一種具有恆流充電功能的專用儲能器的製作方法

2023-04-29 10:21:46 2

專利名稱：一種具有恆流充電功能的專用儲能器的製作方法
技術領域：
本發明屬於醫療電子儀器領域。
本發明是一種具有恆流充電功能的儲能器，用於給二氧化碳雷射心臟治療儀的雷射器主開關電源供電。
二氧化碳雷射心臟治療儀的治療機理是在心電周期的R波和T波之間的安全時間之內，用功率強大的雷射束(波長為10.6微米)在心臟的特定部位打出一個或多個通孔(如

圖1所示)，以代替心臟架橋手術。可以極大地減輕病人的痛苦。
根據實驗的結果，二氧化碳雷射心臟治療儀在輸出強雷射束時，至少需要五千瓦的電功率，按照市電電壓220伏計算，大約需要二十五安的電流，而持續時間只有0.1秒左右。由於醫院的電源線容量有限，內阻較大，這樣短時間的強電流負載會造成電源電壓短時間大幅下降和電源電壓波形嚴重畸變。一方面，過大的電壓下降可能造成治療儀難以輸出足夠強的雷射束，這樣就不能在一個安全時間內打通一個孔，由於心臟在不停地搏動，到下一個安全時間雷射束不可能和上一次打在同一位置上，這樣不但沒有把原來未打通的孔打通，反而又增加了一個沒有打通的孔。如果延長雷射束單次照射時間以至於超出安全時間之外，則會造成心臟痙攣，危及病人生命。因此過大的電源電壓下降可能造成病人在已經開胸的情況下無法進行治療。另一方面，電源電壓短時間突然下降還可能干擾同一手術室和同一醫院的其他醫療儀器設備，可能造成別的醫療事故。
因此，二氧化碳雷射心臟治療儀輸出強雷射束時所造成的電源電壓短時間大幅下降和電源電壓波形嚴重畸變是阻礙該種治療儀推廣應用的一大問題。本發明的目的就是為了解決這一問題。
在二氧化碳雷射心臟治療儀內，220V交流電源輸入分別給治療儀的各部分供電，其中雷射器主開關電源耗電最多，在治療儀輸出強雷射束時的電源電壓下降和波形畸變也都是由它引起的。雷射器主開關電源的原理示意圖如圖2所示220V交流輸入先被整流濾波，得到大約300V的直流電壓給DC--DC變換器供電，由DC--DC變換器將此直流電壓轉換成高壓後供給雷射器。因此，雷射器主開光電源也可以用300V左右的直流電壓直接供電。本發明就是根據雷射器主開關電源的這一特點對其進行供電。本發明和二氧化碳雷射心臟治療儀的電連接如圖3所示，雷射器主開關電源由本發明供電，治療儀的其他部分因用電較少由220V交流電源直接供電。
本發明由電容儲能電路和恆流充電電路兩部分組成。二氧化碳雷射心臟治療儀內的雷射器主開關電源直接和電容儲能電路並聯。本發明用電容器儲能的方法，在二氧化碳雷射心臟治療儀輸出強雷射束之前，用較小的電流先對電容儲能電路進行充電，將電容儲能電路充到所需的電壓(大約300V；由於在不輸出強雷射束時雷射器主開關電源耗電很少，它的並聯不影響恆流充電電路對電容儲能電路的充電)。在二氧化碳雷射心臟治療儀輸出強雷射束時，其內部的雷射器主開關電源所需的電能由電容儲能電路(本發明的一部分)供給，而不是由交流電源直接供給。在二氧化碳雷射心臟治療儀不輸出強雷射束時，本發明內部的恆流充電電路再對電容儲能電路進行充電，以補充因輸出上一個強雷射束而消耗的電能，為輸出下一個強雷射束作準備。
這樣就把二氧化碳雷射心臟治療儀所需的短時間大電流供電變成長時間小電流供電。因此，不論二氧化碳雷射心臟治療儀輸出強雷射束時，還是不輸出強雷射束時，都只需電網提供較小的電流。這樣就消除了輸出強雷射束時造成的電源電壓短時間大幅下將和電源電壓波形嚴重畸變。
以下是本發明各部分的詳細說明。
為了二氧化碳雷射心臟治療儀能夠輸出足夠強的雷射束，電容儲能電路必須能夠儲存足夠多的電能，因此總電容量很大。如果用一個或幾個容量很大的電解電容，則一旦有某一個電解電容漏電擊穿，所儲存的全部電能都將在這一點上釋放，勢必形成爆炸，發出巨大的響聲，而且這種情況一旦發生，整個儲能電路都被破壞，造成手術無法進行。
因此，本發明的電容儲能電路由許多個(可以多至上百個)電容器組並聯而成，每一個電容器組的電容量較小。
每個電容器組由一個或幾個相互串聯的儲能電容及均壓電阻和一個保險管BX串聯組成。保險管兩端並聯一個由電組R1和發光二極體D1組成的故障指示電路。如圖4所示，圖4(1)、(2)、(3)、(4)所示的四種電路都是可行的。一種可行的電容儲能電路如圖5所示。這樣，如果某一個電容器組中的電容漏電擊穿，造成短路，與其相連的保險管或保險絲將立即燒斷，把這一已經損壞的電容器組與整個電容儲能電路斷開，與該保險管並聯的故障指示電路中的發光二極體發光報警。這樣，只是本組電容儲存的很少的電能在擊穿點釋放，避免了所有的儲存能量都在擊穿點釋放形成爆炸，此外，損壞的電容器組因與其相連的保險管燒斷而自動與整個電容儲能電路斷開，而整個電容儲能電路由上百個電容器組組成，因而少一兩個電容器組並不會對整個電容儲能電路的總儲能量造成明顯影響。這樣，二氧化碳雷射心臟治療儀不會因為個別儲能電容的損壞而無法工作，以免因手術中途停止給病人造成意外的傷害。同時，各個故障指示發光二極體可以告知醫生儀器已有故障。在完成這一例手術之後要立即對儀器進行檢修，以確保下一例手術的安全。
在具體實施本發明時，如果認為發光二極體太多，可以讓兩個或兩個以上的電容器組共用一個發光二極體，如圖6所示。共用發光二極體的各組中只要有一組電容損壞造成保險管燒斷，共用的發光二極體就發光報警。
本發明的恆流充電電路主要由整流濾波電路(1)、電子開關(2)、電流取樣和控制電路(4)、續流電感(3)、續流二極體(5)、過流保護電路(6)等部分組成。如圖7所示，圖中的CE代表電容儲能電路。電流取樣和控制電路(4)內含一個電流取樣電阻Rq和一個具有滯後特性的反相放大電路。為了電路能穩定可靠地工作，還有尖峰吸收保護電路(保護電子開關(2)使其可靠地工作)、故障自診斷和顯示電路等附屬電路。整個充電電路工作原理如下220V市電輸入經整流濾波電路(1)後成為約300V直流電壓U1，經電子開關(2)、電流取樣和控制電路(4)中的電流取樣電阻Rq、續流電感(3)給電容儲能電路CE充電。
當充電電流小於閾值電流I1時，電流取樣和控制電路(4)輸出的信號使電子開關(2)閉合，充電電流由整流濾波電路(1)的正輸出端流出，經電子開關(2)、電流取樣電阻Rq、續流電感(3)流入電容儲能電路CE，再經過流保護電路(6)回到整流濾波電路(1)的負輸出端。充電電流迴路如圖8所示。充電電流I隨時間線性增加。當充電電流I大於閾值電流I1，而小於閾值電流I2時，電流取樣和控制電路(4)保持原有狀態不變。當充電電流I增大到閾值電流I2(I2＞I1)時，電流取樣和控制電路(4)的輸出信號翻轉，使電子開關(2)斷開，由於電感中的電流不能突變，續流電感(3)中儲存的能量通過續流二極體(5)轉移到電容儲能電路CE中，此時的充電電流迴路如圖9所示。充電電流隨時間線性減小。當充電電流I減小到閾值電流I1時，電流取樣和控制電路(4)的輸出信號翻轉，使電子開關(2)閉合，充電電流迴路又回到如圖8所示的狀態。充電電流隨時間線性增大。如此周而復始，充電電流I在兩個閾值電流I1和I2之間來回隨時間線性變化，因此，平均充電電流i＝(I1+I2)/2，是一個恆定值；其大小可以通過改變I1和I2的辦法加以調節。這樣就實現了充電電流可以調節的恆流充電。
當流經過流保護電路(6)的電流在最大允許電流以下時，過流保護電路(6)處於正常導通狀態，充電電路對電容儲能電路正常充電。反之，當這一電流超過最大允許電流時，過流保護電路(6)斷開，並輸出故障信號。充電電路停止工作。
以上是本發明的恆流充電電路的基本原理。電子開關(2)可以選用大功率開關管、VMOS管、IGBT以及其他大功率開關器件。
圖10所示電路是一個以大功率VMOS管為電子開關的恆流充電電路實例。圖中用CE表示電容儲能電路。
Q1、R2、R3、R4、C3、C4組成整流濾波電路(1)。
大功率VMOS管K1是電子開關(2)，R5、C5、C6作尖峰電壓吸收電路，以保護K1。
L是續流電感(3)。
D5是續流二極體(5)。
IC1及周圍電路組成電流取樣和控制電路(4)。IC1用CMOS定時器電路7555。R10就是電流取樣電阻Rq。B1、Q2、C7、R6、C8、DW1組成一個穩壓電路，給IC1、T1、T2提供15V電源電壓。
K2及周圍電路組成過流保護電路(6)。
220V交流電壓輸入經過Q1整流，C3、C4濾波後，得到約300V直流電壓U1。在正常工作時，U1經R19、DW2穩壓得到15V電壓，經R17送到K2柵極，使K2導通，U1經K1、R10、L和K2、R11給電容儲能電路CE充電。
充電電流I流經取樣電阻R10，得到取樣電壓Vq，Vq＝I×R10Vq經C11、R9、C10濾除尖峰幹擾後送到IC1的2、6腳，和IC1第5腳電壓V5相比較。
當Vq＜0.5V5時，即充電電流I小於閾值電流I1(I1＝0.5V5/R10)，IC1第3腳輸出高電平，經T1、T2電流放大後送到K1柵極，使K1導通。此時，充電電流迴路如圖11所示，U1經K1、R10、L、T2、R11給電容器儲能電路CE充電，充電電流I隨時間線性增大。Vq也隨時間線性增大。
當0.5V5＜I＜V5，即充電電流I處於兩個充電電流I1和I2之間時，IC1第3腳的輸出信號保持原有狀態不變。
當充電電流增大到使Vq＞V5，即充電電流I大於閾值電流I2(I2＝V5/R10)時，IC1的第3腳輸出的信號翻轉為低電平，經T1、T2使K1截止。由於電感中的電流不能突變，續流電感L中儲存的能量通過續流二極體D5轉移到電容儲能電路中，此時的充電電流迴路如附圖12所示。充電電流I隨時間線性減小。Vq也隨時間線性減小。
當充電電流減小到使Vq＜0.5V5，即充電電流I＜I1(I1＝0.5V5/R10)時，IC1第3腳輸出信號翻轉到高電平，使K1導通，充電電流迴路又回到如圖11所示的狀態。充電電流隨時間線性增大。如此周而復始，充電電流在閾值電流I1和I2之間來回變化，平均充電電流i＝(I1+I2)/2即i＝0.75V5/R10改變R10或IC1第5腳的電壓V5(改變R7、R8的阻值即可)，就可以改變平均充電電流的大小。
當由於某種原因使充電電流超過最大允許電流時，過電流檢測電阻R11上的電壓升高，經R12，使T3由正常工作時的不導通變為導通，從而T4也導通，T4的導通反過來增大了T3的導通程度，正反饋的結果導致T3、T4迅速飽和導通。T4集電極電流的一部分經R14流入T5基極，使T5也進入飽和導通，K2柵極和源極之間的電壓降低到0.4V以下，使K2截止，整個充電電路停止工作。令外，T3、T4的飽和導通使發光二極體D7發光，告知恆流充電電路已出故障。
整個恆流充電電路的核心是電流取樣和控制電路(4)，在本實例中主要是一片CMOS定時器電路7555。也可以選用其他電路，只要滿足當充電電流小於閾值電流I1時，使電子開關(2)(本實例中的K1)導通；當充電電流大於閾值電流I2(I2＞I1)時，使電子開關(2)截止；而當充電電流處於I1和I2之間時，保持原有狀態不變這一條件，就可以用。
發明人曾經製造的一臺本發明樣機，在機箱內裝兩個如圖10所示的恆流充電電路；一個使用，另一個作為備份；並把兩個充電電路的故障指示發光二極體D7都裝在機箱面板上。當其中正在使用的充電電路出現故障時，由裝在機箱面板上的切換開關手動切換到使用另一個恆流充電電路。這樣可以極大地提高手術的安全性。電容儲能電路採用105組如圖4(4)所示的電容器組並聯而成，每七個電容器組共用一個故障指示發光二極體。取得了很好的效果。
權利要求
一種具有恆流充電功能的專用儲能器，其特徵是1.由電容儲能電路和恆流充電電路兩部分組成。2.權利要求一所述的電容儲能電路由多個電容器組並聯而成。每個電容器組由一個或幾個相互串聯的電容器及各電容器的均壓電阻和一個保險管串聯組成。保險管兩端可以並聯由一個電阻和一個發光二極體組成的故障指示電路。幾個電容器組可以共用一個發光二極體。3.權利要求一所述的恆流充電電路，由整流濾波電路(1)、電子開關(2)、續流電感(3)、電流取樣和控制電路(4)、續流二極體(5)、過流保護電路(6)等部分組成。4.權利要求三所述的電流取樣和控制電路(4)，內含一個電流取樣電阻和一個具有滯後特性的反相放大電路。當充電電流小於閾值電流I1時，電流取樣和控制電路(4)輸出的信號使電子開關(2)閉合。當充電電流大於閾值電流I1而小於閾值電流I2(這裡I2＞I1)時，電流取樣和控制電路(4)的輸出信號保持原有狀態不變。當充電電流大於閾值電流I2時，電流取樣和控制電路(4)輸出的信號使電子開關(2)斷開。
全文摘要
一種具有恆流充電功能的專用儲能器,給二氧化碳雷射心臟治療儀中的雷射器主開關電源供電。由恆流充電電路和電容儲能電路組成。
文檔編號A61N5/06GK1192074SQ9710157
公開日1998年9月2日 申請日期1997年2月25日 優先權日1997年2月25日
發明者黃新營 申請人:黃新營