CN1148235C

CN1148235C - 外部除颤器中产生高能量双相波形的h桥电路

Info

Publication number: CN1148235C
Application number: CNB988030802A
Authority: CN
Inventors: Լɪ��L��; 约瑟夫·L·萨利文; A; 劳伦斯·A·鲍舍瓦; C��ŵ��; 理查德·C·诺瓦
Original assignee: Usa Feiseao Contel Manufacturing Co Ltd
Current assignee: Usa Feiseao Contel Manufacturing Co Ltd
Priority date: 1997-03-05
Filing date: 1998-03-05
Publication date: 2004-05-05
Anticipated expiration: 2018-03-05
Also published as: WO1998039060A1; EP0966312B1; EP1452204A2; EP0966312A1; EP1452204B1; IL131585A0; JP2001514540A; US6041254A; IL131585A; US5824017A; CN1249695A; DE69840817D1; DE69825568T2; DE69825568D1; EP1452204A3

Abstract

公布了一种外部除颤器(8)，它带有具有设置成H形式(“H桥”)的四个支路。输出电路的各个支路包括一个固态开关(31，32，33，34)。通过有选择地切换H桥中的开关对，可把双相除颤脉冲加到患者上。H桥输出电路的三个支路中的开关较好地是硅控整流器(SCR)。栅极驱动电路(51，53，54)与SCR耦合，以用一种电压偏置SCR—该电压使SCR即使在传导低电流时也处于导通状态。第四支路中的开关较好地是一对串联的绝缘栅极双极晶体管(IGBT)。一个栅极驱动电路(52)与IGBT的栅极耦合，以提供IGBT的缓慢接通和快速关断。栅极驱动电路(52)还以足够的电压偏置IGBT，以使IGBT能够承受外部除颤器通过输出电路的短路放电。该电路还包括一个保护部件(27)，它同时具有电感和电阻性。保护部件(27)既被用于限制除颤脉冲期间的电流，也被用于在内部能量排放期间吸收能量。一种内部能量排放，通过对H桥输出电路(14)同一侧上的两个支路中的开关进行偏置，而得到进行，从而不再需要单独的能量排放电路。

Description

外部除颤器中产生高能量双相波形的H桥电路

本申请是1997年3月5日递交的在先申请序号第08/811,833号的部分继续申请，按照35 U.S.C.120要求了在先申请的递交日期的优先权。

技术领域

本发明一般地涉及产生除颤波形的设备，且更具体地说是涉及用于产生外部除颤发生器中产生双相除颤波形的电路。

背景技术

一种最常见且对生命威胁最大的医学状态，是心室纤维性颤动，即其中人的心脏不能泵送人体所需的血量的状态。用于使经历心室纤维性颤动的心脏恢复正常节奏的通常可接受的技术，是利用外部心脏除颤器，把强电脉冲加到心脏上。外部心脏除颤器已经被成功地在医院中被医生和护士和在现场被紧急抢救人员(例如医务辅助人员)使用了多年。

传统的外部心脏除颤器首先在一个能量存储电容器上累积高能量的电荷。当一个开关装置闭合时，存储的能量以大电流脉冲的形式被转移给患者。这种电流脉冲经过置于患者胸部的一对电极加到患者上。在最新的外部除颤器中采用的开关装置是高能量转移继电器。一种放电控制信号使该继电器完成存储电容器与一个波成形电路之间的电回路，而该波成形电路的输出端被连接到与患者相连的电极。

用作当前的外部除颤器的继电器，在传统上允许把一种单相波形加到患者上。然而，近来已经发现，把双相而不是单相波形加到患者上可以有一定的优点。例如，初步的研究表明双相波形可限制所造成的与除颤脉冲有关的心脏损伤。

美国心脏协会已经建议了外部除颤器施加的头三个除颤脉冲的能量电平的范围。所建议的能量电平是：第一个除颤脉冲为200焦耳；第二除颤脉冲为200或300焦耳；且第三个除颤脉冲为360焦耳，它们都处于不超过根据医疗仪器促进协会(AAMI，Association for theAdvancement of MedicalInstrumentation)颁布的标准的正负15％的变化范围内。这些高能量除颤脉冲必须保证足够的除颤脉冲能量到达患者的心脏且不会耗散在患者的胸腔壁中。

虽然所希望的是在外部除颤器中产生双相波形，但至今用于产生双相波形的、能够可靠且简单地开关外部除颤器所示的更高电压的输出电路还未得到开发。某些可植入除颤器，诸如美国专利第5,083,562和4,880,357号中显示的，采用了带有多个硅控整流器(SCR)的桥电路来产生双相波形。然而，由于可植入除颤器一施加最大能量为25焦耳的低能量除颤脉冲，因而可植入除颤器中的输出电路不适合于在外部除颤器中使用。200焦耳的能量脉冲加到可植入除颤器的桥电路上，将使桥电路的部件过载，并使电路发生故障。

本发明的目的，是提供克服前述和其他缺点的设备。更具体地说，本发明涉及的是一种用于外部除颤器的输出电路，该外部除颤器能够把高能量双相除颤脉冲加到患者上。

发明内容

本发明提供一种外部除颤器，用于在第一和第二电极与患者耦合时通过第一和第二电极把多相除颤脉冲加到患者上，所述外部除颤器包括具有第一和第二引线的一个或多个能量存储装置和用于对所述一个或多个能量存储装置充电的充电系统，所述外部除颤器还包括一个或多个带有多个输出开关、用于可切换地使一个或多个能量存储装置与第一和第二电极耦合以把存储在一个或多个能量存储装置中的能量传导给患者的输出电路，所述外部除颤器还包括与所述多个输出开关相连、用于控制所述输出开关的一个控制电路，所述控制电路切换多个输出开关以生成用于施加给患者的多相除颤脉冲，其特征在于包括：(i)所述充电系统被形成为将所述一个或多个能量存储装置充电到足以传递大约200或更多焦耳的组合能量级别；以及(ii)一个或多个所述输出电路由将足以提供大约200或更多焦耳的组合能量级别传递给第一和第二电极以施加给患者的组件形成，该能量以非正弦波形式传递给患者。

本发明提供一种外部除颤器，用于在第一和第二电极与患者耦合时把多相除颤脉冲通过第一和第二电极加到患者上，所述外部除颤器包括具有第一和第二引线的一个或多个能量存储装置和用于对所述一个或多个能量存储装置充电的充电系统，所述外部除颤器还包括一个或多个带有输出开关、用于可切换地使一个或多个能量存储装置与第一和第二电极耦合以把存储在一个或多个能量存储装置中的能量传导给患者的输出电路，所述一个或多个输出开关在电路通路中耦合在一个或多个能量存储装置与第一和第二电极间，所述外部除颤器还包括与所述一个或多个输出开关相连、用于控制所述一个或多个输出开关的一个控制电路，所述控制电路切换所述一个或多个输出开关以生成用于施加给患者的多相除颤脉冲，其特征在于包括：(i)控制电路控制所述一个或多个输出开关，使得在多相除颤脉冲的第一阶段结束后，通过切换一个或多个输出开关中的至少一个使得传递给患者的能量不为正弦波形式而开始第二阶段；以及(ii)由能够将至少大约200焦耳能量传递给第一和第二电极以施加给患者的组件形成一个或多个输出电路。

本发明提供一种方法，用于在第一和第二电极与患者耦合时通过一个外部除颤器的第一和第二电极把多相除颤脉冲加到患者上，所述外部除颤器包括具有第一和第二引线的一个或多个能量存储装置和用于对所述一个或多个能量存储装置充电的充电系统，所述外部除颤器还包括一个或多个带有输出开关，用于可切换地使一个或多个能量存储装置与第一和第二电极耦合以把存储在一个或多个能量存储装置中的能量传导给患者的输出电路，所述一个或多个输出开关在电路通路中耦合在一个或多个能量存储装置与第一和第二电极间，所述外部除颤器还包括与所述一个或多个输出开关相连、用于控制所述一个或多个输出开关的一个控制电路，所述控制电路切换所述一个或多个输出开关以生成用于施加给患者的多相除颤脉冲，所述方法包括：(i)控制所述一个或多个输出开关，使得在多相除颤脉冲的第一阶段结束后，通过切换一个或多个输出开关中的至少一个使得传递给患者的能量不为正弦波形式而开始第二阶段；以及(ii)通过一个或多个输出开关将至少大约200焦耳能量传递给第一和第二电极，以施加给患者。

公布一种外部除颤器，它具有一个输出电路，该输出电路能够把双相除颤脉冲从一个较好地是能量存储电容器的能量存储装置排放到患者上。该输出电路包括设置成H形的四个支路(以下称为“H桥输出电路”)。该输出电路的各个支路包含一个固态开关。通过有选择地地切换H桥输出电路中的一对开关，可以把双相除颤脉冲加到患者上。

根据本发明的一个方面，H桥输出电路的三个支路中的开关是硅控整流器(SCR)。较好地，在各个支路中只采用单个的SCR。第四个支路中的开关是绝缘栅极双极晶体管(IGBT)。与采用大而昂贵的半导体模块相比，以及与采用必须堆置的低电压部件相比，采用单个的SCR简化了电路简化电路。与采用两个SCR和两个IGBT的实施方式相比，采用三个SCR支路进一步减小了H桥输出电路的大小、重量、和成本。

根据本发明的另一个方面，该H桥输出电路能够把200焦耳或更大的双相波形从能量存储电容器传导到患者上。较好地，该H桥输出电路能够传导等于作为单相波形的工业标准和美国心脏协会建议的第三除颤脉冲电平的360焦耳的双相波形。为了为这种双相除颤脉冲存储足够的能量，能量存储电容器的大小处于150μF至200μF的范围内。

另外，除了能够传导200至300焦耳的高能量除颤脉冲，该H桥输出电路还能够传导用于内部使用的低能量除颤脉冲，其能量低至1至50j。当例如内部桨叶被耦合到除颤器上以在手术中用于对心脏直接进行除颤时，就需要低能量除颤脉冲。为了发送低能量除颤脉冲，三个支路中的输出电路开关受到栅极驱动电路的驱动，该栅极驱动电路向开关的栅极提供脉动控制信号。在栅极上的论文脉动控制信号使高压开关即使在传导非常低的电流时也能够保持导通。

根据本发明的另一个方面，栅极驱动电路在一个短间隔中用足够的电压对第四支路中的IGBT进行偏置，以使该支路能够在不受损坏的情况下厘米大约400安培的电流。以此方式对IGBT进行偏置，使得IGBT能够震荡桨叶被意外地放置到一起时，或者在电路中有短路时，承受短促的放电。

根据本发明的再一个方面，所有都输出电路开关都得到选择，以具有足够的电流传导能力，从而使H桥输出电路的同一侧上的两个支路中的开关能够为来自能量存储电容器的不希望的能量的排放提供一个短路通路。采用H桥输出电路一侧的两个支路来对电容进行放电，就不再需要用一个额外的放电电路来执行这种内部能量排放功能。另外，H桥输出电路能够利用在单独的放电电路中不可能实施的有利的部件值，迅速而准确地进行这种内部能量排放。例如，该H桥输出电路能够通过采用小于100Ω的电阻部件，在不到一秒的时间里进行内部排放。如果希望的话，内部排放可被用来只从存储电容器排放指定量的能量，而不是使存储电容器完全放电。另外，由于H桥输出电路既被用于内部排放又被用于除颤脉冲操作，电阻部件既在内部排放期间被用于吸收能量，又在除颤脉冲期间被用于限制电流。电阻值被选择得足够小，能够为有效的除颤脉冲和快速的内部能量排放提供足够的电流，同时由足够地大，以能够限制电流从而保护H桥输出电路的开关。选择的电阻部件必须具有适合承受高电流产生的热量的高热容量，而这种高电流是在H桥内部排放和除颤脉冲电路操作期间产生的。

根据本发明的又一个方面，电阻部件形成了限制来自能量存储电容器的电流和电压改变的一个保护部件。该保护部件同时具有电感和电阻性质。采用具有这些性质的单个的保护部件，减小了所需的部件的数目。

根据本发明的再一个方面，栅极驱动电路提供了IGBT的缓慢的导通和快速的关断。缓慢的导通避免了其他H桥输出电路支路之一上的电耦合的SCR被振击从而进入导通状态。快速的关断减小了IGBT被暴露于可能在另一IGBT被无意地首先关断时可能出现在一个IGBT上的、具有潜在破坏性的高电压的可能。IGBT栅极驱动电路因而减小了保护IGBT所需的高电压部分的尺寸。

应该理解的是，所公布的H桥输出电路的有利之处，在于它能够借助一种外部除颤器产生高能量双相波形或低能量双相波形，并将它们加到患者上。

附图说明

通过以下结合附图所进行的详细描述，本发明的前述方面和其他相关的优点将得到更好和更清晰的理解。在附图中：

图1是一种外部除颤器的框图，该外部除颤器具有适合于向患者传送高能量双相除颤脉冲的输出电路；且

图2是图1所示的输出电路的最佳实施例的示意图。

具体实施方式

图1是连接到患者16的外部除颤器8的框图。该除颤器包括经过一个充电电路18与一个能量存储电容器24相连的微处理器20。在除颤器工作期间，该微处理器借助在一条控制线路25上的一个信号，控制充电电路18，以把能量存储电容器充电至所希望的电压。为了监测充电过程，微处理器通过一对测量线路47和48并通过一条控制线路49而与一个定标电路22相连。定标电路22通过一个桥线路28与能量存储电容器24相连而桥线路28连接着电容的负引线，并通过线路30连接至电容的正引线。一个时钟21至与微处理器20相连。

定标电路22用于把能量存储电容器24上的电压逐阶降低至可由微处理器进行监测的范围。定标电路22将在下面得到简要描述，并在标题为“用于在除颤脉冲施加之前和期间检验输出电路的完整性的方法和设备”的申请中得到了详细描述，且该申请(律师存档号：PHYS19375)是与本申请同时递交的，并在此被引为参考文献。能量存储电容器24可被充电至一个范围的电压电平，且选定的电压取决于患者和其他的参数。较好地，能量存储电容器的大小处于从150μF至200μF的范围内。为了产生用于从外部加到患者上的所需的除颤脉冲，能量存储电容器被充电至100伏特和2200伏特之间。为了检测能量存储电容器24的选定电压电平的小的改变，定标电路可得到调节，以测量不同的电压范围。调节之后的输出在测量线路48上受到微处理器20的测量。

在充电至所希望的电平之后，存储在能量存储电容器24中的能量可以以除颤脉冲的形式被传送给患者16。设置了一个输出电路14，以便能够进行从能量存储电容器至患者的能量传送。输出电路14包括四个开关31、32、33和34，每一个开关位于排列成H形的输出电路(以下称为“H桥”输出电路)的一条支路上。开关31和33通过一个保护部件27而被一条桥线路26耦合至能量存储电容器24的正端。保护部件27限制了来自能量存储电容器24的电流和电压改变，并同时具有电感和电阻特性。开关32和34通过一个桥线路28而被耦合至能量存储电容器24。患者16通过一个顶点线路17而与H桥的左边相连，并通过一个胸骨线路19而与H桥的右边相连。如图1所示，顶点线路17和胸骨线路19通过一个患者隔离继电器35而分别与电极15a和15b相连。微处理器20分别通过控制线路42a、42b、42c和42d而与开关31、32、33、和34相连，并通过控制线路36而与患者隔离继电器35相连。通过微处理器把适当的控制信号加到控制线路上，使开关被打开和闭合，且输出电路14把能量从能量存储电容器24传导到患者。

图2显示了输出电路14的一个较好的构造。该输出电路依靠四个输出开关SW1至SW4把能量从能量存储电容器24传导到患者。开关SW1、SW3和SW4是半导体开关，较好地是硅控整流器(SCR)。开关SW2是开关SW2A和SW2B的串联组合，较好地是两者都是绝缘栅极双极晶体管(IGBT)。需要用两个IGBT，是因为IGBT开关技术有这样的限制，即目前所能够获得的IGBT的最大工作电压不足以承受可能出现在输出电路14中的开关SW2上的最大电压。开关SW2因而用两个串联的IGBT开关，从而使整个开关SW2上的电压被这两个IGBT开关所分担。本领域的技术人员应该理解的是，如果能够获得具有足够的额定电压的IGBT，则也可以在输出电路中采用单个的IGBT。四个输出开关SW1至SW4能够被从关断(不传导)切换至导通(传导)状态。

除颤器8产生用于施加给患者16的双相除颤脉冲。当能量存储电容器24被充电至选定的能量电平且患者隔离继电器35被闭合时，开关SW1和SW2被切换至导通，从而把能量存储电容器与顶点线路17和胸骨线路19相连，以把第一阶段的除颤脉冲加到患者上。存储的能量，从能量存储电容器24的正端，在线路26上通过开关SW1和顶点线路17，经过患者16，在线路28上通过胸骨线路19和开关SW2返回到电容器的负端。因而第一阶段的双相脉冲是从顶点至患者的胸骨的正脉冲。

在能量存储电容器24被完全放电之前，开关SW2被偏置而变为关断，以为施加第二阶段的双相脉冲作准备。一旦开关SW2被偏置成关断，开关SW1也将变为不传导，因为SCR上的电压下降至零。

在第一阶段的双相除颤脉冲结束之后，开关SW3和SW4被切换至导通，以开始第二阶段的双相脉冲。开关SW3和SW4提供了把一种负的除颤脉冲适配患者16上的通路。能量从能量存储电容器24，在线路26上通过开关SW3和胸骨线路19，通过患者16，并在线路28上通过顶点线路17和开关SW4，返回到能量存储电容器的负端。除颤脉冲的第二阶段的极性因而与双相脉冲的第一阶段的极性相反。第二阶段的双相脉冲的结束通过把开关SW1切换至导通而被截断，以通过开关SW1和SW4为残余的电容能量提供一个短路通路。在第二阶段被截断之后，所有四个开关SW1至SW4都被关断，且患者隔离继电器35被打开。能量存储电容器24可随后被重新充电，以使除颤器准备施加另一个除颤脉冲。

如上所述，四个输出开关SW1至SW4，可通过在控制线路42a、42b、42c和42d上施加适当的控制信号，而被从关断(不传导)切换至导通(传导)状态。为了使SCR和IGBT能够开关外部除颤器中的高电压，专用的开关驱动电路51、42、53和54分别被耦合至开关SW1至SW4。控制线路42a、42b、42c和42d与开关驱动电路51、52、53和54相连，以使微处理器能够控制开关的状态。

开关驱动电路51、53和54是相同的。因而，为了本描述的目的，将只描述开关驱动电路51的构造和操作。本领域的技术人员应该理解的是，开关驱动电路53和54的工作方式是类似的。

开关驱动电路51包括控制开关SW11、电阻R11、R12、和R13、电容C11、二极管D11、以及高压变压器T11。电阻R11被连接在正电压源V’+与变压器T11的带点的初级绕组端之间，且电容C11被连接在地与变压器T11的初级绕组的带点的端之间。电阻R12被连接在变压器T11的初级绕组的不带点的端与控制开关SW11的漏极之间。电阻R11和R12和电容C11限制了变压器T11的初级绕组上的电流和电压波形的形状。控制开关SW11的源与地相连，且控制开关SW11的栅极与控制线路42a相连。

在变压器T11的次级绕组侧，二极管D11的阳极与变压器T11的次级绕组的带点的端相连，且二极管D11的阴极与SCR开关SW1的栅极相连。电阻R13被连接在二极管D11的阴极与变压器T11的次级绕组的不带点的端之间。变压器T11的次级绕组的不带点的端与SCR开关SW1的阴极相连。

为了导通开关SW1，一种振荡控制信号，较好地是一种脉冲串，被提供给控制线路42a。该脉冲串控制信号使控制开关SW11反复地导通和关断，在变压器T11的初级绕组上产生变化的电压。该电压在被加到SCR开关SW1上之前，被变压器T11所降低，并被二极管D11所整流。在最佳实施例中，在控制线路42a上的10％的占空比的脉冲串被发现是适合于把SCR开关SW1保持在导通状态的。只要控制信号被加到开关驱动电路51上，开关SW1将保持在导通状态。开关SW1即使只传导非常低的电流，诸如与低能量除颤脉冲相联系的电流，也仍然处于导通状态。

导通开关SW2的IGBT开关，需要一种不同的开关驱动电路。开关驱动电路52包括电容C21、变压器T21、以及两个相同的开关驱动电路52A和52B—其每一个都对应于IGBT之一。在变压器T21的初级绕组侧，电容C21被连接在控制线路42b与变压器T21的初级绕组的不带点的端之间。变压器T21的初级绕组的带点的端与地相连。

变压器T21具有两个次级绕组T21A和T21B，每一个被用于开关驱动电路52A和52B之一。开关驱动电路52A和52B是相同的，因而将只描述开关驱动电路52A的构造和工作。开关驱动电路52A包括二极管D21、D22、D23和D24、齐纳二极管ZD21、电容C22、C23、C24和C25、电阻R21、R22、R23和R24、PNP开关SW23、以及SCR开关SW22。

二极管D21、D22和D23的阳极与变压器T21的次级绕组T21A的不带点的端相连。二极管D21和D22的阴极与IGBT开关SW2A的栅极相连。电阻R21和电容C22被连接在变压器T21的次级绕组T21A的带点的端与二极管D23的阴极之间。SCR开关SW22的阳极和齐纳二极管ZD21的阴极被连接到IGBT开关SW2A的栅极。SCR开关SW22的阴极和齐纳二极管ZD21的阳极被连接至变压器T21的次级绕组T21A的带点的端，并并连接到IGBT开关SW2A的发射极。

电阻R23和电容C24被连接在IGBT开关SW2A的栅极与PNP开关SW23的发射极之间。电阻R24和电容C25被连接在PNP开关SW23的发射极与变压器T21的次级绕组T21A的带点的端之间。SCR开关SW22的栅极与PNP开关SW23的集电极相连。电阻R22被连接在PNP开关SW23的集电极与变压器T21的次级绕组T21A的带点的端之间。电容C23被连接在PNP开关SW23的基极与发射极之间。二极管D214的阳极与PNP开关SW23的基极相连，且二极管D24的阴极与二极管D23的阴极相连。

为了导通IGBT开关SW2A，为了导通IGBT开关SW2A，一种振荡控制信号—较好地是脉冲串，被提供到控制线路42b上。该脉冲串控制信号的电压在变压器T21中被升高，且该控制信号被加到开关驱动电路52A的输入端。在控制线路42b上的控制信号的正脉冲期间，二极管D21和D22对通过次级绕组T21A向充电电容C24和C25行进的电流进行整流。如将在下面详细描述的，某些电流还通过二极管D23而向充电电容C22行进。

电容C21限制变压器T21的初级绕组中的电流，这相应地限制了次级绕组T21A中的电流。该次级绕组电流确定了电容C24和C25的充电时间。由于电容C24和C25上的电压也是在IGBT开关SW2A的栅极上的电压，因而在电容C24和C25上的缓慢的电压累积导致了IGBT开关SW2A的缓慢导通。充电电流被适当选择，以使IGBT开关SW2A以比SCR开关SW1、SW3和SW4的快速导通慢的速度导通。IGBT开关SW2A的缓慢导通是所希望的，因为IGBT开关处于H桥输出电路14与SCR开关SW3相同的一侧。SCR开关SW3受到控制线路42c上的控制信号的控制，但由于SCR开关的性质，如果在SCR开关SW3上发生了快速的电压改变，SCR开关可能被意外地导通，而不论控制线路42c上的信号如何。如果IGBT开关SW2A和SW2B因而被太快地导通，所引起的SCR开关SW3上的电压的改变速率可能使它被意外地导通。

齐纳二极管ZD21通过调节电容C24和C25上的最大电压，保护IGBT开关SW2A。没有齐纳二极管ZD21，IGBT开关SW2A的栅极上的电压将上升至可能损坏IGBT开关SW2A的电平。

另外，在控制线路42b上的脉冲串控制信号的正脉冲期间，二极管D23对通过次级绕组T21A向充电电容C22行进的电流进行整流。电容C22上的电荷—它在脉冲串控制信号的每个正脉冲时都得到补充，使PNP开关SW23的基极电压保持在PNP开关的接通电平之上。如果开关上的基极电压降至另一方面阈值电平之下，PNP开关SW23导通。如下所述，PNP开关SW23只在IGBT开关SW2A被关断时导通。电容C23和二极管D24是为了防止PNP开关SW23导通而设置的。电容C23被用作高频滤波器，以防止开关驱动电路52A的高频驱动脉冲造成PNP开关的乱真导通。二极管D24防止产生大的负基极-发射极电压，这种电压可使PNP开关进入逆向击穿。

由于电容C22的某些放电是在控制线路42b上的控制信号的正脉冲之间通过电阻R21进行的，电阻R21必须足够地大，以限制脉冲之间的来自电容C22的放电电流。限制这种电流，防止了电容C22上的电压下降到足以在控制信号的脉冲之间导通PNP开关SW23的阈值电平之下。所以在控制线路42b上的脉冲串控制信号的正脉冲期间，电容C22的充电必须足以抵消自前一正脉冲以来的放电，从而使电容C22在正脉冲结束时返回到其完全充电电平。

在最佳实施例中，在控制线路42b上的占空比为25％的2MHz脉冲串控制信号，被发现是适合于维持IGBT开关SW2A与SW2B的导通状态的。只要有控制信号，这些开关就保持导通，而不论通过开关的电流如何。

通常出现在输出电路14中的最大电流，是在其中除颤器的用户把两个震荡桨叶彼此直接接触这种不希望的情况下产生的。当发生这种情况时，在顶点线路17与胸骨线路19之间发生了短路。在一个短路电路中，可能产生高至400安培的短时电流。为了适应这种短路电流而不损坏IGBT开关SW2A和SW2B，IGBT开关SW2A和SW2B被一个30V栅极电压所偏置。把IGBT偏置在这种电压电平是成功的，因为IGBT开关是以脉冲方式使用的。如果IGBT开关在它们的栅极上加有30V的情况下被长时间地连续驱动，它们可能会受到损坏，但在除颤器输出电路中，它们只在非常短促的间隔中在此电平下受到驱动。

与IGBT开关SW2A和SW2B的缓慢导通形成对比，IGBT开关的关断进行得较快。IGBT开关可被迅速地关断，是因为在关断时不用考虑敏感的SCR开关会被意外地导通。另外，快速的关断是所希望的，以便在一个IGBT开关被无意地在另一个开关之前被关断的情况下，减小IGBT开关受到高电压作用的时间。

当控制线路42b上的脉冲串控制信号被除去时，IGBT开关被关断。一旦在变压器T21的次级绕组中不再感应正的电压脉冲，驱动电路52A和52B就开始关断过程。同样地，由于这些电路是相同的，所以将只结合驱动电路52A来描述关断过程。

在关断过程中，电容C22开始通过电阻R21进行放电。由于电容C22和电阻R21的RC时间常数比电容C24和C25与电阻R23和R24的RC时间常数小很多，电容C22的放电进行得比电容C24和C25的放电快得多。当电容C22上的电压降到一个阈值电压电平之下时，PNP开关SW23导通。该阈值电压电平等价于PNP开关SW23的基极导通电压加二极管D24上的电压降。一旦PNP开关SW23被导通，来自电容C25的放电电流开始流过该开关。随着电流的增大，电阻R22上的电压相应地增大。当电阻R22上的电压达到一个足够的电压电平时，SCR开关SW22被导通。为存储在电容C24和C25中的剩余能量提供了一个短路通路。电容C24和C25的迅速放电造成了IGBT开关SW2A的栅极电压的相应的迅速下降，从而迅速地关断了该开关。电阻R23和R24与电容C24和C25并联，以控制这些电容上的电压分配。

应该理解的是，专用的驱动电路52A和52B使IGBT能够被用于其中必须在有SCR的情况下切换非常高的电压的外部除颤器中。这些驱动电路减小了切换200焦耳或很大的除颤脉冲所需的部件的数目。除了传导与高能量除颤脉冲有关的高电流之外，IGBT还能够传导与小于50焦耳的除颤脉冲有关的非常低的电流。

如图2所示，各个开关SW1至SW4还分别与开关保护电路61、62、63、和64相连。这些开关保护电路用于防止乱真电压尖峰损坏输出电路14中的开关。开关保护电路61、63、和64是相同的，因而将只描述开关保护电路61的构造和操作。开关保护电路61包括一个二极管D12。二极管D12的阴极与SCR开关SW1的阳极相连，且二极管D12的阳极与SCR开关SW1的阴极相连。二极管D12保护SCR开关SW1，使其不受可能由于电缆或负载感应而产生的负感应尖峰的作用。

开关保护电路62包括两个相同的开关保护电路62A和62B，它们分别保护IGBT开关SW2A和SW2B。由于开关保护电路62A和62B是相同的，所以将只描述开关保护电路62A的构造和工作。开关保护电路62A包括一个二极管D24和一个电阻R23。电阻R23被连接在IGBT开关SW2A的集电极和发射极之间。二极管D24的阴极与IGBT开关SW2A的集电极相连，且二极管D24的阳极与IGBT开关SW2A的发射极相连。

二极管D24的工作类似于上述的二极管D12之处，在于它保护IGBT开关SW2A以使其不受负感应尖峰的影响。电阻R23(连同电阻R23’)保证了在输出电路14处于休息时，两个IGBT开关SW2A和SW2B上的电压被相等地分割。分割两个IGBT开关SW2A和SW2B上的电压的重要性，是由于当前的IGBT技术的限制，即各个IGBT开关的额定电压被限制在1200V。在其中最大总电压为2200V的系统中，通过把最大电压分配到各个IGBT开关，而服从了最大额定电压。

对开关的额外保护由保护部件27提供，而保护部件27同时具有电感和电阻特性。保护部件27限制了SCR开关SW1、SW3和SW4上的电压的改变速率和流过这些开关的电流。SCR开关上的电压的太大的改变速率是不希望的，因为它会使SCR开关无意地被导通。例如，由于SCR开关SW1和SW4处于H桥输出电路14的同一侧，所以每当SCR开关SW4被突然地导通时，就可能在SCR开关SW1上产生迅速的电压改变。为了防止迅速的电压改变，保护部件27减小了SCR开关SW4导通时SCR开关SW1上的电压的改变速率。另外，太大的电流会损坏SCR开关SW1、SW3和SW4，且保护部件27限制了输出电路14中的电流。因而保护部件27的使用减小了对否则需要与SCR开关SW1、SW3和SW4耦合的额外保护部件的需要。

在某些情况下，可能希望除颤器8具有用于从能量存储电容器24的内部能量排放的装置。作为一个例子，如果在能量存储电容器24被初始充电至360焦耳电平以准备施加外部除颤脉冲之后，除颤器被用于其中需要2焦耳内部除颤脉冲的手术中，在除颤器能够被使用之前，需要排放掉很大的能量。现有技术的电路通常需要一种单独的内部排放电路来执行这种功能。相比之下，本发明能够通过使在H桥电路的同一侧上的两个支路上的开关(即SCR开关SW1和SW4或者开关SW2和SW3)为存储电容器的不用的能量提供一个短路通路，而把存储电容器24上的不用的能量排放掉。用于控制这种内部能量排放的一种方法，被描述在共同未决和共同转让的美国专利申请序号第08/811，834号，其标题为“METHOD AND APPARATUSFORVERIFYING THE INTE GRITY OF AN OUTPUT CIRCUITBEFORE AND DURINGAPPLICATION OF ADEFIBRILLATION PULSE”(“用于在除颤脉冲施加之前和期间检验输出电路的完整性的方法和设备”)并在此被作为参考文献。该申请描述了采用开关SW2和SW3的组合来从存储电容器排放选定量的能量。这是可实现的，因为开关SW2是可使其处于非导通状态的IGBT对，从而在一旦已经排放了选定量的能量时关断通过开关SW2和SW3的组合的短路通路。

闭合H桥电路的一侧上的两个支路中的开关以通过保护部件27提供的电阻来使电容放电，消除了对现有技术中通常采用的额外内部能量排放电路的需要。进一步地，可以实现一种改善的结果。更具体地说，现有技术的内部能量排放电路，除了用于除颤器中以限制除颤脉冲期间的电流的电阻之外，通常还要求采用电阻来在内部排放期间吸收能量。内部能量排放电阻经常是很大的(在100kΩ或更大的量级)，以限制通过内部排放电路的电流。一般地，用小电阻来构造内部排放电路是不实际的，因为所产生的大电流将要求比较昂贵和复杂的切换装置，诸如图2中采用的那些，而这些装置被使用在图2中的合理性，只是在于它们作为关键的除颤电路通路的一部分所起的作用。作为一个一般的规律，现有技术内部排放电路的大电阻使内部排放功能需要几秒或更长的时间来完成。例如，用100kΩ的电阻与200μF的电容把电容的能量电平从360焦耳降低至2焦耳(如在上述例子中那样)所需的时间长于几秒。如上所述，除颤器操作的延迟会把患者置于严重的危险之中。

相比之下，H桥电路的一侧上的两个支路中的开关的闭合，使用于在除颤脉冲期间限制电流的保护部件27的电阻也被用于执行内部排放功能。如果选定的保护部件具有小于100Ω的电阻值，则内部排放功能执行的速度能够得到提高。在本发明的一个实际实施例中，保护部件27具有5Ω的电阻值和840μH的电感值。当与200μF的能量存储电容器结合时，所构成的电路的时间常数大约为1毫秒。这种电路使如上所述的能量排放能够在远小于1秒的时间中进行。显然，选定的保护部件27必须具有高得足以承受在这种内部能量排放操作期间产生的大电流所产生的热量的高热容量。

应该理解的是，上述输出电路14的最大优点，在于它使一种外部除颤器能够产生一种高能量双相波形并将其施加到患者上。对于提供单相波形的现有技术除颤器，工业中用于放电的标准能量电平已经大于200焦耳。上述电路使相同量的能量(大于200焦耳)能够以双相波形的形式被提供给患者，从而为对更大范围的患者的除颤有效性提供了更大的把握。同时，该电路包括了专用的驱动电路，以能够把更低能量(小于50焦耳)的双相波形提供给患者。

虽然显示和描述了本发明的最佳实施例，应该理解的是，在不脱离本发明的精神和范围的前提下，可以进行各种改变。例如，控制线路42c和42d以及控制开关SW31和SW41可被单个的控制线路和控制开关所取代，以激活驱动电路53和54。另外，虽然在上面描述了开关31、32、33和34的较好的构造，应该理解的是可以设想其他的开关构造，诸如用单个的具有足够的抵消电压的IGBT来取代开关32。或者，可在各个支路中包括额外的半导体开关，以减小各个开关所需要切换的电压。然而为了尽量减小所构成的输出电路14的大小和重量，上述的构造是较好的。因此，应该理解的是，在所附的权利要求书的范围内，本发明是能够以不同于在此所具体描述的方式进行实施的。

Claims

1.一种外部除颤器，用于在第一和第二电极与患者耦合时通过第一和第二电极把多相除颤脉冲加到患者上，所述外部除颤器包括具有第一和第二引线的一个或多个能量存储装置和用于对所述一个或多个能量存储装置充电的充电系统，所述外部除颤器还包括一个或多个带有多个输出开关、用于可切换地使一个或多个能量存储装置与第一和第二电极耦合以把存储在一个或多个能量存储装置中的能量传导给患者的输出电路，所述外部除颤器还包括与所述多个输出开关相连、用于控制所述输出开关的一个控制电路，所述控制电路切换多个输出开关以生成用于施加给患者的多相除颤脉冲，其特征在于包括：

(i)所述充电系统被形成为将所述一个或多个能量存储装置充电到足以传递大约200或更多焦耳的组合能量级别；以及

(ii)一个或多个所述输出电路由将足以提供大约200或更多焦耳的组合能量级别传递给第一和第二电极以施加给患者的组件形成，该能量以非正弦波形式传递给患者。

2.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

所述充电系统被形成为将所述一个或多个能量存储装置充电到一个将向具有大约100欧姆阻抗的患者传递至少大约20安培的峰值电流的组合能量级别；以及

一个或多个所述输出电路由能够传递至少大约20安培的峰值电流给第一和第二电极以施加给具有大约100欧姆阻抗的患者的组件形成。

3.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

一个或多个所述输出电路由这样的组件形成，即，使得向患者传递除颤脉冲的时间常数RC至少是大约0.2。

4.根据权利要求3所述的外部除颤器还包括：其中时间常数RC的阻值是大约100欧姆，电容值是大约200微法。

5.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

一个或多个所述输出电路由这样的组件形成，即，使得除颤脉冲的电流由单个开关元件选通。

6. 根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

一个或多个所述输出电路由这样的组件形成，即，使得除颤脉冲被单个开关元件的激活截断。

7.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

一个或多个所述输出电路由这样的组件形成，即，使得组件形成H桥路，其中H桥路的至少一个支路仅包含一个开关元件。

8.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

(i)所述充电系统被形成为将所述一个或多个能量存储装置充电到一个组合能量级别，使得如果第一和第二电极被短接在一起则可能产生自少大约200安培的电流；以及

(ii)一个或多个所述输出电路由这样的组件形成，即，使得至少一个IGBT开关耦合在电路通路中，所述IGBT由至少大约20伏的栅极电压驱动以允许IGBT传导200安培并随后继续工作。

9.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

控制电路包括用于实施一个自检以验证一个或多个输出电路的完整性的装置，自检激活一个或多个输出开关并随后监视电流是否缺失以验证完整性。

10.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

控制电路包括用于实施一个自检以验证一个或多个输出电路的完整性的装置，在施加多相除颤脉冲的下一阶段前，自检监视在多相除颤脉冲的第一阶段中的能量流，作为验证一个或多个输出电路的完整性的过程的一部分，并且如果完整性验证不成功则提供一个警告。

11.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：

(i)所述充电系统被形成为将所述一个或多个能量存储装置充电到一个组合能量级别，该组合能量级别的范围是从50焦耳或更少到被选来对成人患者除颤的能量电平；以及

(ii)一个或多个所述输出电路由能够将从50焦耳或更少到被选来对成人患者除颤的能量电平范围间的组合能量级别传递给第一和第二电极以施加给患者的组件形成。

12.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中一个或多个输出电路包括H桥路输出电路和多个输出开关，还包括：

(a)在H桥路输出电路的第一支路中，耦合在能量存储装置中至少一个的第一引线和第一电极间的一个第一开关；

(b)在H桥路输出电路的第二支路中，耦合在至少一个能量存储装置的第二引线和第二电极间的一个第二开关；

(c)在H桥路输出电路的第三支路中，耦合在至少一个能量存储装置的第一引线和第二电极间的一个第三开关；以及

(d)在H桥路输出电路的第四支路中，耦合在至少一个能量存储装置的第二引线和第一电极间的一个第四开关。

13.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：其中多个输出电路中的至少一个是具有栅极的固态开关，控制电路包括一个用于用栅极驱动信号驱动固态开关的栅极的栅极驱动电路。

14.根据权利要求13所述的外部除颤器还包括：其中由所述栅极驱动电路提供的栅极驱动信号将固态开关偏置在导通状态中，只要存在该栅极驱动信号则固态开关就保持偏置在导通状态中。

15.根据权利要求14所述的外部除颤器还包括：其中栅极驱动电路包括用于生成脉冲串的装置和用于将所述脉冲串提供给固态开关作为栅极驱动信号的装置。

16.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：其中一个或多个能量存储装置中的每个包括一个或多个能量存储电容。

17.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括一个保护性组件，耦合在一个或多个能量存储装置中的至少一个与一个或多个输出电路中的至少一个间，该保护性组件具有电阻性，以限制流向至少一个输出电路的电流。

18.根据权利要求1所述的外部除颤器，其中保护性组件还包括电感性，以限制在至少一个输出电路上电压的上升时间。

19.根据权利要求1所述的外部除颤器还包括：一个保护性组件，耦合在一个或多个能量存储装置中的至少一个与一个或多个输出电路中的至少一个间，该保护性组件具有小于100欧姆的阻值。

20.一种外部除颤器，用于在第一和第二电极与患者耦合时把多相除颤脉冲通过第一和第二电极加到患者上，所述外部除颤器包括具有第一和第二引线的一个或多个能量存储装置和用于对所述一个或多个能量存储装置充电的充电系统，所述外部除颤器还包括一个或多个带有输出开关、用于可切换地使一个或多个能量存储装置与第一和第二电极耦合以把存储在一个或多个能量存储装置中的能量传导给患者的输出电路，所述一个或多个输出开关在电路通路中耦合在一个或多个能量存储装置与第一和第二电极间，所述外部除颤器还包括与所述一个或多个输出开关相连、用于控制所述一个或多个输出开关的一个控制电路，所述控制电路切换所述一个或多个输出开关以生成用于施加给患者的多相除颤脉冲，其特征在于包括：

(i)控制电路控制所述一个或多个输出开关，使得在多相除颤脉冲的第一阶段结束后，通过切换一个或多个输出开关中的至少一个使得传递给患者的能量不为正弦波形式而开始第二阶段；以及

(ii)由能够将至少大约200焦耳能量传递给第一和第二电极以施加给患者的组件形成一个或多个输出电路。

21.根据权利要求20所述的外部除颤器，其中一个或多个输出电路包括一个H桥路输出电路，该H桥路输出电路包括：

22.根据权利要求20所述的外部除颤器还包括一个用于所述一个或多个输出开关的驱动电路，所述驱动电路以如在外科手术中直接用于对患者除颤的除颤脉冲能量级别之类的低除颤脉冲能量级别将所述一个或多个输出开关维持在导通状态。

23.根据权利要求22所述的外部除颤器，其中由驱动电路驱动的一个或多个输出开关中的至少一个是具有栅极的硅控整流器(SCR)，所述栅极驱动电路与SCR的栅极耦合。

24.根据权利要求23所述的外部除颤器，其中由驱动电路提供给SCR的栅极的栅极信号使SCR偏置于导通状态，只要该栅极信号存在SCR就保持偏置于导通状态。

25.根据权利要求20所述的外部除颤器，其中一个或多个输出电路的一个或多个输出开关包括第一、第二、第三和第四开关，第一、第三和第四开关中的每个包括一个SCR。

26.根据权利要求25所述的外部除颤器，其中第二开关包括一个或多个绝缘栅双极型晶体管(IGBT)。

27.根据权利要求20所述的外部除颤器，其中一个或多个输出电路的一个或多个输出开关包括一个或多个绝缘栅双极型晶体管(IGBT)。

28.根据权利要求27所述的外部除颤器，其中控制电路包括与一个或多个IGBT中的每一个的栅极耦合的栅极驱动电路，该栅极驱动电路向IGBT中的每一个的栅极提供栅极信号，用于在一个导通状态和一个非导通状态间切换一个或多个IGBT。

29.根据权利要求28所述的外部除颤器，其中栅极驱动电路提供一个在一个或多个IGBT处于导通状态时使其保持处于饱和状态的栅极信号。

30.根据权利要求29所述的外部除颤器，其中栅极驱动电路包括一个耦合在一个或多个IGBT中的每一个的栅极和地之间的旁路器，该旁路器用于把加到一个或多个IGBT的栅极的电压旁路到地。

31.根据权利要求20所述的外部除颤器，一个或多个控制电路将输出开关中的两个或多个置于导通状态，以使能量从能量存储电容旁路。

32.根据权利要求20所述的外部除颤器还包括一个保护性组件，耦合在能量存储装置与电路间，该保护性组件既具有电感性也具有电阻性，以限制流向一个或多个输出开关中的至少一个的电流以及在其上的电压上升时间。

33.一种方法，用于在第一和第二电极与患者耦合时通过一个外部除颤器的第一和第二电极把多相除颤脉冲加到患者上，所述外部除颤器包括具有第一和第二引线的一个或多个能量存储装置和用于对所述一个或多个能量存储装置充电的充电系统，所述外部除颤器还包括一个或多个带有输出开关，用于可切换地使一个或多个能量存储装置与第一和第二电极耦合以把存储在一个或多个能量存储装置中的能量传导给患者的输出电路，所述一个或多个输出开关在电路通路中耦合在一个或多个能量存储装置与第一和第二电极间，所述外部除颤器还包括与所述一个或多个输出开关相连、用于控制所述一个或多个输出开关的一个控制电路，所述控制电路切换所述一个或多个输出开关以生成用于施加给患者的多相除颤脉冲，所述方法包括：

(i)控制所述一个或多个输出开关，使得在多相除颤脉冲的第一阶段结束后，通过切换一个或多个输出开关中的至少一个使得传递给患者的能量不为正弦波形式而开始第二阶段；以及

(ii)通过一个或多个输出开关将至少大约200焦耳能量传递给第一和第二电极，以施加给患者。