一种用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路

1.本发明涉及医疗电子领域，特别涉及一种用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路。


背景技术：

2.在医疗领域，需要通过植入某些特定装置，在身体器官出现异常时，能快速作用，保证身体机能的正常工作，诸如心脏起搏器、除颤器、crtd等具有电刺激治疗功能。一方面，这些植入的设备在身体没有出现异常时，处于静默状态。一旦身体出现异常，则需要装置在短时间输出大电流脉冲；另一方面，这些植入的设备尺寸必须足够小、并且在人体内持续工作数年至十年之久。因尺寸限制和化学电池存在的风险，这些植入的设备往往采用能量收集方式(例如压电收集)作为供电电源，虽然开路电压较高，但内阻很高且输出电流、输出功率很小。这就要求植入式医疗设备具有极低的损耗和扩大输出电流。除此之外，电能输出电路还必须能在失控情况下限制放电电能大小，使其处于合理区间，保护患者安全。因此，设计一种符合上述要求的用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路成为业界亟待解决的问题。


技术实现要素：

3.本发明的目的在于，提供一种用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路。本发明能大大提高输出电流的范围，在保证安全的情况下提高充电速度，且输出具有自保护功能，在失控情况下，能限制放电电能大小，避免出现严重事故。
4.本发明的技术方案：一种用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路，包括充电控制开关、n个充放电单元、高频滤波电容cf、放电控制开关和充电控制模块，所述充放电单元由电容ci、电感li和mos管组成，mos管的源极与电感li的一端以及电容ci的一端连接，mos管的栅极与电容ci的另一端连接，且电容ci的另一端接地；所述充电控制开关由pmos管q
in
组成，放电控制开关由mos管和mos管组成；其中，i为充放电单元的位序，且1≤i≤n，当i＝1时，在第一个充放电单元中，电感l1的另一端与充电控制开关的pmos管q
in
的漏极连接，mos管的漏极与第二个充放电单元中的电感l2的另一端连接；当1《i≤n时，在第i个充放电单元中，电感li的另一端与第i-1个充放电单位中的mos管的漏极连接；当i＝n时，在第n个充放电单元中，mos管的漏极与高频滤波电容cf的一端、充电控制模块的负极以及放电控制开关中的mos管的源极连接；所述高频滤波电容cf的另一端接地，放电控制开关中，mos管的栅极与mos管的漏极连接，mos管的漏极与电流输出端连接，mos管的源极接地，充电控制开关的pmos管q
in
的源极与电流输入端连接，pmos管q
in
的栅极与充电控制模块的正极连接。
5.上述的用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路中，所述充电控制模块输出电压为滞回特性，其输出电压值由模块输出电压状态及充放电单元当前电压决定，输出电压只有两个值，分别为高电压vh和零电压，充电控制开关的pmos管q
in
导通的阈值电压为通过合理设计vh，满足：
6.与现有技术相比，本发明具有以下有益效果：
7.1、本发明通过设置充电控制开关、n个充放电单元、高频滤波电容cf、放电控制开关和充电控制模块，充放电单元由电容ci、电感li和mos管组成，mos管的源极与电感li的一端以及电容ci的一端连接，mos管的栅极与电容ci的另一端连接，且电容ci的另一端接地，充电控制开关由pmos管q
in
组成，放电控制开关由mos管和mos管组成，本发明充电过程如下：当输出电压vo小于αvd时(0＜α＜β＜1，α可人为设定)，充电控制模块输出为零，q
in
导通，开始给电容c1充电。随着c1电压的持续上升，从截止过渡到导通，开始给电容c2充电。随着c2电压的持续上升，从截止过渡到导通，开始给电容c3充电，以此类推，直到电压vo充电到βvd，至此充电过程结束，该过程中，输入充电电流及充电速度可调控，能在保证安全的情况下提高充电速度。
8.2、本发明放电过程如下：当放电控制信号为高时，mos管和mos管导通，n个充放电单元开始输出电能，由于n个充放电单元是并联结构，其输出电流能力大大增强，输出电流值可任意调节，能大大提高输出电流的范围。
9.3、本发明放电过程中，随着电能输出的持续，输出电压vo快速降低，当输出电压vo低于的导通阈值时，输出关闭，这种设计使得该电路具有自保护功能，即通过合理选择mos管的导通阈值电压，在放电控制信号失控情况下，能限制放电电能处于合理区间，避免出现严重事故。
10.4、本发明通过上述整体结构的设置，具有结构简单，成本低，实用性好的优点，且电路采用的结构为成熟结构，元件均为常用的电子元件，能有效控制成本及实现高可靠性。
附图说明
11.图1为本发明的充放电路图；
12.图2为本发明上电阶段充电电压和电流波形图；
13.图3为本发明电容直接并联时上电阶段充电电压和电流波形图
14.图4为本发明滞回阶段充电电压和电流波形图；
15.图5为本发明放电阶段电压电流波形图。
具体实施方式
16.下面结合附图和实施例对本发明作进一步的说明，但并不作为对本发明限制的依据。
17.实施例：一种用于植入医疗装置的具备放电保护功能的充放电路，如附图1所示，
包括充电控制开关、n个充放电单元、高频滤波电容cf、放电控制开关和充电控制模块，所述充放电单元由电容ci、电感li和mos管组成，mos管的源极与电感li的一端以及电容ci的一端连接，mos管的栅极与电容ci的另一端连接，且电容ci的另一端接地；所述充电控制开关由pmos管q
in
组成，放电控制开关由mos管和mos管组成。其中，i为充放电单元的位序，且1≤i≤n，当i＝1时，在第一个充放电单元中，电感l1的另一端与充电控制开关的pmos管q
in
的漏极连接，mos管的漏极与第二个充放电单元中的电感l2的另一端连接。上电状态时，电容ci没有储能，在导通时，ci会将电压瞬间拉低，进而截止，导致充电过程震荡，通过增加电感li可抑制导通时电压被拉低，消除充电震荡。由于ci值较小，因而所需电感值很小，可利用pcb走方波形状线实现。当1《i≤n时，在第i个充放电单元中，电感li的另一端与第i-1个充放电单位中的mos管的漏极连接。当i＝n时，在第n个充放电单元中，mos管的漏极与高频滤波电容cf的一端、充电控制模块的负极以及放电控制开关中的mos管的源极连接。所述高频滤波电容cf的另一端接地，放电控制开关中，mos管的栅极与mos管的漏极连接，mos管的漏极与电流输出端连接，mos管的源极接地，充电控制开关的pmos管q
in
的源极与电流输入端连接，pmos管q
in
的栅极与充电控制模块的正极连接。
18.所述充电控制模块输出电压为滞回特性，充电控制模块电压的回差设计是为了防止开关q
in
频繁通断导致损耗增加和元件寿命降低。其输出电压值由模块输出电压状态及充放电单元当前电压决定，输出电压只有两个值，分别为高电压vh和零电压，充电控制开关的pmos管q
in
导通的阈值电压为通过合理设计vh，满足：
19.图2所示为上电充电时，各电容电压和充电电流i
in
波形图。定义刚上电时为0时刻，下面分时段进行详细分析：
20.⑴
0≤t＜t3时段：在0＜t≤t1阶段，由于输出电压vo为零，所以充电控制模块输出为零，q
in
导通，vd开始给c1充电。由于q
in
漏极与c1之间为pcb方波形状走线，可视为一个很小的电感l1。在q
in
导通接入c1充电瞬间，l1起作用抑制了vd的瞬间跌落。因c1没有储能，l1很小，所以i
in
增长很快导致c1上的电压快速升高。考虑到l1的介质为空气及pcb电路板材料，其导磁率很小。当t＝t1，i
in
升高到i1时，l1饱和，只充当导线作用。在t1＜t≤t2阶段，i
in
瞬间大幅增大，并达到最大值i2，致使急剧增加，只要合理设计就能保证在l1为导线情况下所以，即便q
in
的导通压降为零，也能保证q
in
保持导通。在t2＜t≤t3阶段，电路等价为一阶rc充电电路，电压变化曲线和电流变化曲线满足一阶rc充电电路的特征。随着充电过程的持续，c1电压持续上升，i
in
持续减小。在t3时刻，达到mos管开通阈值电压开通阈值电压导通，电容c2接入充电；
21.⑵
t3≤t＜t4时段：在c2接入充电瞬间，l2起作用抑制了的瞬间跌落。由于c2接入电路时，电感l2电流为零，而i
in
电流较大，所以继续升高，但升高的幅度减小。同时，电感l2在电压作用下，电流快速增加，电压升高。随着充电的持续，达到开通阈值电压达到开通阈值电压导通，电容c3接入充电。该阶段，由于充电电容值的增大，充电电流i
in
变得更加平坦，这也符合一阶rc充电电路增大电容情况下的特性。
22.⑶
t4≤t＜t6时段：在c3接入充电瞬间，l3起作用抑制了和的瞬间跌落。由于c3接入电路时，电感l3电流为零，而i
in
电流较大，所以和继续升高，但升高的幅度继续减小。同时，电感l3在和电压作用下，电流快速增加，电压升高。随着充电的持续，达到开通阈值电压到开通阈值电压导通，电容c4接入充电。同理，在阶段，由于充电电容值的继续增大，充电电流i
in
变得更加平坦，这也符合一阶rc充电电路增大电容情况下的特性。需要注意的是，由于i
in
的持续降低，i
in
的值一定会小于l1的饱和电流i1，l1再次充电电感的作用，但其并不会改变整个充电电路电压和电流的形态。i
in
小于i1情况具体在什么时间要由系统参数确定，但本发明假设t＝t5满足i
in
＝i1。同样道理，其他电感l2,l3,
…
,ln同样会经历电流增加到饱和以及退出饱和的情况，但不影响整个充放电电路的分析，后面的情形以此类推。
23.⑷
t
n-1
≤t＜tn时段：此时，在cn接入充电瞬间，ln起作用抑制了v
n-1
，v
n-2
，
…
和的瞬间跌落。由于cn接入电路时，电感ln电流为零，而v
n-1
，v
n-2
，
…
和均储备足够的能量，电感ln在v
n-1
，v
n-2
，
…
和电压作用下，电流快速增加，电压升高。随着充电的持续，达到开通阈值电压通阈值电压导通，高频滤波电容cf接入充电电路。此时，充电电路的总电容为c1,
…
,cn,cf的并联。随着充电时间的持续，电压vo持续上升，直至t＝t
β
时刻，vo＝βvd，充电控制模块输出信号为高，q
in
截止，充电结束。
24.图3所示为电容直接并联时上电阶段充电电压和电流波形图。从理论和图形上可知，由于没有电感的限流以及电容过大，导致上电瞬间电流i
in
很大并且长期处于安全电流区间之上，触发整个系统的过流保护而停止工作，这是十分危险的情况。对比图2和图3可知，采用本发明提出的方案，能有效抑制输入电流处于过流状态，提高系统的稳定性和安全性。
25.图4所示为滞回阶段充电电压和电流波形图。在电路充满电之后，因元件的漏电以及充电控制模块取样电压导致的微弱电量损耗，输出电压vo极其缓慢的速度降低。当vo＜αvd时，为低，q
in
导通，启动充电。如果那么还处于导通状态，充电过程如4所示，为一阶rc充电。如果那么还处于截止状态，充电过程与图2所示类似，只是充电时刻电压不再为零，而是详细分析过程可参考图2，在此不赘述。
26.图5为放电阶段电压电流波形图。假定放电之前处于αvd＜vo≤βvd状态，则在t＝ta时刻，放电控制信号为高电平vh，，均开通，电路开始放电。此时，n个电容并联给
负载输出电流，其瞬间放电的电流急剧增大。正常情况下，只要合理设计参数，值能满足对患者电刺激所需电流和功率的要求。相应的电容电压快速下降，从放电启动时刻的电压值到结束时刻的其中：其中：如果放电控制信号失控，即持续时间超出设定值，如果此时不对输出电流进行限制，强烈的电刺激可能会导致生命危险。通过合理设计的阈值电压，可以起到保护作用。也就是当放电过程中，电压vo值低于的阈值电压时，截止，放电结束。此时即便为高电平也不会放电，起到对患者的保护作用。
27.实施例不应视为对本发明的限制，任何基于本发明的精神所作的改进，都应在本发明的保护范围之内。