技术领域
[0001] 本
发明属于医疗设备防护与应用技术领域，尤其涉及一种用于除颤器的充电系统。
背景技术
[0002] 心脏猝死是由心搏骤停引起的，是工业化国家的主要死亡原因之一。在美国，平均每年有30万人因此而死亡。心搏骤停之初发生的常见的
心律失常现象是心室颤动，心室颤动几分钟内即转
化成心脏停搏。全球每年死于心脏骤停的心脏病患者占死亡人数的12％。在我国虽然还没有确切的心脏骤停的心脏病患者的流行病学资料，但有学者估计这个数字会达到600万。电除颤是目前公认的
治疗频发性室性心动过速、心室颤动等恶性心率失常的有效方法。
[0003] 除颤器是一种急救医疗设备。美国自1960年开展
心肺复苏(CPR)技术以来，使用心室颤动(VF)的治疗方法提高了急救存活率，及时采用电除颤又是救治心搏骤停最重要的治疗手段。美国自90年代开始实施公众除颤(PAD)计划后，患者的存活率可达到49％。现在美国已经把自动体外除颤(只搜寻室颤/无脉性室速-并在数秒内提供挽救生命的治疗)作为一项基本生命支持(BLS)技术。专家们提出了在大部分医院实现发生心脏骤停后
3±1分钟内完成除颤的目标。
[0004] 图1是常用除颤器充电系统原理图。图1中，常用除颤器的充电系统主要包括：充电控制
电路1、驱动电路4、MOS
开关7、电源11、
能量变换器20、高压
二极管10和储能电容9。其中，驱动电路4用于产生工作
频率(谐振频率)，输出PWM
波形控制MOS开关7的开、合状态。能量变换器20用于转换电源11产生的
电能，并存储到储能电容9中，充电控制电路1用于控制充电过程。根据图1，不难看出常用除颤器充电系统存在以下问题：
[0005] 1、除颤器作为急救设备应用在紧急关头，设备的稳定可靠至关重要，而常用除颤器充电系统缺乏安全保护措施，关键时刻充电系统产生的瞬间高压有可能损坏系统，导致除颤器无法正常工作。比如图1中，能量变换器20作为充电系统的核心部件，缺乏保护措施。当充电系统中
电流过大时，可能损坏该部件，导致紧急救助无法实施。
[0006] 2、驱动电路与储能电容之间的工作缺乏协调，能量转换器的能量没有来得及转换到储能电容，驱动电路就开始下一次振荡，造成抑制
采样频率的情况出现，从而使能量转换效率降低。
[0007] 3、无法控制充电速度，不能满足短时间内使除颤器达到高能量的要求，从而失去宝贵的救助时间。对病人进行除颤治疗时，需要在十几毫秒内释放几百焦
耳的能量(体外除颤一般是200-360焦耳)，电流峰值约80A左右，常用的充电系统很难提供如此高的瞬间能量。
[0008] 4、无法控制充电
精度，不能实现准确的能量输出，在能量小的情况下达不到除颤效果，而在能量大的情况下又容易造成人体伤害。进行除颤治疗时，需要在短时间内使除颤器释放准确的能量，以达到预期的治疗效果和保证病人的安全。比如，除颤器用于开胸手术，只需要20-30焦耳的能量(医学规定小于50焦耳)；如果是体外除颤，则需要200-300焦耳能量(医学规定不大于400焦耳)，常用的充电系统很难提供如此精准的能量。
发明内容
[0009] 本发明的目的在于，提出一种用于除颤器的充电系统，用以解决背景技术中指出的常用的除颤器充电系统存在的问题。
[0010] 一种用于除颤器的充电系统，包括充电控制电路、驱动电路、电源、能量变换器、MOS开关、高压二极管、储能电容，其特征在于，所述用于除颤器的充电系统还包括初级电流检测电路、次级电流检测电路、激励频率调整电路、充电速度控制电路、第一高压采样电路、数字变换电路、充电开关控制电路、第二高压采样电路、
电压比较电路、能量设置电路、
硬件关断电路、第三高压采样电路和过压关断电路；
[0011] 所述初级电流检测电路分别与MOS开关和驱动电路相连，并且接地；
[0012] 所述次级电流检测电路位于电容充电回路中，一端与能量变换器相连，另一端与储能电容相连，并且还与激励频率调整电路相连；
[0013] 所述激励频率调整电路与驱动电路相连；
[0014] 所述充电速度控制电路分别与充电控制电路和驱动电路相连；
[0015] 所述第一高压采样电路分别与储能电容和数字变换电路相连；
[0016] 所述数字变换电路分别与第一高压采样电路和充电控制电路相连；
[0017] 所述充电开关控制电路分别与充电控制电路和驱动电路相连；
[0018] 所述第二高压采样电路分别与储能电容和电压比较电路相连；
[0019] 所述电压比较电路分别与第二高压采样电路和能量设置电路相连；
[0020] 所述能量设置电路分别与电压比较电路和充电控制电路相连；
[0021] 所述硬件关断电路分别与电压比较电路和驱动电路相连；
[0022] 所述第三高压采样电路分别与储能电容和过压关断电路相连；
[0023] 所述过压关断电路分别与第三高压采样电路和驱动电路相连；
[0024] 所述初级电流检测电路用于防止能量变换器饱和
过热；
[0025] 所述次级电流检测电路和激励频率调整电路共同协调驱动电路工作频率和储能电容充电状态；
[0026] 所述充电速度控制电路通过调节驱动电路的占空比，实现对充电速度的控制；
[0027] 所述第一高压采样电路用于采集储能电容的模拟电压，并送入数字变换电路；
[0028] 所述数字变换电路用于将第一高压采样电路采集的模拟电压转换成数字电压，并送入充电开关控制电路；
[0029] 所述充电开关控制电路预置第一电压值，当充电开关控制电路收到的数字变换电路发送的数字电压高于第一电压值时，充电开关控制电路通过驱动电路控制MOS开关，终止储能电容的充电过程；
[0030] 所述第二高压采样电路用于采集储能电容的模拟电压；
[0031] 所述能量设置电路根据设定能量输出模拟电压；
[0032] 所述电压比较电路用于比较储能电容的模拟电压和能量设置电路输出的模拟电压；当储能电容的模拟电压高于能量设置电路输出的模拟电压时，硬件关断电路进行翻转，关断驱动电路，从而终止电容器充电过程；
[0033] 所述第三高压采样电路用于采集储能电容的模拟电压；
[0034] 所述过压关断电路预置第二电压值，当储能电容的模拟电压大于预置的第二电压值时，过压关断电路关断驱动电路，终止电容器充电过程。
[0035] 所述第一电压值根据医生设定能量值计算。
[0036] 所述第二电压值为储能电容存储的能量达到400焦耳时，储能电容的电压值。
[0037] 本发明的效果在于，电容充电电压具有独立的软硬件两套检测和关断电路，使电容准确达到需求电压；越限高压具有软硬件三套检测和关断电路，防止电容过充电，充分保证人员和设备安全；根据设置的充电能量
自动调节充电速率，能保证大能量时对充电速度和小能量时对充电精度的要求；具有初级电流检测电路，防止能量变换器饱和，防止系统过热，提高工作效率；具有次级充电检测电路，能根据能量变换器能量转换的时间自动调整驱动电路的
脉宽调制频率，从而提高充电效率和速度。
附图说明
[0038] 图1是常用除颤器充电系统原理图；
[0039] 图2是本发明提供的用于除颤器的充电系统原理图；
[0040] 图3是充电速度控制电路工作原理图。
具体实施方式
[0041] 下面结合附图，对优选
实施例作详细说明。应该强调的是，下述说明仅仅是示例性的，而不是为了限制本发明的范围及其应用。
[0042] 图2是本发明提供的用于除颤器的充电系统原理图。图2中，本发明提供的用于除颤器的充电系统在常用除颤器充电系统的
基础上，还包括初级电流检测电路6、次级电流检测电路8、激励频率调整电路5、充电速度控制电路3、第一高压采样电路17、数字变换电路19、充电开关控制电路2、第二高压采样电路13、电压比较电路16、能量设置电路18、硬件关断电路15、第三高压采样电路12和过压关断电路14。
[0043] 其中的初级电流检测电路6分别与MOS开关7和驱动电路4相连，同时初级电流检测电路6还要接地。此时，电源11、能量变换器20、MOS开关7和初级电流检测电路6构成一条完整的回路。初级电流检测电路6在该回路中，用于测量流过该回路的电流。因为能量变换器20是感性器件，在开关变化时感抗较大，电流是逐渐增大的，能量变换器20饱和时，电路中只有阻抗(能量变换器20直流阻抗很小)，此时电流会很大。因此，可以根据能量变换器20所能够承受的电流，设计初级电流检测电路6。在实施例中，初级电流检测电路可以采用0.01欧姆5瓦功率
电阻，通过检测0.01欧姆5瓦功率电阻两端的电压检测电流。当0.01欧姆5瓦功率电阻两端的电压差超过200毫伏，即20安培电流时(常用除颤器充电系统的能量变换器20所能够承受的电流一般为20安培)，关断功率MOS开关，由此防止能量变换器20饱和过热。
[0044] 次级电路检测电路8和激励频率调整电路5分别位于电容充电回路(能量变换器20的次级线圈、高压二极管10、储能电容9)和电容回路与控制回路之间。具体是，次级电流检测电路8一端与能量变换器20的次级线圈相连，另一端与储能电容9相连，并且还与激励频率调整电路5相连。激励频率调整电路5分别与驱动电路4和次级电路检测电路8相连。能量变换器20的次级线圈、高压二极管10、储能电容9和次级电流检测电路8构成一个回路。能量变换的第一步是将能量变换器20的初级线圈能量传递到次级线圈，第二步是将次级线圈的能量传递给储能电容9。在第二步中，虽然每个振荡传递同样大小的能量，但是因储能电容9充电过程中电容电压不断升高，因而传递能量所需的时间也不同，但是只要能量还往储能电容9里面充电，次级电流检测电路8就能够检测到电流(能量转换完就没有电流流动)。在次级电流检测电路8检测到没有电流时(能量转换完成)，通过激励频率调整电路5，控制驱动电路4启动下一次充电激励。在次级电流检测电路8检测到有电流时(能量没有转换完成)，则不启动激励，等待能量转换完成。这样可避免无效激励，确保能量变换器的能量能够充分地传递到电容，从而使能量转换效率最高，实现协调驱动电路4工作频率和储能电容9充电状态的目标。
[0045] 充电速度控制电路3分别与充电控制电路1和驱动电路4相连，充电速度控制电路由
软件控制充电速度控制电压。图3是充电速度控制电路工作原理图，图3中，锯齿电压由驱动电路内部实现，充电速度控制电压越高，PWM占空比就越大，充电速度就越快。因此，充电速度控制电路3通过调节驱动电路的占空比，实现对充电速度的控制。
[0046] 第一高压采样电路17分别与储能电容9和数字变换电路19相连，数字变换电路19分别与第一高压采样电路17和充电控制电路1相连，充电开关控制电路2分别与充电控制电路1和驱动电路4相连。第一高压采样电路17用于采集储能电容9的模拟电压，并送入数字变换电路19。数字变换电路19用于将第一高压采样电路17采集的模拟电压转换成数字电压，并通过充电控制电路1送入充电开关控制电路2。充电开关控制电路2预置第一电压值，该第一电压值根据医生设定能量值计算：一般开胸手术，需要20-30焦耳的能量，针对此能量数值计算电压值；或者如果是体外除颤，则需要200-300焦耳能量，则针对该能量数值计算相应电压值，将计算的电压值作为第一电压值。当充电开关控制电路2收到的数字变换电路发送的数字电压高于第一电压值时，充电开关控制电路通过驱动电路4控制MOS开关，终止储能电容9的充电过程，从而保证了充电的精度。
[0047] 第二高压采样电路13分别与储能电容9和电压比较电路16相连，电压比较电路16分别与第二高压采样电路13和能量设置电路18相连，能量设置电路18分别与电压比较电路16和充电控制电路1相连，硬件关断电路15分别与电压比较电路16和驱动电路4相连。第二高压采样电路13用于采集储能电容9的模拟电压，能量设置电路18根据设定能量输出模拟电压。电压比较电路16用于比较储能电容9的模拟电压和能量设置电路18输出的模拟电压，当储能电容9的模拟电压高于能量设置电路18输出的模拟电压时，硬件关断电路15进行翻转，关断驱动电路，从而终止电容器充电过程。第二高压采样电路13、电压比较电路16、能量设置电路18和硬件关断电路15共同组成本发明的硬件保护部分。医学规定体外除颤的能量不得高于400焦耳，高于这个数值的能量将会导致人体死亡。为此，在本发明中，可以在能量设置电路18中，设置400焦耳对应的相应电压值，当该值大于第二高压采样电路13采集的电压时，说明充电系统产生的能量已经超过400焦耳，此时通过硬件关断电路15的翻转操作，关断驱动电路，从而终止电容器充电过程，避免过高的能量加载在患者身体上，达到保护患者的目的。当然，能量设置电路18也可以设定30焦耳(除颤器用于开胸手术时的能量值)对应的相应电压值。
[0048] 第三高压采样电路12分别与储能电容9和过压关断电路14相连，过压关断电路14分别与第三高压采样电路12和驱动电路4相连。第三高压采样电路12和过压关断电路14共同实现本发明的软件保护部分。第三高压采样电路12用于采集储能电容9的模拟电压。过压关断电路14预置第二电压值，第二电压值为储能电容9存储的能量达到安全极值时对应的电压。一般医学规定的体外除颤的能量安全极值是400焦耳，因此预置第二电压值可以设定为储能电容9存储的能量达到400焦耳时对应的电压。当第三高压采样电路
12采集的储能电容9的模拟电压大于预置的第二电压值时，过压关断电路14关断驱动电路
4，终止电容器充电过程。上述第二电压值也可以设定为储能电容9存储的能量达到30焦耳时(除颤器用于开胸手术时的能量值)对应的电压。
[0049] 上述本发明提供的用于除颤器的充电系统，具有独立的软硬件两套检测和关断电路，即初级电流检测电路和次级充电检测电路。其中初级电流检测电路用于防止能量变换器饱和、防止系统过热；而次级充电检测电路，能根据能量变换器能量转换的时间自动调整驱动电路的脉宽调制频率，从而提高充电效率和速度。具有充电速度控制电路，实现对充电速度的控制。第一高压采样电路能够控制充电的精度，从而保证实施除颤治疗的患者的安全。第二高压采样电路和第三高压采样电路，具有越限高压软硬件检测和关断电路，防止电容过充电，充分保证实施除颤治疗的患者和设备安全。
[0050] 以上所述，仅为本发明较佳的具体实施方式，但本发明的保护范围并不局限于此，任何熟悉
本技术领域的技术人员在本发明揭露的技术范围内，可轻易想到的变化或替换，都应涵盖在本发明的保护范围之内。因此，本发明的保护范围应该以
权利要求的保护范围为准。
