除颤器

1.本发明属于医疗器械技术领域，具体涉及一种除颤器。


背景技术：

2.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)或暴露的心脏(体内电极)，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。体外除颤电脉冲的持续时间一般在4～20ms，能量在40～360j(焦耳)内。脉冲功率高达数十千瓦。电压幅度在2000v左右。除颤电脉冲具有高电压、高功率、短时间的特点。体外除颤器是一种三类医疗器械，要求除颤电脉冲的稳定、可靠、精准、安全。
3.除颤器是一种能量蓄放式装置，通常由低压电源、储能电容、高压充电回路、放电回路和电极等组成。目前除颤放电控制可分为两种方法，分别为总量控制法和过程控制法。
4.总量控制是指储存能量、释放能量的总量进行控制，在释放过程中对释放速率(放电功率)不做任何主动调整，顺其自然。所以放电波形一般是指数波。除颤时首先，按照某种规则确定存储总量，这个量叫做预置能量。如cn202010941353除颤放电装置及除颤方法、cn202110778506一种自动调节体外除颤电流和除颤能量的方法及系统、cn201810865883一种可精确控制导通过程的除颤器桥式放电电路。控制目标是控制总释放能量，通过控制存储能量来间接控制释放能量，这种方式可以通过改变储能电容器的初始电压实现。控制总能量方法的优点是合规性好。其主要缺点：
5.控制变量与起除颤疗效果的变量不符。总量控制法的控制变量是能量，只控制总能量，不控制施加的方式。众多文献研究表明真正起到除颤作用的变量是电流，不是能量。所以除颤波形的纵坐标都是电流，横坐标是时间。能量等于功率对时间的积分。假如在50欧姆经胸电阻上施加5v电压，获得0.1a的电流。脉冲功率是0.5w，持续时间720s，就可施加360j的能量。虽然人体获得360j的能量，但无法用5v电源实现除颤。因为0.1a的电流属于阈下刺激。根据电生理原理，在阈下刺激的情况下，即使刺激时间再长也不会引起组织兴奋，也就不能实现除颤。
6.过程控制法在释放电流过程中不断调节释放速率，获得期望的波形。如专利cn201210556832一种h桥电路除颤器输出级及双相锯齿方波除颤高压放电方法，采用的是过程控制法。但现有过程控制过程控制的调节速度比较缓慢，调节实时性不够，所以输出的是锯齿波。


技术实现要素：

7.本发明针对现有的除颤器除颤效果不佳，除颤控制调节实时性差的技术问题，目的在于提供一种除颤器。
8.一种除颤器，包括依次连接的直流电源、电压变换器、整流电路和一对电极；
9.所述除颤器还包括：
10.一充放电电路，位于所述整流电路和所述电极之间；
11.所述充放电电路包括：
12.一第一充放电开关，具有第一不动端、第二不动端和动端，所述动端可在所述第一不动端和所述第二不动端之间切换连接，其第一不动端连接所述整流电路的输出端；
13.一第二充放电开关，具有第一不动端、第二不动端和动端，所述动端可在所述第一不动端和所述第二不动端之间切换连接，其第一不动端连接所述整流电路的另一输出端；
14.一第一储能电容器，一端连接所述第一充放电开关的动端，另一端连接所述第二充放电开关的动端；
15.一二极管，正极连接所述第二充放电开关的第二不动端，负极连接所述第一充放电开关的第二不动端；
16.一第二储能电容器，一端经一电感连接所述第一充放电开关的第二不动端，另一端连接所述第二充放电开关的第二不动端，两端分别连接两个所述电极。
17.作为优选方案，所述除颤器具有充电过程，所述充电过程为：
18.在除颤开始时，将所述第一充放电开关的动端与其第一不动端连接，将所述第二充放电开关的动端与其第一不动端连接，通过所述电压变换器将所述直流电源提供的直流低压升为预设的高压，经所述整流电路整流后为所述第一储能电容器充电；
19.所述除颤器具有放电过程，所述放电过程为：
20.所述除颤器接收到放电指令后，将所述第一充放电开关的动端与其第二不动端连接，将所述第二充放电开关的动端与其第二不动端连接，所述第一储能电容器的能量通过所述第一充放电开关、所述电感和所述二极管转移到所述第二储能电容器中，所述第二储能电容器形成电压，并经过一对所述电极释放到人体产生除颤电流。
21.作为优选方案，所述充放电电路还包括：
22.一瓦秒表，与一瓦秒表电阻串联后与所述第二储能电容器并联，以检测一对所述电极两端的除颤电压和除颤电流。
23.作为优选方案，所述除颤器接收到放电指令后，驱动所述瓦秒表开始计量或计时，当检测到计量总能量达到预设的目标能量，或到达预设时间时，将所述第一充放电开关的动端与其第二不动端断开，将所述第二充放电开关的动端与其第二不动端断开，在所述第二储能电容器将能量全部释放给一对所述电极后，除颤放电结束。
24.作为优选方案，所述第一充放电开关采用场效应管，所述第一充放电开关的漏极作为其动端，所述第一充放电开关的栅极作为其第一不动端，所述第一充放电开关的源极作为其第二不动端；
25.所述除颤器还包括一反馈控制电路，所述反馈控制电路包括：
26.一电流取样电阻，与负载电阻串联，所述负载电阻是人体的等效电阻；
27.一误差放大器，同相输入端连接参考电压端，反相输入端连接所述电流取样电阻和负载电阻的公共端；
28.一比较器，反相输入端连接所述误差放大器的输出端，同相输入端连接一锯齿波发生器；
29.一驱动器，一端连接所述比较器的输出端，另一端连接所述第一充放电开关的栅极。
30.作为优选方案，所述第一充放电开关采用n沟道场效应管，优选为碳化硅型场效应
管。
31.作为优选方案，所述驱动器采用隔离驱动器。
32.作为优选方案，所述反馈控制电路还包括：
33.一第一电阻，一端连接所述电流取样电阻和负载电阻的公共端，另一端连接所述误差放大器的反相输入端；
34.一反馈电阻，一端连接所述误差放大器的反相输入端；
35.一反馈电容，一端连接所述反馈电阻的另一端，另一端连接所述误差放大器的输出端。
36.作为优选方案，除颤器还包括一前馈控制电路，所述前馈控制电路包括：
37.一定时电阻，一端与所述第一充放电开关的第二不动端连接；
38.一定时电容，一端与所述定时电阻的另一端连接，另一端与所述第二充放电开关的第二不动端连接；
39.一mos管，栅极连接时钟信号端，漏极连接所述定时电阻和所述定时电容的公共端，源极接地；
40.所述mos管的漏极作为所述锯齿波发生器的输出端。
41.作为优选方案，所述mos管采用pmos管。
42.本发明的积极进步效果在于：本发明采用除颤器，具有如下优点：
43.1、采用本发明的除颤器，在放电之前，可以为第一储能电容器的能量充到最大值，在接到放电指令后，通过第二储能电容器形成电压，经一对电极释放到人体产生除颤电流，由于增加了第二储能电容器，使得除颤波形平滑，并利用第一充放电开关按需释放，便于产生除颤波形。
44.2、在结构上通过增加瓦秒表，以检测除颤电压和除颤电流，测量结果更加准确，释放能量与人体阻抗无关，不需要检测病人的经胸抗，在结构上合规性更好。
45.3、通过增设反馈控制电路，可以将除颤电流控制在期望值上。
46.4、通过增设前馈控制电路，在第一储能电容器电压开始下降时立即做出反应，可有效减少放电的峰值电流，避免对患者心肌细胞的损伤。
47.5、根据第一储能电容器电压的前馈和输出电流的反馈相结合，显著提高对除颤电流的动态调节能力。使除颤电流跟踪设置电流，改变设置电流即可改变除颤电流。因此，能够根据临床需要改变除颤波形。
48.6、在放电过程中，控制变量是通过电流控制，除颤效果相关性好。
49.7、可根据病人不同的阻抗状况匹配所释放的能量，实现个性化精确除颤。
50.8、本发明可适用于各类体外除颤器。
附图说明
51.图1为本发明的一种整体结构原理图；
52.图2为本发明反馈控制电路的一种电路原理图；
53.图3为本发明前馈控制电路的一种电路原理图。
具体实施方式
54.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。
55.参照图1，一种除颤器，包括依次连接的直流电源(未图示)、电压变换器1、整流电路2、充放电电路3和一对电极4。
56.充放电电路3包括第一充放电开关k1、第二充放电开关k2、第一储能电容器c1、二极管d、第二储能电容器c2和电感l。其中，电压vc表示第一储能电容器c1上的电压。
57.第一充放电开关k1具有第一不动端、第二不动端和动端，第一充放电开关k1的动端可在第一充放电开关k1的第一不动端和第一充放电开关k1的第二不动端之间切换连接，例如第一充放电开关k1采用单刀双掷开关或场效应管等具有可切换功能的开关，第一充放电开关k1的第一不动端(1端)连接整流电路2的一个输出端。第二充放电开关k2具有第一不动端、第二不动端和动端，第二充放电开关k2的动端可在第二充放电开关k2的第一不动端和第二充放电开关k2的第二不动端之间切换连接，例如第二充放电开关k2采用单刀双掷开关或场效应管等具有可切换功能的开关，第二充放电开关k2第一不动端(1端)连接整流电路2的另一输出端。第一储能电容器c1的一端连接第一充放电开关k1的动端，第一储能电容器c1的另一端连接第二充放电开关k2的动端。二极管d的正极连接第二充放电开关k2的第二不动端(2端)，二极管d的负极连接第一充放电开关k1的第二不动端(2端)。第二储能电容器c2的一端经电感l连接第一充放电开关k1的第二不动端，第二储能电容器c2的另一端连接第二充放电开关k2的第二不动端，第二储能电容器c2的两端分别连接两个电极4。
58.在一些实施例中，参照图1，除颤器具有充电过程，充电过程为：
59.在除颤开始时，将第一充放电开关k1的动端与其第一不动端连接，将第二充放电开关k2的动端与其第一不动端连接，通过电压变换器1将直流电源提供的直流低压升为预设的高压，经整流电路2整流后为第一储能电容器c1充电。例如，通过充电后将第一储能电容器c1的能量充到最大允许值360j。
60.除颤器具有放电过程，放电过程为：
61.除颤器接收到放电指令后，将第一充放电开关k1的动端与其第二不动端连接，将第二充放电开关k2的动端与其第二不动端连接，这样第一储能电容器c1、第一充放电开关k1、电感l、二极管d和第二储能电容器c2构成了一个典型的降压变换器。电感l的作用是在第一充放电开关k1接通时将第一储能电容器c1的电能转为磁能，在第一充放电开关k1关断时，将磁能转为电能供给第二储能电容器c2。二极管d的作用是为电感电流提供电流通路。这样第一储能电容器c1的部分能量通过第一充放电开关k1、电感l和二极管d转移到第二储能电容器c2中，在第二储能电容器c2形成电压，并经过一对电极4释放到人体产生除颤电流。
62.在一些实施例中，充放电电路3还包括瓦秒表ws，瓦秒表ws与瓦秒表电阻r
ws
串联后与第二储能电容器c2并联，以检测一对电极4两端的除颤电压和除颤电流。
63.在除颤器中可控制的变量有电压、电流和能量。三者之间的关系是：
64.65.其中，w为除颤能量，u为输出的一对电极4两端的电压，i为除颤电流。t0为放电起始时间，t1为放电终止时间。
66.从式中可以看出，释放能量与人体阻抗无关。所以不需要测量经胸阻抗，也不要调整除颤能量。
67.在一些实施例中，如果以释放能量为控制变量，在除颤器接收到放电指令后，从t0开始驱动瓦秒表ws开始计量或计时，当检测到计量总能量达到预设的目标能量，或到达预设时间时，认为放电停止，以免放电脉冲过宽。此时，将第一充放电开关k1的动端与其第二不动端断开，将第二充放电开关k2的动端与其第二不动端断开，在第二储能电容器c2将能量全部释放给一对电极4后，除颤放电结束。
68.预设的目标能量或预设时间均可以是手动除颤器中的用户输入得到，也可以是自动除颤器的机器预设值。
69.由于第二储能电容器c2的容量值较小，带来的误差小于1％。上述这种方式原理简单、控制精准、合规性好、预置能量固定，不需要测量经胸抗，只需要定性判断一下除颤电极的连接状况即可。
70.在一些实施例中，控制除颤电流可通过调节放电开关的闭合时间来完成。例如第一充放电开关k1以100khz以上某一个固定频率切换，在第一充放电开关k1接通(第一充放电开关k1的动端与其第二不动端连接)时，第一储能电容器c1向第二储能电容器c2传递能量，同时也向电感l中存储能量，在第一充放电开关k1关闭(第一充放电开关k1的动端与其第二不动端断开)时，电感l通过二极管d将存储的能量传递给第二储能电容器c2。第一充放电开关k1每次接通的时间越长，电感l存储的能量越多，第一储能电容器c1向第二储能电容器c2传递能量越多，第二储能电容器c2两端的电压越高，除颤电流越大。因此，可以通过改变第一充放电开关k1的接通时间俩改变除颤电流。
71.本发明通过反馈控制电路，可以将除颤电流控制在期望值上。参照图2，第一充放电开关k1采用场效应管，第一充放电开关k1的漏极作为其动端，第一充放电开关k1的栅极作为其第一不动端，第一充放电开关k1的源极作为其第二不动端。第一充放电开关k1优选采用n沟道场效应管，更优选为碳化硅型场效应管。
72.参照图2，反馈控制电路包括电流取样电阻rs、误差放大器ea、比较器a1、驱动器u1、参考电压端和锯齿波发生器u2。其中参考电压端提供参考电压vref。
73.电流取样电阻rs与负载电阻rl串联，负载电阻rl是人体的等效电阻。除颤电流i
rl
在电流取样电阻rs产生一个反馈电压vfb。误差放大器ea的同相输入端连接参考电压端，误差放大器ea的反相输入端连接电流取样电阻rs和负载电阻的公共端。反馈电压vfb与参考电压vref通过误差放大器ea进行比较，误差放大器ea输出信号vx，用于调整驱动器u1的pwm信号的占空比。在误差放大器ea中将反馈电压vfb(表示当前输出电流)从参考电压vref中减去。因此，误差放大器ea执行一次减法运算。
74.比较器a1的反相输入端连接误差放大器ea的输出端，比较器a1的同相输入端连接锯齿波发生器u2。驱动器u1的一端连接比较器a1的输出端，驱动器u1的另一端连接第一充放电开关k1的栅极。驱动器u1采用隔离驱动器u1。
75.参照图2，信号vx表示除颤电流产生的反馈电压vfb与参考电压vref之间的差。在稳态时，信号vx的平均值缓慢变化。在比较器a1内，信号vx与锯齿波发生器u2产生的锯齿波
vs进行比较，如果vs《vx，比较器a1输出高电平，经驱动器u1的驱动使得第一充放电开关k1开通，第一储能电容器c1向第二储能电容器c2放电。如果vs》vx，比较器a1输出低电平第一充放电开关k1关闭，放电停止。信号vx越高，锯齿波到达vx的时间越长，放电时间越长。
76.在闭环稳流的工作原理如下：如果输出电流下降，反馈电压vfb低于参考电压vref，这将导致误差放大器ea输出电压vx上升。电压vx上升使比较器a1输出高电平的时间增大，放电时间增长。输出电流增加直到vfb＝vref，反之亦然。
77.在一些实施例中，反馈控制电路还包括第一电阻r1、反馈电阻rf和反馈电容cf。第一电阻r1的一端连接电流取样电阻rs和负载电阻rl的公共端，第一电阻r1的另一端连接误差放大器ea的反相输入端，即误差放大器ea的反相输入端经由第一电阻r1连接电流取样电阻rs和负载电阻rl的公共端。反馈电阻rf的一端连接误差放大器ea的反相输入端。反馈电容cf的一端连接反馈电阻rf的另一端，反馈电容cf的另一端连接误差放大器ea的输出端。
78.第一电阻r1、反馈电阻rf、反馈电容cf和误差放大器ea构成比例积分(pi)控制器，也叫补偿电路。其作用是提高电路的稳定性，以免输出电流在设置值附近摆动。
79.在稳定状态下：vfb＝vref＝i
rl
×
rs
80.电流取样电阻rs固定不变，因此改变vref即可改变除颤电流i
rl
。
81.在一些实施例中，参照图3，当电路中的放电峰值过高时，可以增加前馈方法，即本发明的除颤器还包括一前馈控制电路，前馈控制电路包括定时电阻rt、定时电容ct和mos管q1。
82.定时电阻rt的一端与第一充放电开关k1的第二不动端连接。定时电容ct的一端与定时电阻rt的另一端连接，定时电容ct的另一端与第二充放电开关k2的第二不动端连接。mos管q1的栅极连接时钟信号端，mos管q1的漏极连接定时电阻rt和定时电容ct的公共端，mos管q1的源极接地。mos管q1的漏极作为锯齿波发生器u2的输出端。其中，mos管q1优选采用pmos管。
83.参照图2和图3，电压vc表示第一储能电容器c1上的电压，比较器a1、锯齿波发生器u2、mos管q1和时钟信号端作为pwm电路，在该pwm电路中的时钟信号端产生的时钟信号控制锯齿波的频率。前馈控制电路的工作过程如下：
84.在时钟信号控制将定时电容ct电压清零后，比较器a1输出高电平，第一充放电开关k1开启。定时电容ct上的电压开始上升。上升速度与定时电阻rt的电流有关，定时电阻rt的电流越大，上升速度越快。定时电容ct上的电压达到vx后，比较器a1输出低电平，第一充放电开关k1关闭，本次放电结束。
85.定时电阻rt与电压vc点连接，直接感知第一储能电容器c1上的电压。第一储能电容器c1上的电压越高，第一储能电容器ct上的电压达到vx的速度越快，此次放电时间越短。除颤开始时，第一储能电容器c1上的电压较高，每次放电时间短，而平均放电速度缓慢一些，可有效减少放电的峰值电流。
86.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。