本发明总体涉及外部去纤颤器，更具体来说，本发明涉及具有用 于该去纤颤器的高电压组件的紧凑的模块化设计。
心脏骤停(SCA)在大多数情况下是没有警兆地发生的，其突然 侵袭没有心脏病史的人。据估计，单单在美国每天就有超过1000人成 为心脏骤停的受害者。当心脏的电分量不再能够正常运转从而导致心 律不齐时，往往会发生SCA。作为心律不齐当中的一种，室颤(VF) 是由心脏中的异常并且非常快速的电活动导致的。其结果是心脏无法 为身体充分供血。可以通过利用去纤颤器对患者的心脏施加电击来治 疗VF。
去纤颤器包括手动去纤颤器、自动或半自动外部去纤颤器 (AED)、去纤颤器/监视器的组合以及操作指示去纤颤器。由去纤颤器 提供的电击(在被称为“去纤颤”的处理中)清除心脏的异常电活动， 这是通过产生瞬时的心脏停搏并且为心脏的自然起搏区域提供恢复正 常心节律。当前可以获得外部去纤颤器通过施加到胸部的电极为患者 提供单相或双相电脉冲。单相去纤颤器在一个方向上提供电流脉冲， 而双相去纤颤器则在第一方向上并且随后在相反的方向上提供电流脉 冲。当把所述电脉冲从外部提供给患者时，这些脉冲是高能量脉冲， 其对于小儿患者通常在50焦耳的范围内，对于成人通常在200焦耳的 范围内。
外部去纤颤器典型地位于医院急诊室、公共设施以及急救车中并 且在其中被使用。在当前可以获得的多种外部去纤颤器中，自动和半 自动外部去纤颤器(AED)正变得越来越普及，这是因为它们可以由 相对没有什么经验的人员来使用。这种去纤颤器还可以特别重量轻、 紧凑并且便携，从而在有经验的医护人员还没有到达现场以救治患者 时也可以直接使用。为此，必须用精确信息处理器来取代医疗专业的 医疗专家，所述精确信息处理器可以被编程来分析ECG波形并且可靠 地确定是否向患者施加去纤颤电击以及何时向患者施加去纤颤电极。 此外，希望AED尽可能重量轻并且紧凑，以便于携带。
以上需求意味着低电压处理器和集成电路必须与电击提供电路的 高电压组件共享AED包装。为了防止对于低电压电路的干扰或损害， 在把组件放置在所述包装中时必须注意，以便把低电压组件和高电压 组件充分隔离并且分开。通常来说，这是通过以下措施实现的：把高 电压组件放置在所述单元的印刷电路板的所述高电压组件自身的区域 上，并且遵循能够把高电压组件与低电压组件和导体充分分开的组件 布局和设计规则。不幸的是，遵循这些设计规则往往会使得AED的体 积比所期望的更大。因此，希望能够把AED的组件包装得尽可能紧凑， 并且可能的话比设计规则所规定的更为紧凑，而不会把低电压组件和 导体暴露在来自所述单元的高电压组件和导体的电弧或放电的危害之 下。
根据本发明的原理，AED单元的高电压组件被包装在一起，并且 通过非空气电介质与其他组件分开，所述非空气电介质将高电压组件 绝缘并且防止对附近的低电压组件和导体的损害。比起所述分离设计 规则所允许的情况，所述非空气电介质能够更为紧密地包装高电压组 件，这是借助于限制了对于散热的需求的低占空比使用。
根据本发明的另一方面，被用来向患者提供所期望的周期和极性 的脉冲的高电压桥电路主要或者完全是由IGBT装置形成的。所述 IGBT装置允许可控地关断该桥电路的开关元件，从而允许把所述电路 用于相关的较低电压应用(比如起搏)。
在附图中：
图1是根据本发明的一个实施例的外部去纤颤器的功能方框图。
图2是包括在图1的去纤颤器中的高电压提供电路的功能方框 图。
图3是示出了根据本发明的原理被模块化地包装的高电压组件的 示意图。
图4是根据本发明的一个实施例的高电压模块的一侧的透视图。
图5是图4的高电压模块的第二侧的透视图。
图6是位于灌封杯(potting cup)中的图5的高电压模块的透视图。
图7是由灌封材料封装的图5的高电压模块的透视图。
本发明的实施例针对一种去纤颤器，该去纤颤器包括紧凑的高电 压模块，该高电压模块具有该去纤颤器的高电压电子装置，所述高电 压电子装置彼此邻近地放置并且被封装在电介质材料中。在下面的描 述中没有详细示出公知的电路，以免模糊对于本发明的各实施例的描 述。此外也没有详细描述与去纤颤器的内部操作相关的公知的控制信 号和信号定时协议。
图1是根据本发明的一个实施例的去纤颤器或AED 10的功能方框 图。该AED 10包括提供电路12，该提供电路能够根据具体应用来提 供高电压或低电压。该AED 10还包括由诸如可拆除电池16的能量源 供电的电源14，所述电池16向AED 10的各组件供电，其中包括高电 压提供电路12。微控制器或处理器18控制AED 10的各组件的操作。 该高电压提供电路12通过电极连接器或接口20和患者电极22向患者 提供电能脉冲。
心电图(ECG)电路24通过电极22获取患者的ECG信号并对其 进行预调节，并且将所述信号经由系统门阵列26发送给处理器18。该 系统门阵列26是定制专用集成电路(ASIC)，其集成了许多去纤颤器 功能(包括用户接口控制和许多内部功能)并且把处理器18与AED 10 的其他组件进行接口。提供单独的系统门阵列或ASIC 26允许处理器 18集中于其他任务。该ASIC 26的功能可以被包括在由处理器18执行 的操作中，或者可以由分立的逻辑电路组件或单独的专用处理器取 代。
AED 10还包括存储器装置30(比如可移动个人计算机存储卡国际 协会(PCMCIA)卡、安全数字卡或闪存)以及用户接口组件，所述 用户接口组件例如是麦克风32、音频扬声器34、LCD显示面板36以 及一组按钮控制器38。本领域技术人员将理解，多个其他组件可以被 包括在AED 10内(例如系统监视器和相关的状态指示器)，但是图中 并没有示出以免模糊对本发明实施例的描述。
在电源14和提供电路11中可以找到图1的AED的高电压组件， 该电源14产生去纤颤所需的高电压，该提供电路11向电极22并且最 终向患者提供高电压。图2是根据本发明构造的高电压部分的示意方 框图。高电压电源或充电器40适于对能量存储电容器42进行充电以 便提供去纤颤脉冲。通过电阻器48施加该高能脉冲，该电阻器48用 来限制该电容器的放电电流。在正常脉冲提供期间，开关94和96被 闭合，以便把能量提供电路12连接到电极22，所述电极被施加到患者 身上。开关94和96是安全开关，在对电容器42充电时所述开关打开， 同时监视患者的ECG波形，以防止在充电期间发生对患者和ECG电 路的意外的高压放电。在“H形桥”配置中将4个开关90、92、98和 100与开关94和96相结合地使用。当把双相脉冲提供给患者时，开关 90和100闭合，并且开关92和98打开。于是高电压能量将流经闭合 的开关，并且从左电极22通过患者流到右电极22’。在已经提供了双 相脉冲的第一相位之后，通过打开开关90和100并且闭合开关92和 98来提供所述脉冲的第二相位。于是，高压电流将通过患者在相反的 方向上流动，即从电极22’流经患者并且流经电极22。因此，所述H 形桥提供电路是可以借之向患者提供双相脉冲的装置。
ECG前端电路50也连接到电极22，通过该前端电路，当没有提 供去纤颤脉冲时，所述电极22被用来检测患者的ECG波形。当正在 检测并分析患者的ECG波形时，安全开关94和96打开，并且患者的 ECG信号被施加到阻抗52和54两端的一个或多个ECG输入放大器的 输入端。
在所示实施例中，提供电路12还包括一系列电感器46，所述电感 器与电阻器48一起用来限制所施加的高电压脉冲的电路上升速率。每 当该提供电路中的电流被关断时(例如在所述脉冲的第一相位结束 时)，二极管44对电感器46的电感进行箝位。在所述脉冲的第一相 位结束时，二极管42对连到患者的电极线的电感进行箝位。
在一个实施例中，开关90、92、98和100不是机械开关，而是固 态开关装置。在该实施例中，开关90、92和98是SCR(硅控整流器)， 并且开关100是IGBT(绝缘栅双极晶体管)。当安全开关94和96闭 合时，通过首先把SCR 90和IGBT 100切换到导通状态而向患者提供 双相脉冲。有一个初始电流上升，其中正脉冲经历受控衰减。在对应 于正脉冲的预定时间之后，IGBT 100被打开，并且该正脉冲的电压和 电流下降到零。随后，SCR 90返回到阻断状态。此后不久，SCR 92 和98被切换到导通状态，并且有一个负脉冲的快速上升，其后是该脉 冲的受控衰减。在对应于该负脉冲的预定周期之后，SCR 90被导通， 从而再次使得施加到患者的电流和电压为零。当电流停止时，各SCR 关断并且返回到阻断状态。于是所述H形桥处于其初始状态，并且对 于下一个脉冲序列就绪。
根据本发明的原理，高压电容器充电电路、高电压提供电路和H 形桥电路的高电压组件被组装在高电压模块中。在一个构造实施例 中，该模块包括一个多层电路板，其上安装有H形桥半导体开关和二 极管、用于所述半导体开关的隔离变压器和控制电路以及所述高压电 容器充电电路的变压器和二极管。该构造实施例利用标准分立表面安 装半导体包装、控制电路和隔离变压器。所构造的模块还集成了所述 电容器充电器的平面变压器，其利用该电路板上的蚀刻导体以用于变 压器绕组。通过把该模块封装在诸如环氧树脂、聚氨基甲酸酯树脂、 有机硅树脂、丙烯酸树脂或聚脂树脂的电介质中，可以减小防止电弧 所需的爬电距离和电气间隙，从而可以得到更为紧凑的包装。通过把 多个高电压组件组合到单个模块中，只需要一个灌封杯和封装处理， 从而降低了系统制造的成本。
参考图3，其中以实线示出了根据本发明的原理构造的高电压模块 的各组件。该模块被安装在AED系统电路板(未示出)上，其中用虚 线示出了与其他组件的连接。被标记为P1到P14的14个引脚被用来 把该高电压模块的电路连接到该AED的其他导体和组件。在该图的左 侧是充电器电路40，其中包括具有初级线圈62以及次级线圈64和66 的变压器。所述次级绕组由二极管72、74和76分开，其提供对称的 设计，其中平衡了杂散电容。在一个构造实施例中，该充电器变压器 被形成为平面变压器，其中线圈62、64和66是通过所述模块印刷电 路板的相对的蚀刻铜区域而形成的，其周围夹有形成变压器铁心的铁 氧体磁心。高电压电容器42连接到该模块的引脚P3和P4。引脚P4 和P5连接到外部限流电阻器48和电感器46。箝位二极管44位于该模 块上并且连接在引脚P4和P5之间。
根据本发明的另一方面，在该实施例中，开关装置90、92、98和 100由4个半导体IGBT装置80、82、88和100提供。高电压IGBT 装置优选地被用于超过2000伏特的额定电压。对于所有的开关装置使 用IGBT提供了在2-200焦耳的完整范围上的能量提供的更好的控制。 所述IGBT在非常低的电流电平下将保持导通，并且可以被可控地关 断，这与SCR不同，所述SCR在可以获得足够的电流提供的情况下保 持导通。一旦被接通，只要至少维持最小保持电流，SCR将保持导通。 直到电流提供被减小到低于对应于所述装置的最小保持电流时SCR才 将关断。对于H形桥的开关装置使用IGBT使得本发明的一个实施例 能够被用于较低电压的应用，比如除了去纤颤之外的起搏。所述IGBT 对于快速的电流和电压上升没有SCR那么敏感。在上的一对IGBT 80 和82的集电极耦合到引脚P5，以便从高电压电容器42接收高电压和 电流。IGBT 80和82的发射极耦合到引脚P9和P10，所述引脚连接到 电极22。旁路二极管102和104耦合在IGBT 80和82的集电极-发射 极通道两端。各IGBT由驱动器电路控制，所述驱动器电路包括耦合 到IGBT 80和82的栅极的栅极驱动变压器。该H形桥电路的在下的两 个IGBT 88和100耦合在所述在上的IGBT和引脚P14之间，该引脚 耦合到参考电势。
图4示出了组装在单一高电压模块150中的图3的高电压电路元 件。(在该模块的后面示出了美国的一分硬币，以允许观看者估计该 模块的尺寸。)各组件被安装在一个基底上，该基底在该实施例中是 一个多层印刷电路板140。在该图中可以看出，各连接引脚P1-P14从 该电路板140向上延伸。在该实施例中，以对称的安排把各组件安装 在该印刷电路板的两侧。所述平面变压器60位于该电路板140的左 侧。一个白色塑料薄盘部分地可见，其是用于蚀刻在该印刷电路板的 该侧上变压器线圈的绝缘体。在该视图中，该白色塑料盘大部分被半 夹在该盘上的铁氧体磁心所遮挡，该铁氧体磁心形成该平面变压器的 磁心的一部分。在引脚P6、P7、P11、P12、P14的后面是IGBT触发 电路112的其中一个隔离变压器与该触发电路的表面安装组件。在该 电路板的后侧是三个二极管72、44和102。在该电路板的右侧是两个 IGBT装置80和82。
图5示出了所述印刷电路板的相反侧。在该图的上部可以看到平 面变压器60的另一半，其中包括铁氧体磁心68的另一部分。与前三 个二极管相对，所述模块的另外三个二极管74、76、104被安装在该 电路板的另一侧。在该电路板的中心处看到触发电路110的隔离变压 器，其与该电路板的另一侧上的该隔离变压器相对。与所述IGBT装 置相对，IGBT装置88和100被安装在该电路板的另一侧上。
图6中示出了印刷电路板140，在塑料灌封杯130中示出了其安装 组件。在该视图中，全部被标记为P的14个引脚向上延伸到高于该灌 封杯的边缘132。随后用灌封混合物160填充该灌封杯130，如图7所 示，所述灌封混合物完全封装该电路板以及高电压组件。从而所述灌 封混合物提供在所有高电压组件以及在其之间的绝缘电介质。可以从 该灌封杯中去除所灌封的电路板和组件，并且在该配置中使用。在该 构造实施例中，所灌封的电路板和组件被留在该灌封杯中，并且整个 高电压模块150包括安装在所述AED系统印刷电路板上的灌封杯 130。该模块很紧凑，并且与单独安装的组件相比在该系统印刷电路板 上占用较小的空间，所述灌封杯和电介质灌封混合物提供一个绝缘 层，其防止高电压组件与附近的低电压节点、导体和组件之间的电弧。
本领域技术人员可以容易地设想到其他实施例。例如，与全H形 桥电路中的开关装置的安排不同，可以在该桥的一侧仅使用包括两个 开关装置的半桥电路，并且在该桥的另一侧使用两个电容器。