超低压储能型心脏除颤器

技术领域

本发明涉及医疗器械技术领域，特别是一种开机即可除颤、便于设计生产和维护、可输出多种波形、提高释放效率、降低体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控的超低压储能型心脏除颤器。

背景技术

心室颤动是指心室发生无序的激动，致使心室规律有序的激动和舒缩功能消失，其均为功能性心脏骤停(SCA)。这意味着人的心脏已经停止泵血，是致死性心律失常。心室颤动是心脏电活动极度混乱的表现，一般很难自行终止。除颤是指通过一定能量的电脉冲使所有心肌细胞同时除极，然后同时复极，使心脏恢复窦性节律。

电击是目前临床可以终止室颤的唯一有效方法。

早期除颤是治疗室颤的决定因素，心脏骤停发生1分钟内进行除颤，存活率90％；3分钟内除颤存活率70～80％；5分钟内除颤存活率降到50％左右；7分钟内除颤存活率约为30％；超过10分钟，患者几乎没有生存机会。

除颤器主要是通过脉冲电流来消除患者的心律失常现象，从而恢复患者心律的医疗设备。为了达到所需的除颤电流和能量，先用直流电流对高压储能电容充电，达到较高的电压后再通过电极在病人的胸部快速放电。1956年ZOLL公司应用高压电容储能，瞬间放电，达到消除室颤的目的，并成功用于临床，而且这种高压电容储能型除颤方法一直沿用到现在。

高压储能电容器是除颤器的重要部件，应需要满足III类医疗器械的可靠性要求而专门设计产品。现场可靠性要求100％。除颤器一般以能量作为计量单位，电容器所储存的电场能量与电容和电压的平方成正比。为了保证除颤剂量准确性，需要使用高精度电容。高压储能电容要求耐压大于2000V，容量为120uF左右。其他要求包括小体积、低阻抗、长寿命、快充快放的电容。世界上只有少数几个国家可以制造。不但价格非常高，而且，一般是受限供货产品。

高压电容储能型的主要问题有：

1.每次除颤前要对高压储能电容进行充电，除颤后要对高压储能电容进行放电。因为为了保证医务人员和维修人员的安全，国家标准《GB9706.1-2007医用电气安全通用要求》规定，在待机状态下，内部储能元件(如电容)上的残余电压，不得超过60Vdc。要求充电时间不允许超过10s。这不仅会错过了抢救病人的黄金时刻，也浪费电池中的能量。

2.由于除颤电流不确定，无法以除颤电流作为计量单位，只能以能量作为计量单位，致使相同的能量对于不同患者的除颤效果不同。为了保证除颤剂量准确性，需要使用高精度电容，有的产品采用胸阻抗补偿技术。

3.除颤波形不稳定。除颤波形是除颤成功的关键指标，除颤放电时，高压电容器C与人体经胸阻RL抗构成时间常数为RLC放电回路。不同患者经胸阻抗不同，因此放电时间常数不同，放电波形不同，除颤效果会因人而异。

4.释放效率低，释放效率是指释放能量和储存能量之比。不同的除颤器具有不同的释放效率。由于放电电路内阻较大，大多数除颤器的释放效率在50％～80％之间。

需要一种开机即可除颤、便于设计生产和维护、可输出多种波形、提高释放效率、降低体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控的超低压储能型心脏除颤器。

发明内容

本发明的目的是提供一种开机即可除颤、便于设计生产和维护、可输出多种波形、提高释放效率、降低体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控的超低压储能型心脏除颤器。

超低压储能型心脏除颤器，包括：

电源模块，所述电源模块依次连接充电模块、超低压储能电容器、高频变换器、H桥电路、除颤电极、负反馈电路、波形设置电路，所述波形设置电路连接高频变换器；

所述高频变换器的高速脉宽调制控制器U1的第1接口、第2接口、第3接口并联，所述U1的第5接口串联电阻RT后接地，所述所述U1的第6接口和第7接口并联后，串联电容CT后接地，所述U1的第13接口、第15接口并联后，连接半桥式场效应管驱动器U2的第4接口，所述U1的第14接口并联U2的第1接口和第3接口，所述U1的第10接口、第12接口并联后接地，所述U1的第11接口并联半桥式场效应管驱动器U3的第1接口和第3接口，所述U2的第6接口和第7接口串联，所述U3的第6接口和第7接口并联后分别接地和三极管Q4的发射极，所述Q4的集电极一路连接变压器T1，一路连接三极管Q3的发射极，一路连接电容C3，所述Q4的基极连接U3的第8接口，所述U3的第12接口、C3、U3的第14接口串联，所述U3的第13接口连接三极管Q3的基极，所述Q3集电极连接30～60V，所述U2的第4接口和U3的第4接口分别连接15V，所述U2的第2接口连接三极管Q2的基极，所述Q2的发射极接地，所述Q2集电极一路连接电容C2，一路连接T1，一路连接三极管Q1的发射极，所述U2的第12接口、C2、U2的第14接口串联，所述U2的第13接口连接Q1的基极，所述Q1的集电极一路连接30～60V，一路连接储能电容C1后接地，所述T1一路分别连接二极管D1和二极管D2，一路分别连接二极管D3和二极管D4，所述D1和D3连接后并联电阻R1、电容C4，所述D2和D4连接后并联电阻R1、电容C4，所述C4一端连接2000V，另一端接地.

所述H桥电路的光电耦合器OP1、光电耦合器OP2、光电耦合器OP3、光电耦合器OP4的第1接口分别接地，第2接口和第3接口分别连接，第6接口和第7接口分别连接，所述OP1的第5接口、电阻RG1、OP1的第8接口串联，所述OP1的第5接口连接IGBT开关LH1的栅极，所述LH1的集电极分别连接除颤电压和IGBT开关RH1的集电极，所述LH1的发射极一路连接阻抗RL，一路连接OP1的第8接口，一路连接IGBT开关LL1的集电极，所述RH1的栅极分别连接电阻RG3、OP3的第5接口，所述RH1的发射极一路连接阻抗RL，一路连接RG3，一路连接OP3的第8接口，一路连接IGBT开关RL1的集电极，所述OP2的第5接口、电阻RG3、OP2的第8接口串联，所述OP4的第5接口、电阻RG4、OP4的第8接口串联，所述OP2的第5接口连接LL1的栅极，所述OP2的第8接口连接LL1的发射极，所述OP4的第5接口连接RL1的栅极，所述OP4的第8接口连接RL1的发射极，所述RL1的发射极和LL1的发射极连接后，一路连接除颤电路接口，一路连接电阻RS后接地，一路连接U4的第2接口，所述U4的第3接口连接设置电压接口。

所述电源模块为12V可充电电池或15V可充电电池或220V交流电源。

所述充电模块为非隔离升压模块。

所述超低压储能电容器为并联的超级电容器、电解电容器、薄膜电容器和多层陶瓷片式电容。

所述U1的第2接口连接误差放大器U4的第一接口。

所述波形设置电路为可输出正弦波、方波、梯形波、指数波之一的波形发生器。

本发明电源模块，所述电源模块依次连接充电模块、超低压储能电容器、高频变换器、H桥电路、除颤电极、负反馈电路、波形设置电路(6)，所述波形设置电路连接高频变换器。本发明开机即可除颤、便于设计生产和维护、可输出多种波形、提高释放效率、降低体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控。

本发明的有益效果是：

1.利用低压储能电容器，开机即可除颤，为抢救患者赢得了宝贵的时间；

2.机内无高压储能元件，便于设计生产、维护；

3.利用高频变换器提高了除颤器的释放效率、降低了脉冲发生器体积；

4.可输出正弦波、方波、梯形波、指数波等多种波形；

5.利用脉宽调制技术和负反馈原理保证输出波形稳定，提高除颤的成功率；

6.除颤电流稳定可控，为除颤电流作为计量单位奠定基础。

附图说明

图1为本发明的结构示意图；

图2为本发明高频变换器的结构示意图；

图3为本发明H桥电路的结构示意图；

图4为本发明波形设置电路的波形示意图；

图中：1、电源模块，2、充电模块，3、超低压储能电容器，4、高频变换器，5、H桥电路，6、波形设置电路，7、除颤电极，8、负反馈电路。

具体实施方式

以下结合附图和具体实施例，对本发明做进一步说明。

超低压储能型心脏除颤器，包括：电源模块1，电源模块1依次连接充电模块2、超低压储能电容器3、高频变换器4、H桥电路5、除颤电极7、负反馈电路8、波形设置电路6，波形设置电路6连接高频变换器4；

高频变换器4的高速脉宽调制控制器U1的第1接口、第2接口、第3接口并联，U1的第5接口串联电阻RT后接地，所述U1的第6接口和第7接口并联后，串联电容CT后接地，U1的第13接口、第15接口并联后，连接半桥式场效应管驱动器U2的第4接口，U1的第14接口并联U2的第1接口和第3接口，U1的第10接口、第12接口并联后接地，U1的第11接口并联半桥式场效应管驱动器U3的第1接口和第3接口，U2的第6接口和第7接口串联，U3的第6接口和第7接口并联后分别接地和三极管Q4的发射极，Q4的集电极一路连接变压器T1，一路连接三极管Q3的发射极，一路连接电容C3，Q4的基极连接U3的第8接口，U3的第12接口、C3、U3的第14接口串联，U3的第13接口连接三极管Q3的基极，Q3集电极连接30～60V，U2的第4接口和U3的第4接口分别连接15V，U2的第2接口连接三极管Q2的基极，Q2的发射极接地，Q2集电极一路连接电容C2，一路连接T1，一路连接三极管Q1的发射极，U2的第12接口、C2、U2的第14接口串联，U2的第13接口连接Q1的基极，Q1的集电极一路连接30～60V，一路连接储能电容C1后接地，T1一路分别连接二极管D1和二极管D2，一路分别连接二极管D3和二极管D4，D1和D3连接后并联电阻R1、电容C4，D2和D4连接后并联电阻R1、电容C4，C4一端连接2000V，另一端接地。

H桥电路5的光电耦合器OP1、光电耦合器OP2、光电耦合器OP3、光电耦合器OP4的第1接口分别接地，第2接口和第3接口分别连接，第6接口和第7接口分别连接，OP1的第5接口、电阻RG1、OP1的第8接口串联，OP1的第5接口连接IGBT开关LH1的栅极，LH1的集电极分别连接除颤电压和IGBT开关RH1的集电极，LH1的发射极一路连接阻抗RL，一路连接OP1的第8接口，一路连接IGBT开关LL1的集电极，RH1的栅极分别连接电阻RG3、OP3的第5接口，RH1的发射极一路连接阻抗RL，一路连接RG3，一路连接OP3的第8接口，一路连接IGBT开关RL1的集电极，OP2的第5接口、电阻RG3、OP2的第8接口串联，OP4的第5接口、电阻RG4、OP4的第8接口串联，OP2的第5接口连接LL1的栅极，OP2的第8接口连接LL1的发射极，OP4的第5接口连接RL1的栅极，OP4的第8接口连接RL1的发射极，RL1的发射极和LL1的发射极连接后，一路连接除颤电路接口，一路连接电阻RS后接地，一路连接U4的第2接口，U4的第3接口连接设置电压接口。

电源模块1为12V可充电电池或15V可充电电池或220V交流电源。充电模块2为非隔离升压模块。超低压储能电容器3为并联的超级电容器、电解电容器、薄膜电容器和多层陶瓷片式电容。U1的第2接口连接误差放大器U4的第一接口。波形设置电路6为可输出正弦波、方波、梯形波、指数波之一的波形发生器。

超低压储能型心脏除颤器由电源模块、升压模块、超低压储能电容器、高频变换器、波形设置电路、负反馈电路、H桥电路和除颤电极构成。

电源模块1：负责给系统提供能量，该模块可以采用12V或15V可充电电池或220V交电源。电源模块不能提供大的脉冲电流。

充电模块2：将12V电压提升到30V-60V，使储能电容器充电到30V-60V，并始终维持在30V-60V。从而将电源模块中的能量储存储能电容器。除颤脉冲结束后，升压模块继续给储能电容充电，补充能量。充电模块采用厚德芯电子公司生产的非隔离升压模块(BOOST)，该模块：DC8.5V-50V，输入电流：15A(MAX)静态电流：10mA(12V升20V，输出电压：10-60V连续可调，工作频率：150KHz，转换效率：高达96％，并有过流保护等功能。

超低压储能电容器3：采用超级电容器、电解电容器、薄膜电容器和多层陶瓷片式电容(MLCC)并联。超级电容器与传统电容器相比，它具有较大的容量和能量密度，循环寿命长。在几秒钟的高速深度充放电循环50万次至100万次后，超级电容器的特性变化很小，超级电容器充放电效率高，对过充电和过放电有一定的承受能力，可稳定地反复充放电。但超级电容器内阻较大，瞬间输出大电流的能力较差。超级电容器存储的能量主要用于第二次，第三次除颤。

电解电容器主要用于向患者提供能量。电解电容器包括：单位体积的电容量非常大，比其它种类的电容大几十到数百倍；额定的容量可以做到非常大，可以轻易做到几万uF甚至几F(但不能和双电层电容比)；价格比其它种类具有压倒性优势，应用广泛，如开关电源、相机闪光灯等。

多层陶瓷片式电容(MLCC)也叫独石电容器高频特性好，主要用于给变换器提供瞬间大电流。MLCC具有容量大、低等效电阻，优异噪声吸收、较好的耐脉冲性能、外形尺寸小、高绝缘电阻、较好的阻抗温度特性与频率特性；并且具有良好的自封闭特性，可以有效低避免内电极受潮和污染，显著提高飞弧电压和击穿电压。

薄膜电容器无极性，绝缘阻抗很高，频率特性优异(频率响应宽广)，而且介质损失很小，可瞬时提供大的脉冲电流。

高频变换器4：U1选用德州仪器公司生产的高速脉宽调制(PWM)控制器UC3825，其工作频率高达1000kHz，启动电流100μA。电阻RT电容CT分别为定时电阻和定时电容，用于设定U1的工作频率；选择不同的RT、CT值，将U1的工作频率设定在200kHz～600kHz。U1的输出端口OUTA、OUTB发送两路相位相差180°的PWM信号，分别送给U2和U3的输入端1脚，其连接方式是U1的OUTA与U2的1脚相连接，U1的OUTB与U2的1脚相连接。U2和U3为半桥式场效应管驱动器L6491。其峰值拉电流为4A，峰值灌电流为4A，驱动速度高达800kHz，静态电流540μA。

U2和三极管Q1、Q2构成一个半桥臂，U3和三极管Q3、Q4构成另一个半桥臂。两个桥臂分别与变压器T1原边的相连接，构成全桥变换器。变压器T1，只有一组原线圈和一组副线圈，可充分利用磁芯的有效体积。

三极管Q1、Q2、Q3、Q4选用安森美半导体公司生产的NTBLS1D5N08MC功率MOSFET，可提供大电流高速切换。开关的时间小于50ns。导通电阻为1.53mΩ，漏-源击穿电压为80V，脉冲电流高达4487A。无引脚贴片封装，可将电磁干扰降到最低。

电容C1为储能电容，电容C2、C3为滤波电容用于给U2和U3的高端驱动器提供电源。电容C4为滤波电容，用于消除纹波，在没有脉冲输出时，C4上面无电压。电阻R1用于给C4放电,以免空载时由于变压器漏感式C4上的电压过高。放电时间常数小于0.2ms。二极管D1、D2、D3和D4构成全波整流电路。

U1的9脚用于控制脉冲的输出。当9脚为低电平，U1的输出端口OUTA、OUTB发送PWM信号，经过全桥变换后，在输出端有脉冲输出。当9脚为高电平，U1的输出端口OUTA、OUTB为低电平，无PWM信号，因此输出端无脉冲输出。U1的2脚与误差放大器U4的1脚相连。U1根据输出电流来调整输出脉冲宽度，从而稳定输出电流。

H桥电路5：用于产生双相除颤波形。H桥由四个IGBT开关组成，LH1、LL1、RH1、RL1。为了提高电路的可靠性，本发明采用降额设计，IGBT选用IXBA14N300HVI型IGBT。其饱和压降VCE(SAT)为2.2V，额定电压3000V，额定电流38A，脉冲电流120A，1ms，内部带有回扫二极管，TO263贴片式封装。每个IGBT开关都是独立动作的。当LH、RL同时导通时负载RL上的电流方向自左至右；当RH、LL同时导通时负载RL上的电流方向自右至左。

为了简化电路，H-桥驱动电路选用光电二极管输出光电耦合器VO1263作为IGBT的驱动器。VO1263的二次是光电池结构，电流由一次的LED光亮决定。光电池二次无需电源就可输出电流，电流大小和一次成比例，电流为10μA时每个光伏电池产生最大电压为8V。因此，可用于实现更简单的电压控制电路。每块VO12630内的两个光伏电池串联连接。电阻R1、R2、R3、R4为一次LED的限流电阻。IGBT栅极电阻RG，为放电电阻，VO1263无驱动电压时，IGBT可自行关断。由于串联/并联后光伏电池在1MΩ产生大约24V，而IGBT的VGEM是±30V，所以IGBT栅极不需要保护。

电阻RS为除颤电流采样电阻，它将出产电流转化成电压。无论是正脉冲，还是负脉冲，RS上的电压始终是正值。该电压送入误差放大器U4的2脚,误差放大器将此电压与设置电压进行比较，并把比较结果由U4的1脚送给高频变换器中U1的2脚。U1根据U4的输出电压调节脉冲宽度，使除颤电流保持恒定。改变设置电压值可以改变除颤电流值。

波形设置电路6：高频变换器用于将储能电容器中的电压提升到所需的除颤电压和电流。为了减少体积、提高效率，高频变换器工作频率在100kHz～500kHz。波形设置电路根据操作者的设置输出相应的波形，包括正弦波、方波、梯形波、指数波等。当脉冲启动模块发出输出除颤脉冲指令后，高频变换器开始工作，电压负反馈模块检测除颤电极上的，并与波形设置电压进行比较，高频变换器根据比较结果利用脉宽调制方法调节输出电压，从而保证输出波形为设置波形。

以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和优点。本行业的技术人员应该了解，本发明不受上述实施例的限制，上述实施例和说明书中描述的只是说明本发明的原理，在不脱离本发明精神和范围的前提下本发明还会有各种变化和改进，这些变化和改进都落入要求保护的本发明范围内。本发明要求保护范围由所附的权利要求书及其等同物界定。