CN112426627A - 一种双相恒流型心脏除颤器 - Google Patents
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Abstract
本发明涉及一种双相恒流型心脏除颤器，包括：电源模块，电源模块依次连接充电模块、储能电容器、高频变换器、H桥电路、除颤电极，所述H桥电路依次连接电流检测电路、误差放大器、高频变换器。本发明开机即可除颤、深度负反馈、减少脉冲发生器体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控。
Description
技术领域
本发明涉及医用设备技术领域，特别是一种开机即可除颤、深度负反馈、减少脉冲发生器体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控的双相恒流型心脏除颤器。
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。电击除颤是利用足够大的电流流过心脏来刺激心肌，只有一定幅度和一定的持续时间的电流才能起到除颤作用。除颤器就是能够提供这种大电流的刺激器。由强度－持续时间曲线可知，引起组织兴奋是由脉冲电流和持续时间决定的，脉冲电流强度30～40A，持续时间10ms。因此，恒流型刺激器在电压允许变化范围内，对于不同的胸阻抗提供的所需电流恒定不变。而且峰值电流及其变化率越小，对心肌细胞的损伤越小，所需的除颤能量低。
实际上终止心律失常的本质是足够的电流。美国心脏协会(AHA)与欧洲复苏协会(ERC)建议用“以电流作为除颤基本计量单位”的方式来衡量是否给病人发放适宜电击。单相波除颤的最佳电流剂量似乎在30～40A，对双相波除颤的剂量研究正在进行中。但目前高压电容储能型除颤器都是使用电容放电方式，因此，在不知道病人的经胸阻抗的情况下，无法事先确定给任何指定病人的实际电流。除颤的决定因素是到达心肌的电流,而不是能量。早期的双相波除颤存在以下缺陷:在设定输出能量情况下,电流随着病人阻抗高低而改变,高阻抗病人接受的除颤电流较低,而阻抗病人接受的除颤电流较大。
这种目前的除颤器主要问题有：
1.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。
2.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与人体经胸阻抗RL构成时间常数为RLC的放电回路。不同患者经胸阻抗不同，放电时间常数也就不同，放电波形不同，因此除颤效果会因人而异。
3.除颤峰值电流及其变化率过大，容易造成皮肤烧伤和心肌细胞损伤。为了限制峰值电流及其变化率，需要在高压储能电容和放电电极之间加一个很大的高压电感。高压电感和高压储能电容器体积大、技术要求严格。
需要一种开机即可除颤、深度负反馈、减少脉冲发生器体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控的双相恒流型心脏除颤器。
发明内容
本发明的目的是提供一种开机即可除颤、深度负反馈、减少脉冲发生器体积、提高除颤的成功率、除颤电流稳定可控的双相恒流型心脏除颤器。
一种双相恒流型心脏除颤器，包括：
电源模块，所述电源模块依次连接充电模块、储能电容器、高频变换器、H桥电路、除颤电极，所述H桥电路依次连接电流检测电路、误差放大器、高频变换器；
所述H桥电路和电流检测电路中的光电耦合器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，一路连接误差放大器的双运算放大器U4的第2接口，所述U4的第3接口连接设置电压接口。
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U4的第一接口。
本发明公开了一种双相恒流型心脏除颤器，包括：电源模块，电源模块依次连接充电模块、储能电容器、高频变换器、H桥电路、除颤电极，所述H桥电路依次连接电流检测电路、误差放大器、高频变换器。本发明开机即可除颤、深度负反馈、减少脉冲发生器体积、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.利用高频变换器提高了除颤器的释放效率、减少脉冲发生器体积；
3.深度负反馈，可输出双相恒流波形；
4.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；
5.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的结构示意图；
图3为本发明H桥电路、电流检测电路和误差放大器的结构示意图；
图4为本发明恒流形波形图；
图中：1、电源模块，2、充电模块，3、储能电容器，4、高频变换器，5、H桥电路，6、除颤电极，7、电流检测电路，8、误差放大器。
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。
一种双相恒流型心脏除颤器，包括：电源模块1，电源模块1依次连接充电模块2、储能电容器3、高频变换器4、H桥电路5、除颤电极6，H桥电路5依次连接电流检测电路7、误差放大器8、高频变换器4；
H桥电路5和电流检测电路7中的光电耦合器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，一路连接误差放大器8的双运算放大器U4的第2接口，U4的第3接口连接设置电压接口。
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，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。
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U4的第一接口。
一种双相恒流型心脏除颤器由电源模块1、充电模块2、超低压的储能电容器3、高频变换器4、H桥电路5、除颤电极6、电流检测电路7、误差放大器8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。
超低压的储能电容器3采用超级电容器、电解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，可以有效地避免内电极受潮和污染，显著提高飞弧电压和击穿电压。
高频变换器4的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和电容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之间。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U3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脚与双运算误差放大器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和电路检测7：H桥电路5用于产生双相除颤波形。H桥电路5由四个IGBT开关组成，LH、LL、RH、RL。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桥电路5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。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，它将除颤电流转化成电压。无论是正脉冲，还是负脉冲，RS上的电压始终是正值。该电压送入双运算误差放大器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。改变设置电压值即可改变除颤电流值。
电流设置与恒流控制：设置电流是医生根据患者的除颤治疗需要给定的电流，设置电流是通过给误差放大器同相端一个电压来实现的。除颤电流通过电流检测取样电阻RS后转换成电压。取样电阻上的电压等于除颤电流与取样电阻RS的乘积。取样电阻上的电压施加在误差放大器的反相端。误差放大器将电流检测值与设置值进行比较，高速脉宽调制(PWM)控制器UC3825根据比较结果调节输出脉冲宽度，实现深度负反馈，从而使检测值与设置值保持一致。本发明利用脉宽调制技术稳定输出，由于功率三极管Q1、Q2、Q3、Q4工作在开关状态，高频变换器调整效率高。对于第一相和第二相除颤脉冲来说，电流取样电阻电流方向不变，因此可实现双相恒流输出。
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。
Claims (6)
1.一种双相恒流型心脏除颤器，其特征在于，包括：
电源模块(1)，所述电源模块(1)依次连接充电模块(2)、储能电容器(3)、高频变换器(4)、H桥电路(5)、除颤电极(6)，所述H桥电路(5)依次连接电流检测电路(7)、误差放大器(8)、高频变换器(4)；
所述H桥电路(5)和电流检测电路(7)中的光电耦合器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，一路连接误差放大器(8)的双运算放大器U4的第2接口，所述U4的第3接口连接设置电压接口。
2.根据权利要求1所述的一种双相恒流型心脏除颤器，其特征在于，所述高频变换器(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，所述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，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。
3.根据权利要求1所述的超低压储D1能型心脏除颤器，其特征在于，所述电源模块(1)为12V可充电电池或15V可充电电池或220V交流电源。
4.根据权利要求1所述的超低压储能型心脏除颤器，其特征在于，所述充电模块(2)为非隔离升压模块。
5.根据权利要求1所述的超低压储能型心脏除颤器，其特征在于，所述超低压储能电容器(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。
6.根据权利要求1所述的超低压储能型心脏除颤器，其特征在于，所述U1的第2接口连接U4的第一接口。
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