技术领域
[0001] 本实用新型属于医疗仪器技术领域，具体地涉及一种双向除颤波形产生电路。
背景技术
[0002] 对于
心律失常的病人，最有效的救治方法是及时进行电击除颤。自动体外
除颤器(“AED”)就是对心律失常的病人进行电击除颤的设备，电击除颤过程就是把
能量依据除颤波形释放到心脏的过程，除颤波形对有效电击除颤起着关键的作用。
[0003] AED的除颤波形按
电流方向分有两种，单相波和双相波，不同的波形对能量的需求有所不同。单相波主要为单向电流，双相波是指依次有两个电流脉冲，第二个与第一个的方向相反。
[0004] 早期的AED采用的是单向波，后来实验证明双向波优于单向波，最近市场上的AED普遍采用的是双向波。各个厂家虽然都是采用双向波，但具体的波形有所不同，各有优劣。受益于近来的
电子技术
水平的迅猛发展及医疗实践的增多，各个厂家不断的
发明出更新的更有效的除颤波形。
[0005] 除颤波形具有如下的特点：
[0007] 大电流，电击时通过人体的最大电流达到几十个安培；
[0008] 短时间，一个放电过程只持续10毫秒左右；
[0009] 方向可变，为了达到理想的电击效果，常常要求在放电的过程中快速切换放电方向和关断；
[0010] 放电波形(电流)可控，放电波形要根据人体的生理信息作出相应调整。
[0011] 由于受电子技术水平的限制，这种高要求的除颤波形不容易控制和实现。根据实践的经验和人体的生理神经特性，医疗专家提出了许多基于仿生神经
电刺激的双向除颤波形，但受电子技术水平的限制，很多波形难以实现。实用新型内容
[0012] 受益于近来的电子技术水平的迅猛发展，特别是IGBT的出现，为高效灵活控制除颤波形提供了可能。IGBT具有输入阻抗高、工作速度快、热
稳定性好、驱动电路简单、通态电压低、耐压高和承受电流大的特性。
[0013] 本实用新型就是在这样的条件下，对医疗专家提出来的基于仿生神经电刺激的双向除颤波形，通过运用本实用新型中设计的电路，方便高效的实现了各种除颤波形的输出。
[0014] 本实用新型的目的是提供一种双向除颤波形产生电路，其特别地是基于仿生神经电刺激的双向除颤波形产生电路。
[0015] 本实用新型的上述目的可以通过下面的方案实现。
[0016] 一种双向除颤波形产生电路，其中，所述波形产生电路包括：
[0017] 用于实现除颤波形的输出和关断以及实现输出方向的任意切换的除颤波形
开关及方向电路；
[0018] 用于组合控制阻抗匹配网络并输出所组合的匹配阻抗的动态阻抗匹配电路；以及[0019] 用于对除颤波形开关及方向电路、动态阻抗匹配电路进行驱动控制的除颤波形输出控制电路；
[0020] 所述除颤波形开关及方向电路是由交替工作的两个IGBT半桥组成的H型电桥。
[0021] 优选地，所述动态阻抗匹配电路包括至少一个IGBT模
块，所述IGBT模块由一个IGBT和一个旁路
电阻并联组成，所述至少一个IGBT模块彼此
串联。
[0022] 优选地，所述除颤波形输出控制电路包括心电检测模块、复合阻抗检测模块以及阻抗调节、放电波形输出控
制模块。
[0023] 优选地，所述除颤波形输出控制电路包括
微处理器和外围电路组成的IGBT控制驱动电路。
[0024] 优选地，所述动态阻抗匹配电路包括3个、4个或更多个IGBT模块。
[0025] 优选地，所述波形产生电路还包括为所述H型电桥供电的高压电容模块。
[0026] 优选地，所述波形产生电路还包括为所述高压电容模块供电的充电
控制模块和
电池组。
[0027] 优选地，所述IGBT的最大耐压超过2500伏、最大通过电流达到60安培以上、开关
频率达到1M，所述旁路电阻选用耐冲击电压高于2500伏、最大通过电流达到60安培以上的大功率电阻。
[0028] 本实用新型所用的电路和实现的波形都是创新的，以很低的成本方便高效地实现了所需的功能，本电路在方向上和电流量大小上都可灵活控制除颤输出波形形状，实现输出基于仿生神经电刺激的双向除颤波形的功能，这对于提高电击除颤医疗实践水平和提高有效电击除颤起着极大的积极推进作用。
附图说明
[0029] 图1是根据本实用新型的基于仿生神经电刺激的双向除颤波形的第一示例。
[0030] 图2是根据本实用新型的基于仿生神经电刺激的双向除颤波形的第二示例。
[0031] 图3是本实用新型中的除颤波形开关及方向电路。
[0032] 图4是本实用新型中的动态阻抗匹配电路。
[0033] 图5是本实用新型的整体实现电路。
[0034] 图6是图5中本实用新型的整体实现电路中模块60的详细分解图。
具体实施方式
[0035] 下面结合附图和
实施例对本实用新型做进一步说明。
[0036] 图1是根据本实用新型的基于仿生神经电刺激的双向除颤波形的第一示例，图2是根据本实用新型的基于仿生神经电刺激的双向除颤波形的第二示例。其中，横轴示出了时间，纵轴示出了电流。在图1所示的第一示例中，波形表现为双向波形，其包括：峰值(电流值)逐渐减小的正向矩形波1～5，以及峰值(电流值)逐渐减小的负向矩形波6～10。
[0037] 在图2所示的第二示例中，波形表现为双向波形，其包括：峰值(电流值)逐渐减小的正向矩齿波以及峰值(电流值)逐渐减小的负向矩齿波。
[0038] 然而，上述第一示例和第二示例仅是本实用新型的波形的示例，本实用新型不限于此。本领域的技术人员当然还可以采用其他波形。
[0039] 图5是本实用新型的整体实现电路，图6是图5中的整体实现电路中模块60的详细分解图。
[0040] 图中所有或部分IGBT可以优选地选用最大耐压超过2500伏、最大通过电流达到60安培以上、开关频率达到1M以上IGBT模块。旁路电阻R也是选用耐冲击电压高于2500伏、最大通过电流达到60安培以上的大功率电阻。这样在电压、电流、速度上都满足了除颤波形的要求。控制一个除颤波形，剩下的就是在放电环节控制其开关、方向、幅度。
[0041] 在除颤器工作过程中，模块60先通过其心电检测模块对人体17进行心电检测，如发现病人有心律失常需要电击，则开始下一步；充电控制模块11将电池组12中的电量通过脉冲波和
变压器，变为2000多伏高电压给高压电容模块22充电；当电容上的电压充到根据实际监测到的人体复合阻抗计算出的需要的电压时，充电停止，进入放电环节。
[0042] 图3是本实用新型中的除颤波形开关及方向电路。如图3所示，IGBT模块31和32组成一个半桥，IGBT模块41和42组成另外一个半桥。在工作过程中，当两个IGBT半桥全部关断时，实现电路的关断功能；当两个IGBT半桥交替工作时，实现电路的开通功能。任意开通/关断，该功能实现连续输出和各种脉宽的脉冲输出功能。
[0043] 下面对控制除颤波形方向的结构和方法作出说明。
[0044] 当IGBT模块31和32同时导通，而IGBT模块41和42同时关闭时，高压电容22中的放电电流通过
电极5A流入人体17从电极5B流出人体17。而当IGBT模块41和42同时导通，而IGBT模块31和32同时关闭时，放电电流则由电极5B流入人体从电极5A流出人体。这样就实现了电流双向流经人体的基本功能，实现了除颤波形方向的切换。
[0045] 下面对控制除颤波形幅度(电流)的结构和方法作出说明。
[0046] 控制除颤波形的幅度，主要依靠图4所示的动态阻抗匹配电路实现。如图4所示，动态阻抗匹配电路包括至少一个由一个IGBT和一个旁路电阻R并联组成的IGBT模块，该至少一个IGBT模块组成串联电路。在放电过程中，动态阻抗匹配电路是和人体串联在一起的。
[0047] 在放电过程中，波形输出控制与驱动模块64控制IGBT模块63A～63D中的IGBT都是导通时，IGBT模块63A～63D中的旁路电阻R被旁路，这时除颤器以最大的电流流过人体，当IGBT模块63A～63D中IGBT都是关闭时，63A～63D模块中的旁路电阻R与人体串联，这时设备以最小的电流流过人体。要想取得一定幅度的电流，就选择不同阻值的旁路电阻R的组合。控制IGBT模块63A～63D中某几个模块的IGBT按照一定的组合规律组合开断以减低或增加回路的阻抗，实现多种匹配阻抗的输出。匹配阻抗与人体串联，在电容电压相对固定的情况下，流过人体的电流随匹配阻抗变化，从而得到高效灵活控制除颤波形幅度的目的。
[0048] 对于如图1、图2的基于仿生神经电刺激的双向除颤波形，可以用本实用新型的电路通过上述方法实现。
[0049] 以上结合附图对本实用新型的具体实施方式作了说明，该说明只用于帮助理解本实用新型的技术方案和实施办法，不能理解为对本实用新型范围的限制。本实用新型的保护范围由随附的
权利要求书限定，任何在本实用新型的权利要求
基础上的改动都在本实用新型的保护范围内。
