光二极管233、235、237的电源电路。

与图1中所示实施例的气体放电管125、127相比，可以选择图2中的气体放电管223、225、227，以具有更低的击穿电压，从而更有效率地保护ECG监测电路204。原因在于，在除颤电路的高压部分和ECG监测部件之间没有直接电耦合。响应于高压电路102施加的高压脉冲将ECG监测引线213、215、217短接到参考电势对患者经受的高压脉冲没有大的影响。

图3示出了利用光对气体放电管127预激励的效果的示意图。在左侧，可以看到针对气体放电管未预激励的情况，击穿电压V_击穿的范围。击穿电压V_击穿较高，可以采取较大范围的可能击穿电压之内的任何值。对于不工作一些时间之后气体放电管127的第一次电弧放电事件尤其是这种情况。原因在于，气体放电管127内部仅有少数气体分子被激励，用于过压保护的目的。不进行充分的预激励，不可能依赖特定期望电压下气体放电管的电弧放电。

在图3的右侧，示出了气体放电管127被预激励时的状况，即打开发光二极管并照射气体放电管127。与图3左侧所示的非预激励状况相比，平均击穿电压V_{击穿，平均}稍低。可能更为重要的是，击穿电压精确值的不确定范围现在更小了。于是，预计在图3右侧所示的预激励状态中，至少在正常环境下，在向气体放电管施加介于指示范围上限和指示范围下限之间的电压时，气体放电管会进行电弧放电。

通过研究附图、公开和所附权利要求，本领域的技术人员在实践请求保护的本发明时能够理解和实现所公开实施例的其他变化。在权利要求中，“包括”一词不排除其他元件或步骤，不定冠词“一”或“一个”不排除多个。单个单元可以执行权利要求中列举的几项的功能，反之亦然。在互不相同的从属权利要求中列举特定手段的简单事实并不表示不能有利地使用这些手段的组合。在权利要求中发现的任何附图标记都不应被解释为限制范围。

Claims

1.一种除颤电路，包括气体放电管和光源，其特征在于，所述光源被布置成对所述气体放电管进行预激励，以便提供所述气体放电管的可预测击穿条件，其中，所述光源基本持续发光并照射所述气体放电管以对所述气体放电管进行预激励，并且其中，所述光源的光输出能够被调节，以便在一定范围之内调节所述气体放电管的所述可预测击穿条件。

2.根据权利要求1所述的除颤电路，其中，所述光源位于所述气体放电管附近。

3.根据权利要求1所述的除颤电路，其中，所述光源在所述除颤电路的工作期间基本持续发光。

4.根据权利要求1所述的除颤电路，其中，所述气体放电管被布置成充当过压保护装置。

5.根据权利要求1所述的除颤电路，其中，所述光源是发光二极管。

6.根据权利要求1所述的除颤电路，还包括心电图监测电路，并且其中，所述气体放电管连接到所述心电图监测电路以充当所述心电图监测电路的过压保护装置。

7.根据权利要求6所述的除颤电路，其中，所述心电图监测电路包括多条监测引线，其中，所述除颤电路包括承载基准电势的足以吸收过多电荷的导电体，并且其中，所述气体放电管连接于所述监测引线之一与承载所述基准电势的所述导电体之间。

8.根据权利要求7所述的除颤电路，还包括连接于额外的监测引线之一与承载所述基准电势的所述导电体之间的多个额外的气体放电管。

9.根据权利要求1所述的除颤电路，还包括用于所述气体放电管的防光外壳，以及用于为所述气体放电管提供可预测预激励条件的光源。

10.一种用于医学装置的过压保护装置，所述过压保护装置包括气体放电管和光源，其特征在于，所述光源被布置成对所述气体放电管进行预激励，以便提供所述气体放电管的可预测击穿条件，并且其中，所述光源的光输出能够被调节，以便在一定范围之内调节所述气体放电管的所述可预测击穿条件。

11.根据权利要求10所述的过压保护装置，其中，所述光源位于所述气体放电管附近。

12.根据权利要求10所述的过压保护装置，其中，所述光源在所述过压保护装置的待命状态期间基本持续发光。

13.根据权利要求10所述的过压保护装置，其中，所述光源是发光二极管。

14.一种在医学装置中使用气体放电管的方法，所述方法包括：

-点亮位于所述气体放电管附近的光源，其中，所述光源照射所述气体放电管以对所述气体放电管进行预激励，由此对所述气体放电管进行预激励，以提供所述气体放电管的可预测击穿条件；

-调节所述光源的光输出，以便在一定范围之内调节所述气体放电管的所述可预测击穿条件；-使所述气体放电管响应于施加到所述气体放电管的过电压而电弧放电，所述过电压超出所述可预测击穿条件。