[發明專利]適用于體外除顫器的高壓脈沖發生電路

無效

• 申請號: 200810036529.3
• 申請日: 2008-04-23
• 公開（公告）號: CN101564574A
• 公開（公告）日: 2009-10-28
• 發明（設計）人: 溫立
• 申請（專利權）人: 溫立
• 主分類號: A61N1/39
• 分類號: A61N1/39;A61N1/00
• 代理公司: 暫無信息
• 代理人: 暫無信息

技術領域

本發明專利屬于醫療設備技術領域，具體涉及一種適用于體外除顫器的高壓脈沖發生電路，尤其適用于由電池供電的體外除顫設備。

背景技術

心室纖顫是一種嚴重的心臟病癥狀，等同于心臟停搏，嚴重威脅著人類生命，而有效的制止心室纖顫的措施就是電擊除顫。電擊除顫分為體內除顫、體外除顫，體外除顫是目前常用的急救手段，但通常要求很高的電能量，一般釋放出的電能需要達到200-400焦耳。同時為了保證除顫成功率，除顫的放電波形也至關重要，而為了放出合理的除顫波形，通常將電能經充電電路以高壓的形式儲存在大容量儲能電容上，在必要的時候，在單片機的控制下經由放電電路按照一定的波形釋放于人體，實施除顫。

高能量對應的除顫電壓很高，常常要達到1400V甚至以上，通常采用大容量的儲能電容儲存高壓，在短時間內(小于8S)對儲能電容充電至額定儲能，可見脈沖發生電路中大功率的充電電路是除顫器研究中的一個關鍵。

急救用除顫器應采用電池供電，因此高壓充電部分可以看作是采用直流-直流(DC-DC)電壓變換技術將電源電壓升到需要的高壓，并且將能量迅速儲存在耐高壓的大容量電容上。DC-DC變換目前常用電源變換技術不能達到所需要的高壓大電流的充電要求，而且充電效率很低，只能達到大約45-60％的充電效率，損耗大。由于電池容量有限，這樣的充電效率使得儀器的使用壽命大打折扣。而且儲能電容容值大，意味著容抗很小，電路負載小，因此對電路的帶負載能力提出了很高的要求。

另外，經研究雙相指數截尾波能夠有效的提高除顫成功率，因此除顫器脈沖發生器放電電路必須實現雙相指數截尾波。雙相指數截尾波(BET)是目前常用的有效的除顫放電波形。按照除顫的要求，在5-10ms內要輸出1400V以上，15-30A的雙相脈沖電流波形。這就要求放電電路必須等效電阻小，同時耐高壓，更要開關迅速靈活，便于控制。

目前使用的放電電路多采用晶閘管組成開關橋路，所用的電路元件很多，整個電路顯得復雜而龐大。[參考專利申請號98803080.2]

發明內容

本發明的目的在于：提供一種充電效率高、設備體積小、輸出穩定的用于體外除顫器的脈沖發生電路，使除顫器能在較短時間內以高于60％的充電效率使大容量儲能電容上儲存1400V的高壓并準確的按特定波形將這一大能量釋放于人體。

木發明采用的技術方案總體可以表述為：一種由電池直接供電的除顫器高壓脈沖發生電路，包括充電電路、放電電路和自放電電路；其中充電電路、儲能電容、放電電路相互連接，構成一個回路；充電電路、儲能電容、自放電電路相互連接構成另一個回路。充電部分采用反激式開關電路進行充電；放電部分采用雙相橋路實現電壓的兩路放電；自放電電路采用手動或自動方式開啟絕緣柵雙極型晶體管，釋放電容上的電壓；單片機MCU控制電流型脈沖調寬控制器，電流型脈沖調寬控制器直接與開關功率管、反激式變壓器、整流管相連，并最終連接儲能電容。儲能電容則分別與放電電路和自放電電路相連。放電電路將高壓能量通過接觸良好的電極釋放到人體上。

其中充電電路和放電電路是該高壓脈沖發生電路的兩個主體部分，以下將分兩部分具體闡述這兩部分的技術方案。

第一部分，充電電路，完成能量從電池輸出儲存于大容量的儲能電容上。其主體部分由電流型脈沖調寬控制器連接一個漏級串聯有反激式變壓器的功率開關管組成，反激式變壓器的原邊串聯在功率開關管的漏級上，副邊經過一個控制電流流向的整流二極管和儲能電容相連。

該部分以反激式開關電源技術為基礎，加以改進。在功率開關管導通的時候，反激式變壓器副邊由于整流二極管關斷無電流通過，電能被轉化為磁能儲存在反激式變壓器的原邊，在功率開關管關斷時，反激式變壓器將儲存的能量傳送到大容量的儲能電容上，并最終在儲能電容上形成高壓。同時，通過分壓的方式測量儲能電容上的電壓并經必要的隔離后，反饋到電流型脈沖寬度調制(PWM)控制器的電壓比較端，與電流型脈沖調寬控制器的內部基準電壓進行比較，在反饋電壓超過這一基準電壓時關斷電流型脈沖調寬控制器，停止往儲能電容上繼續充電，保證電壓在設定的范圍內。電流型脈沖寬度調制(PWM)控制器同時提供電流檢測的方式，采樣開關功率管上的電流，根據電壓的情況調節開關方波的占空比，以防止過充，保護整個電路的安全。