CN115006727A - 体外除颤器 - Google Patents

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Abstract

本发明属于医疗器械技技术领域，具体涉及一种体外除颤器。一种体外除颤器，包括一直流电源和一对除颤电极；直流电源和一对除颤电极之间还包括依次连接的：一降阻回路，连接直流电源，将直流电源的内阻降低至预设的电源内阻；一阻抗匹配回路，连接降阻电路，将电源内阻与人体经胸阻抗进行匹配，具有除颤电压输出端；一电极切换回路，分别连接除颤电压输出端或除颤电极，切换阻抗匹配回路和除颤电极之间的连接关系。本发明无需测量经胸阻抗，可根据经胸阻抗调节除颤电流，间接补偿经心电流，使经心电流达到期望值，适合种除颤电极，降低了设计的复杂性。

Description

体外除颤器
技术领域
本发明属于医疗器械技技术领域，具体涉及一种体外除颤器。
背景技术
体外除颤器通过电极将电脉冲施加在患者的皮肤(体外电极)，从而实现对心脏电除颤的设备。用于对心室颤动、室性心动过速、疑似心脏骤停患者的急救。
电除颤的原理是在极短时间内给心脏通以强电脉冲，从而引起大部分心脏自律细胞在短时间内同时去极化，使所有可能存在的全部折返通道失活，让窦房结恢复主导地位控制心搏，恢复窦性心律。
《2000年心肺复苏和心血管急救国际指南》指出:“除颤是依靠成功地选择适当的能量，产生有效的电流通过心脏(经心电流)来获得除颤效果，同时，对心脏产生最小的电损伤。如果能量和电流太小，一次电击则不能终止心律失常；而如果能量和电流太大，则可能对心脏产生功能性或形态学方面的损伤。选择适当的电流还可以减少重复电击的次数，从而减少心肌损伤。”
除颤成功的关键因素是经心电流，而能量只是产生电流的手段。平均经心电流是除颤的有效成分，平均经心电流越高，除颤的成功率越大。峰值经心电流是损伤心肌功能的主要成分，峰值经心电流越高或平均经心电流过大，心肌损伤程度越严重。
除颤波形是影响除颤成功率关键因素，主要有波形的时相、形状、脉冲宽度、峰均比等。双相波依次有两个时相：第一相为正相，电流由正极流向负极；第二相是负相，电流在正负电极间反向流动。通过反方向的第二相电流清除第一相残留电荷，可减少除颤后心室颤动的复发率。
最新研究数据表明：“终止室颤的电流有效时间不超过12毫秒，大于12毫秒的电流对除颤效果的改善没有意义，反而会增加心肌功能的损伤程度和导致室颤的再次发生。”
阻抗补偿技术是指除颤器根据测量患者的经胸阻抗来调整放电过程中的参数，以提高除颤的成功率，实现个性化除颤。这种方法的主要问题是：1.经胸阻抗的测定必须在除颤充电完成，因此只适合除颤电极片，不适合除颤电极板，而除颤电极板仍然是最普及的除颤方式。2.经胸阻抗的测定与除颤脉冲发放的分时进行的，实时性差。3.需要测量经胸阻抗，增加了电路的复杂性，电路越复杂可靠性越差。
发明内容
本发明针对现有技术中阻抗补偿需要测定经胸阻抗来调整放电过程中的参数的技术问题，目的在于提供一种无需测量经胸阻抗就能实现动态调整的体外除颤器。
一种体外除颤器，包括一直流电源和一对除颤电极；
所述直流电源和一对所述除颤电极之间还包括依次连接的：
一降阻回路，连接所述直流电源，将所述直流电源的内阻降低至预设的电源内阻；
一阻抗匹配回路，连接所述降阻电路，将所述电源内阻与人体经胸阻抗进行匹配，具有除颤电压输出端；
一电极切换回路，分别连接所述除颤电压输出端或所述除颤电极，切换所述阻抗匹配回路和所述除颤电极之间的连接关系。
作为优选方案，所述直流电源采用15V一次性电池。
作为优选方案，所述降阻回路采用降阻电容器；
所述直流电源经所述降阻电容器接地。
作为优选方案，所述降阻电容器由高频低阻电容器或超级电容器中的至少一个并联构成。
作为优选方案，所述阻抗匹配回路包括：
一开关补偿信号端；
一振荡器，两个输出端为相位相差180°的开关脉冲；
至少一组阻抗匹配组件，每组所述阻抗匹配组件均包括：
一双路驱动器，两个输入端分别连接所述振荡器的两个输出端，两个使能端均连接所述开关补偿信号端；
一变压器，原边具有原边抽头，所述原边抽头连接所述直流电源；
一第一NMOS管，栅极连接所述双路驱动器的一个输出端，源极接地，漏极连接所述变压器的原边一端；
一第二NMOS管，栅极连接所述双路驱动器的另一个输出端，源极接地，漏极连接所述变压器的原边另一端；
多组所述阻抗匹配组件中的所述变压器的副边串联后经倍压整流电路连接所述除颤电压输出端。
作为优选方案，所述第一NMOS管和所述第二NMOS管采用漏源导通电阻小于1mΩ的N沟道绝缘栅场效应管。
作为优选方案，所述倍压整流电路为采用多个整流电容和多个整流二极管构成的二倍压整流电路；
所述整流电容采用贴片电容。
作为优选方案，所述振荡器包括：
一功率开关驱动器，两个输出端分别连接所述双路驱动器的两个输入端；
一定时电容，一端接地，另一端连接所述功率开关驱动器的定时电容输入端；
一第一定时电阻，一端连接供电电源输入端，另一端连接所述功率开关驱动器的定时电容放电端；
一第二定时电阻，一端连接所述定时电容输入端，另一端连接所述定时电容放电端。
作为优选方案，所述功率开关驱动器采用具有死区时间补偿功能的自带振荡器的推挽式MOSFET功率开关驱动器，所述功率开关驱动器采用振荡频率为200kHz且死区时间为150ns的功率开关驱动器。
作为优选方案，所述电极切换回路采用两个单刀双掷电子开关，一个所述单刀双掷电子开关对应一个所述除颤电极；
所述单刀双掷电子开关的公共端连接对应的所述除颤电极，所述单刀双掷电子开关的常闭端接地，所述单刀双掷电子开关的常开端连接所述除颤电压输出端。
作为优选方案，所述功率开关驱动器采用PWM控制器芯片；
所述体外除颤器还包括一闭环补偿电路，所述闭环补偿电路包括：
两个除颤电压取样电阻，串联后一端连接所述除颤电压输出端，另一端接地；
一除颤电流取样电阻，与负载电阻串联，所述负载电阻是人体的等效电阻；
一第一电压跟随器，同相输入端连接两个所述除颤电压取样电阻的公共端，反相输入端连接输出端；
一第二电压跟随器，同相输入端连接所述除颤电流取样电阻的一端，反相输入端连接输出端；
一同相加法器，同相输入端经第三电阻连接所述第一电压跟随器的输出端，同相输入端经第四电阻连接所述第二电压跟随器的输出端，反相输入端经第五电阻连接输出端，反相输入端经第六电阻接地，所述第三电阻、所述第四电阻、所述第五电阻和所述第六电阻的阻值相同；
一误差放大器，同相输入端连接预设电压端，反相输入端连接所述同相加法器的输出端，输出端连接所述PWM控制器芯片的误差信号输入端。
作为优选方案，所述PWM控制器芯片控制所述同相加法器的输出端电压等于所述预设电压端提供的预设电压；
所述闭环补偿电路的补偿方式采用如下公式：
VSET＝(kVDF+RSIDF)
Figure BDA0003737971950000041
其中，R1和R2为两个所述除颤电压取样电阻，RS为所述除颤电流取样电阻，VSET为所述预设电压端提供的预设电压，VDF为所述除颤电压输出端提供的除颤电压，IDF为除颤电流；
在k和RS固定后，通过改变预设电压VSET来改变除颤电流IDF。
本发明的积极进步效果在于：本发明采用体外除颤器，具有如下优点：
1、根据经胸阻抗调节除颤电流，间接补偿经心电流，使经心电流达到期望值。经胸阻抗低时适当增大除颤电流，经胸阻抗高时适当减少除颤电流，以保证有足够的电流流过心脏。本发明无需测量经胸阻抗，实时动态调整的目的，适合种除颤电极，降低了设计的复杂性。
2、直流电源提供低压电源为除颤器提供能量；降阻回路将低压电源的内阻降低到微欧级；阻抗匹配回路将电源内阻与人体经胸阻抗进行匹配，使人体经胸阻抗流过除颤电流；电极切换回路通过切换阻抗匹配回路和除颤电极之间的连接关系，得到的除颤波形为定脉冲宽度双相波。
3、本发明的体外除颤器结构简单、体积小、重量轻，适合一次性除颤应用和可穿戴式除颤应用。
附图说明
图1为本发明的一种连接示意图；
图2为本发明的一种开环补偿电路原理图；
图3为图2的电路原理图对应的补偿信号和除颤波形图；
图4为除颤电流随经胸阻抗变化图；
图5为除颤电压随经胸阻抗变化图；
图6为除颤功率随经胸阻抗变化图；
图7为本发明的一种闭环补偿电路原理图。
具体实施方式
为了使本发明实现的技术手段、创作特征、达成目的与功效易于明白了解，下面结合具体图示进一步阐述本发明。
在本发明中，当描述体外除颤器时：
1、除颤电流是指对心脏电击放电时流经除颤电极的电流。
2、经心电流是指对心脏电击放电时流经心脏的电流。
3、除颤电压是指对心脏电击放电时两个除颤电极之间的电位差。
4、除颤波形是指对心脏电击放电时除颤电流随时间变化的曲线。
5、经胸阻抗是指两个除颤电极之间的等效阻抗。由于容抗成分非常小，经胸阻抗可等效于电阻。经胸阻抗范围在25Ω～175Ω。决定经胸电阻抗的因素包括：电极片大小、除颤器与皮肤接合物、除颤次数和时间间隔、呼吸时相、电极之间的距离(由胸廓大小决定)，以及除颤器置于皮肤上的压力。经胸阻抗是除颤的唯一变量。
参照图1，一种体外除颤器，包括依次连接的直流电源1、降阻回路2、阻抗匹配回路3、电极切换回路4和一对除颤电极5。
直流电源1提供低压电源，本发明的直流电源1优选采用15V一次性电池。由于一次性电池内阻在欧姆级，能提供安培级的瞬间电流。
降阻回路2连接直流电源1，降阻回路2将直流电源1的内阻降低至预设的电源内阻，例如降低到微欧级，低压电源经过降阻回路2后可提供千安级的瞬间电流。
参照图2，降阻回路2采用降阻电容器C1，直流电源1经降阻电容器C1接地。降阻电容器C1优选由高频低阻电容器或超级电容器中的至少一个并联构成。高频低阻电容器的作用是降低直流电源1的内阻，超级电容器的作用是在发放脉冲期间提供足够的电荷。降阻电容器C1越大，放电过程中降阻电容器C1上的电压降越小，除颤电流的峰均比越小，除颤效果越好，心肌损伤越小。
阻抗匹配回路3连接降阻电路，阻抗匹配回路3将电源内阻与人体经胸阻抗进行匹配，使人体经胸阻抗流过除颤电流，阻抗匹配回路3具有除颤电压输出端，除颤电压输出端输出除颤电压VDF。
参照图2，阻抗匹配回路3优选由变压器及其附属电路构成，该附属电路是指图2中除降阻电容器C1外的元件。具体的，阻抗匹配回路3包括开关补偿信号端、振荡器和至少一组阻抗匹配组件。
开关补偿信号端为图2中的ON/OFF端，ON/OFF端提供高电平开启信号或低电平关闭信号，开启时具有除颤电流，关闭时除颤结束。ON/OFF端由外部定时器控制并提供，操作者可通过按动除颤器的除颤开关后定时器输出高电平开启信号。由于放电时间是毫秒级，而按动开关可能持续数秒，当到达如预设的10毫秒的放电时间后，此时即时操作者按动除颤开关的手没有抬起，定时器也会自动将ON/OFF端的信号变为低电平关闭信号，放电结束。
振荡器的两个输出端为相位相差180°的开关脉冲。参照图2，振荡器优选包括功率开关驱动器IC1、定时电容C2、第一定时电阻R7和第二定时电阻R8。
功率开关驱动器IC1的两个输出端分别连接阻抗匹配组件中每个双路驱动器的两个输入端。如图2中所示，具有两组阻抗匹配组件，每组阻抗匹配组件具有一个双路驱动器，分别为双路驱动器IC2和双路驱动器IC3，则功率开关驱动器IC1的一个输出端(OUTA端)分别连接双路驱动器IC2的一个输入端(INA端)、双路驱动器IC3的一个输入端(INA端)，功率开关驱动器IC1的另一个输出端(OUTB端)分别连接双路驱动器IC2的另一个输入端(INB端)、双路驱动器IC3的另一个输入端(INB端)。功率开关驱动器IC1的电压输入端(VDD端)连接供电电源输入端，该供电电源输入端提供+12V直流电源。功率开关驱动器IC1的接地端(GND端)和电流采样输入端(CS端)均接地。
定时电容C2的一端接地，定时电容C2的另一端连接功率开关驱动器IC1的定时电容输入端(CT端)。
第一定时电阻R7的一端连接供电电源输入端，该供电电源输入端提供+12V直流电源，第一定时电阻R7的另一端连接功率开关驱动器IC1的定时电容放电端(DIS端)。
第二定时电阻R8的一端连接定时电容输入端(CT端)，第二定时电阻R8的另一端连接定时电容放电端(DIS端)。
本发明通过功率开关驱动器IC1、定时电容C2、第一定时电阻R7和第二定时电阻R8构成振荡器，其中功率开关驱动器IC1采用具有死区时间补偿功能的自带振荡器的推挽式MOSFET功率开关驱动器IC1。功率开关驱动器IC1优选选用UCC28089芯片。该系列芯片是具有死区时间补偿功能的自带振荡器的推挽式MOSFET功率开关驱动器，其驱动能力为0.5A。UCC28089芯片具有较低的启动电流。
定时电容C2、第一定时电阻R7和第二定时电阻R8用于确定振荡频率和死区时间。本发明选择振荡频率优选为200kHz，死区时间为150ns，功率开关驱动器IC1的OUTA端、OUTB端输出两个相位相差180°频率为100kHz的开关脉冲。
阻抗匹配组件可以根据需要设置一组或多组，优选设置多组，更优选设置如图2所示的两组。以图2所示的两组阻抗匹配组件为例，包括双路驱动器IC2和双路驱动器IC3、变压器T1、变压器T2、第一NMOS管Q1、第一NMOS管Q3、第二NMOS管Q2、第二NMOS管Q4和倍压整流电路。以其中一组阻抗匹配组件为例，其电路连接关系为：
双路驱动器IC2的一个输入端(INA端)连接振荡器的一个输出端(OUTA端)，双路驱动器IC2的另一个输入端(INB端)连接振荡器的一个输出端(OUTB端)，双路驱动器IC2的两个使能端(ENA端和ENB端)均连接ON/OFF端(开关补偿信号端)。双路驱动器IC2的一个输出端(OUTA端)连接第一NMOS管Q3的栅极，双路驱动器IC2的另一个输出端(OUTB端)第二NMOS管Q4的栅极。双路驱动器IC2的电压输入端(VDD端)连接供电电源输入端，该供电电源输入端提供+12V直流电源。双路驱动器IC2的接地端(GND端)接地。
双路驱动器IC2和双路驱动器IC3优选采用UCC27528双路驱动器，双路驱动器IC2和双路驱动器IC3可分别将振荡器输出的开关脉冲的电流提高到5A。
变压器T1的原边具有原边抽头，原边抽头连接直流电源1。多组阻抗匹配组件中的变压器T1的副边串联后经倍压整流电路连接除颤电压输出端。本发明通过多组阻抗匹配组件的多只变压器，如变压器T1和变压器T2的设计，可以减少每只变压器的变比。例如变压器的原边选1匝，则每匝电压为15V，这样能平衡变压器的铁损和磁损，也减少了变压器的分布电容。例如变压器副边匝数40匝，使副边空载电压600V输出。两只变压副边串联后输出1200V，倍压整流后，得除颤电压VDF＝2400V。原边输出电路的阻抗包括：降阻电容器C1的内阻，各开关管的导通电阻，变压器的内阻，总体设计使电路的输出阻抗在50Ω左右。
第一NMOS管Q3的栅极连接双路驱动器IC2的一个输出端(OUTA端)，第一NMOS管Q3的源极接地，第一NMOS管Q3的漏极连接变压器T1的原边一端。
第二NMOS管Q4的栅极连接双路驱动器IC2的另一个输出端(OUTB端)，第二NMOS管Q4的源极接地，第二NMOS管Q4的漏极连接变压器T1的原边另一端。
第一NMOS管Q3和第二NMOS管Q4采用漏源导通电阻小于1mΩ的N沟道绝缘栅场效应管。
倍压整流电路为采用多个整流电容和多个整流二极管构成的二倍压整流电路，整流电容采用贴片电容。具体的，如图2中所示，以两组阻抗匹配组件为例，倍压整流电路包括第三整流电容C3、第四整流电容C4、第五整流电容C5、第六整流电容C6、第一整流二极管D1、第二整流二极管D2、第三整流二极管D3和第四整流二极管D4。
第三整流电容C3、第四整流电容C4、第五整流电容C5和第六整流电容C6依次串联后一端连接颤电压输出端、另一端接地。第一整流二极管D1、第二整流二极管D2、第三整流二极管D3和第四整流二极管D4依次串联后负极端连接颤电压输出端、正极端接地。
变压器T1的副边两端分别连接第三整流电容C3和第四整流电容C4的公共端、第一整流二极管D1和第二整流二极管D2的公共端。
第四整流电容C4和第五整流电容C5的公共端，与第二整流二极管D2和第三整流二极管D3的公共端短接。
变压器T2的副边两端分别连接第五整流电容C5和第六整流电容C6的公共端、第三整流二极管D3和第四整流二极管D4的公共端。
由于第三整流电容C3、第四整流电容C4、第五整流电容C5和第六整流电容C6只在死时间期间放电，所以可选用很小的贴片电容，以减小设备的体积。
电极切换回路4分别连接除颤电压输出端或除颤电极5，切换阻抗匹配回路3和除颤电极5之间的连接关系。
电极切换回路4优选采用两个单刀双掷电子开关，一个单刀双掷电子开关对应一个除颤电极5。单刀双掷电子开关的公共端连接对应的除颤电极5，单刀双掷电子开关的常闭端接地，单刀双掷电子开关的常开端连接除颤电压输出端，以减小患者漏电流。
参照图3，两个电极分别可称为第一电极和第二电极。当第一电极上的开关常开端闭合，第二电极上的开关常闭端闭合时，输出除颤脉冲的第一相。当第一电极上的开关常闭端闭合，第二电极上的开关常开端闭合时，输出除颤脉冲的第二相。
参照图2，上电后，供电电源输入端提供+12V直流电源，振荡器开始工作。ON/OFF端为高电平时，双路驱动器IC2和双路驱动器IC3有输出信号，第一NMOS管Q1和第二NMOS管Q2交替开关，第一NMOS管Q3和第二NMOS管Q4交替开关，变压器T1和变压器T2磁芯内均产生交变磁场，使副线圈产生交流电压，经倍压整流电路整流滤波后颤电压输出端输出除颤电压VDF。参照图3，该电压可通过电极切换回路4后直接在人体经胸阻抗上产生除颤电流。ON/OFF端为低电平时，停止输出除颤电压VDF，除颤电流为零，除颤暂停或结束。
参照图1，体外除颤器还可以包括控制回路6，控制回路6分别连接直流电源1、阻抗匹配回路3和电极切换回路4。通孔控制回路6来控制直流电源1的供电状态，通孔控制回路6来控制阻抗匹配回路3的开关补偿信号开启或关闭状态通孔控制回路6来控制电极切换回路4的切换状态。
参照图4，经胸阻抗越大，除颤电流越小。参照图5，除颤电压越高，除颤电流越大。参照图6，除颤电流、除颤电压和经胸阻抗之间的关系遵循欧姆定律。
除颤电流、经心电流和经胸阻抗之间的关系是经胸阻抗对除颤电流分流后，剩余电流是经心电流。经胸阻抗越小分流越多，经心电流越小。经胸阻抗越大分流越少，经心电流越大。由于经胸阻抗的分流作用，只有5％左右的除颤电流可以通过心脏形成经心电流。
本发明根据经胸阻抗来补偿除颤电流，间接补偿经心电流，使经心电流达到期望值。具体地，低经胸阻抗分流多，适当加大除颤电流，高经胸阻抗分流少，适当减小除颤电流。例如，经胸阻抗25Ω时，除颤电流补偿在30A，经胸阻抗175Ω时，除颤电流补偿在10A。则补偿关系：
Figure BDA0003737971950000091
其中，IDF为除颤电流，单位A；VSET为预设电压，单位V；k为经胸电阻补偿因子，无量纲；RTTI为经胸阻抗，单位Ω；RS为除颤电流取样电阻，单位Ω。
设VSET＝5V，RTTI＝25Ω，IDF＝30A；RTTI＝175Ω，IDF＝10A，带入式(1)。可求得k和RS值。k＝1/450，RS＝1/9Ω。
则，
Figure BDA0003737971950000101
其中，VDF为除颤电压，单位V；RO为补偿电阻，单位Ω。
除颤放电时间常数τ＝(RTTI+RO)·C，补偿电阻RO会增加时间常数，降低除颤电流的峰均比。
从式(2)可见：只要将除颤电压设置在VDF＝2250V，RO＝50Ω，即可实现上述目标。
实际等效于内阻为RO，开路电压为VDF的电压源，调节VDF，即按比例可调IDF，改变RO即可改变IDF与VDF和RTTI三者之间变化关系。这种方法在放电期间没有反馈，所以是开环补偿。
将
Figure BDA0003737971950000102
代入式(1)得：
VSET＝kVDF+RSIDF (3)
当k＝0，除颤电压对除颤电流没有影响，恒流状态。当k＞0时，除颤电压会影响除颤电流，除颤电压越高，除颤电流越小。低经胸阻抗时，除颤电压低，除颤电流增大。除颤电流随着经胸阻抗按照期望规律自动调，上式没有经胸阻抗这一项，因此不需要测量经胸阻抗。
本发明的体外除颤器以上述原理为基础，通过搭建如图1和图2的电路连接图，实现无需检测经胸阻抗的开环补偿方法，如图3中所示，经胸阻抗的范围在25Ω～175Ω时，可根据不同的经胸阻抗调节除颤电流，间接补偿经心电流，使经心电流达到期望值。
上述开环补偿方式的式(3)中，k和RS固定后，改变VSET，即可改变除颤电流IDF。VSET在发放除颤脉冲期间保持不变，可由除颤器自动给出，也可由用户设定。这种方法在放电期间有负反馈，所以是闭环补偿。
由于上式(3)只是求和关系，用模拟电路很容易实现实时动态调整除颤电流，闭环补偿的电路原理图如图7所示。
当功率开关驱动器IC1采用PWM控制器芯片时，如采用UC3825控制器芯片，本发明可实现一种闭环补偿方法。此时，本发明还包括闭环补偿电路，参照图7，闭环补偿电路包括除颤电压取样电阻R1、除颤电压取样电阻R2、除颤电流取样电阻RS、第一电压跟随器U1、第二电压跟随器U2、同相加法器U3、第三电阻R3、第四电阻R4、第五电阻R5、第六电阻R6、误差放大器U4和预设电压端。
除颤电压取样电阻R1和除颤电压取样电阻R2串联，除颤电压取样电阻R1的非公共端连接除颤电压输出端，除颤电压输出端输出除颤电压VDF，除颤电压取样电阻R2的非公共端接地。除颤电压取样电阻R1和除颤电压取样电阻R2的公共端电压为V1。
除颤电流取样电阻RS与负载电阻串联，负载电阻是人体的等效电阻。流经除颤电流取样电阻RS的电流为除颤电流IDF。除颤电流取样电阻RS的非接地端电压为V3。
第一电压跟随器U1的同相输入端连接除颤电压取样电阻R1和除颤电压取样电阻R2的公共端，第一电压跟随器U1的反相输入端连接第一电压跟随器U1的输出端。第一电压跟随器U1的输出端电压为V2。
第二电压跟随器U2的同相输入端连接除颤电流取样电阻RS的一端，第二电压跟随器U2的反相输入端连接第二电压跟随器U2的输出端。第二电压跟随器U2的输出端电压为V4。
同相加法器U3的同相输入端经第三电阻R3连接第一电压跟随器U1的输出端，同相加法器U3的同相输入端经第四电阻R4连接第二电压跟随器U2的输出端，同相加法器U3的反相输入端经第五电阻R5连接同相加法器U3的输出端，同相加法器U3的反相输入端经第六电阻R6接地，第三电阻R3、第四电阻R4、第五电阻R5和第六电阻R6的阻值相同。同相加法器U3的输出端电压为V5。
误差放大器U4的同相输入端连接预设电压端，误差放大器U4的反相输入端连接同相加法器U3的输出端，误差放大器U4的输出端连接PWM控制器芯片的误差信号输入端。预设电压端提供的预设电压为VSET，误差放大器U4的的输出端电压为V6。
参照图7，VDF为除颤电压，IDF为除颤电流，电阻R1和电阻R2为除颤电压取样电阻，取样电压V1＝kVDF，经胸电阻补偿因子
Figure BDA0003737971950000111
电阻RS为除颤电流取样电阻，电压V3＝RSIDF。
第一电压跟随器U1和第二电压跟随器U2用于降低后续电路对取样V1和V3的影响。
由于第三电阻R3、第四电阻R4、第五电阻R5和第六电阻R6的阻值相同，则V5＝(V1+V3)＝(kVDF+RSIDF)
V6为误差信号，用于补偿除颤放电电路。误差信号V6送至PWM控制器芯片，在PWM控制器芯片控制下，通过相反趋势变化，深度负反馈补偿会使V5＝VSET，实现VSET＝(kVDF+RSIDF)
在k和RS固定后，通过改变预设电压VSET来改变除颤电流IDF。此闭环补偿方法，也不需要测量经胸阻抗，实现实时动态调整。
以上显示和描述了本发明的基本原理、主要特征和本发明的优点。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效物界定。

Claims (10)

1.一种体外除颤器，包括一直流电源和一对除颤电极；
其特征在于，所述直流电源和一对所述除颤电极之间还包括依次连接的：
一降阻回路，连接所述直流电源，将所述直流电源的内阻降低至预设的电源内阻；
一阻抗匹配回路，连接所述降阻电路，将所述电源内阻与人体经胸阻抗进行匹配，具有除颤电压输出端；
一电极切换回路，分别连接所述除颤电压输出端或所述除颤电极，切换所述阻抗匹配回路和所述除颤电极之间的连接关系。
2.如权利要求1所述的体外除颤器，其特征在于，所述直流电源采用15V一次性电池。
3.如权利要求1所述的体外除颤器，其特征在于，所述降阻回路采用降阻电容器；
所述直流电源经所述降阻电容器接地；
所述降阻电容器优选由高频低阻电容器或超级电容器中的至少一个并联构成。
4.如权利要求1至3中任意一项所述的体外除颤器，其特征在于，所述阻抗匹配回路包括：
一开关补偿信号端；
一振荡器，两个输出端为相位相差180°的开关脉冲；
至少一组阻抗匹配组件，每组所述阻抗匹配组件均包括：
一双路驱动器，两个输入端分别连接所述振荡器的两个输出端，两个使能端均连接所述开关补偿信号端；
一变压器，原边具有原边抽头，所述原边抽头连接所述直流电源；
一第一NMOS管，栅极连接所述双路驱动器的一个输出端，源极接地，漏极连接所述变压器的原边一端；
一第二NMOS管，栅极连接所述双路驱动器的另一个输出端，源极接地，漏极连接所述变压器的原边另一端；
多组所述阻抗匹配组件中的所述变压器的副边串联后经倍压整流电路连接所述除颤电压输出端。
5.如权利要求4所述的体外除颤器，其特征在于，所述第一NMOS管和所述第二NMOS管采用漏源导通电阻小于1mΩ的N沟道绝缘栅场效应管；
所述倍压整流电路为采用多个整流电容和多个整流二极管构成的二倍压整流电路，所述整流电容采用贴片电容。
6.如权利要求4所述的体外除颤器，其特征在于，所述振荡器包括：
一功率开关驱动器，两个输出端分别连接所述双路驱动器的两个输入端；
一定时电容，一端接地，另一端连接所述功率开关驱动器的定时电容输入端；
一第一定时电阻，一端连接供电电源输入端，另一端连接所述功率开关驱动器的定时电容放电端；
一第二定时电阻，一端连接所述定时电容输入端，另一端连接所述定时电容放电端。
7.如权利要求6所述的体外除颤器，其特征在于，所述功率开关驱动器采用具有死区时间补偿功能的自带振荡器的推挽式MOSFET功率开关驱动器，所述功率开关驱动器采用振荡频率为200kHz且死区时间为150ns的功率开关驱动器。
8.如权利要求1所述的体外除颤器，其特征在于，所述电极切换回路采用两个单刀双掷电子开关，一个所述单刀双掷电子开关对应一个所述除颤电极；
所述单刀双掷电子开关的公共端连接对应的所述除颤电极，所述单刀双掷电子开关的常闭端接地，所述单刀双掷电子开关的常开端连接所述除颤电压输出端。
9.如权利要求6所述的体外除颤器，其特征在于，所述功率开关驱动器采用PWM控制器芯片；
所述体外除颤器还包括一闭环补偿电路，所述闭环补偿电路包括：
两个除颤电压取样电阻，串联后一端连接所述除颤电压输出端，另一端接地；
一除颤电流取样电阻，与负载电阻串联，所述负载电阻是人体的等效电阻；
一第一电压跟随器，同相输入端连接两个所述除颤电压取样电阻的公共端，反相输入端连接输出端；
一第二电压跟随器，同相输入端连接所述除颤电流取样电阻的一端，反相输入端连接输出端；
一同相加法器，同相输入端经第三电阻连接所述第一电压跟随器的输出端，同相输入端经第四电阻连接所述第二电压跟随器的输出端，反相输入端经第五电阻连接输出端，反相输入端经第六电阻接地，所述第三电阻、所述第四电阻、所述第五电阻和所述第六电阻的阻值相同；
一误差放大器，同相输入端连接预设电压端，反相输入端连接所述同相加法器的输出端，输出端连接所述PWM控制器芯片的误差信号输入端。
10.如权利要求9所述的体外除颤器，其特征在于，所述PWM控制器芯片控制所述同相加法器的输出端电压等于所述预设电压端提供的预设电压；
所述闭环补偿电路的补偿方式采用如下公式：
VSET＝(kVDF+RSIDF)
Figure FDA0003737971940000031
其中，R1和R2为两个所述除颤电压取样电阻，RS为所述除颤电流取样电阻，VSET为所述预设电压端提供的预设电压，VDF为所述除颤电压输出端提供的除颤电压，IDF为除颤电流；
在k和RS固定后，通过改变预设电压VSET来改变除颤电流IDF。
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